УСТРОЙСТВО И СПОСОБ НЕИНВАЗИВНОЙ ИНТРАКАРДИАЛЬНОЙ ЭЛЕКТРОКАРДИОГРАФИИ С ФОРМИРОВАНИЕМ ИЗОБРАЖЕНИЯ С ИСПОЛЬЗОВАНИЕМ МАГНИТНЫХ ЧАСТИЦ
DEVICE AND METHOD OF NON-INVASIVE INTRACARDIAL ELECTROCARDIOGRAPHY WITH FORMATION OF IMAGE WITH APPLICATION OF MAGNETIC PARTICLES

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к устройству и способу неинвазивной интракардиальной электрокардиографии (ЭКГ) с использованием обладающего магнитной проницаемостью и электрической проводимостью интерференционного устройства.
Уровень техники
Электрокардиография (ЭКГ) является широко используемым и хорошо известным способом регистрации электрической активности сердца по времени. Поэтому ЭКГ измерения могут надежно подтверждать диагноз сердечной недостаточности, например острой сердечной недостаточности, аритмии, например, вызванной диссинхронией сердечных сокращений, фибрилляцией предсердий или мерцательной аритмией. ЭКГ устройство регистрирует по времени электрические импульсы сердца, которые возникают в синоартериальном узле и проходят через внутреннюю проводящую систему к сердечной мышце. При обычных ЭКГ волновой фронт электрической деполяризации обычно измеряют посредством электродов, которые размещены в выбранных положениях на коже пациента. Затем электрокардиограф показывает напряжение между парами этих электродов по времени. Следовательно, стандартная ЭКГ описывает временные характеристики электрической активности сердца. В зависимости от применения данные ЭКГ измерений также можно использовать в так называемой векторной ЭКГ для описания пространственных характеристик электрической активности сердца. Другими словами, в рамках векторной ЭКГ данные измерений ЭКГ используются для формирования изображений пространственного распространения волнового фронта деполяризации по времени. Тем самым, изображение волнового фронта деполяризации часто получают в виде трехмерного вектора (обычно обозначаемого как средний электрический вектор), который в каждой точке в каждый момент времени имеет определенное направление (направление распространения) и определенную длину (в зависимости от падения напряжения у волнового фронта).
Для многих приложений, в которых нужна более точная диагностика, стандартные ЭКГ устройства недостаточно точны. В этих случаях выполняют интракардиальную ЭКГ. Интракардиальная ЭКГ (также называемая ЭКГ-картированием) позволяет измерить электрические потенциалы в пределах конкретных областей сердца посредством размещения электродов внутри сердца с помощью сердечного катетера. Этот способ особенно применим, когда нужно оценить электрическую активность сердца в пределах проводящей системы сердца, например в области вокруг пучка Гиса, где нельзя получить сигналы ЭКГ с использованием стандартного ЭКГ устройства с электродами на поверхности тела. Поэтому интракардиальное картирование гораздо точнее стандартных ЭКГ. Таким образом, ЭКГ картирование является очень важным способом для планирования процедуры катетерной абляции, которая используется для устранения патологического проводящего пути от сердца.
Основным недостатком интракардиальной ЭКГ является то, что нужна инвазивная процедура, когда катетер вводят в кровеносные сосуды пациента, которые идут к сердцу, обычно либо через бедренную вену, яремную внутреннюю вену, либо через подключичную вену. Это является серьезным хирургическим вмешательством, которое является не только сложным и требующим больших затрат времени, но также некомфортно и представляет риск для пациента.
К сожалению, до недавнего времени не было неинвазивного способа измерений со сравнительно высокой точностью, такого как интракардиальная ЭКГ.
Формирование изображения с использованием магнитных частиц (Magnetic Particle Imaging, MPI) - новая технология медицинской визуализации. Первые варианты реализации MPI были двумерными, а именно создавали двумерные изображения. Будущие варианты исполнения MPI будут трехмерными (3D). Зависящее от времени, или 4D, изображение объекта, не являющегося статичным, может создаваться путем объединения временной последовательности 3D-изображений в киноленту, при условии, что объект не претерпевает существенных изменений в процессе сбора данных для одного 3D-изображения.
MPI - реконструктивный способ визуализации, как и компьютерная томография (CT) или магнитно-резонансная визуализация (MRI). Соответственно MP-изображение представляющего интерес объема объекта генерируется в два этапа. Первый этап, называемый сбором данных, выполняется с использованием MPI-сканера. MPI-сканер имеет средство генерирования статического магнитного градиентного поля, называемого «полем выбора» (selection field), которое имеет единственную точку нулевого поля (field free point, FFP) в изоцентре сканера. Кроме того, сканер имеет средство генерирования зависящего от времени магнитного поля, близкого к пространственно-однородному. По существу это поле получают наложением быстро изменяющегося поля, обладающего малой амплитудой, называемого «полем возбуждения» (drive field), и медленно изменяющегося поля, обладающего большой амплитудой, называемого «полем фокусировки» (focus field). Путем добавления обладающих временной зависимостью «поля возбуждения» и «поля фокусировки» к статическому «полю выбора» FFP-точку можно перемещать вдоль заданной FFP-траектории по сканируемому объему, окружающему изоцентр. Сканер также имеет систему из одной или более, например трех, приемных катушек и способен регистрировать любое напряжение, индуцируемое в этих катушках. С целью сбора данных объект, подлежащий визуализации, помещают в сканер так, чтобы представляющий интерес объем объекта находился в поле обзора сканера, являющегося подпространством объема сканирования.
Объект должен содержать магнитные наночастицы; если объект представляет собой животное или человека, до проведения сканирования животному или человеку вводится контрастное вещество, содержащее такие частицы. В процессе сбора данных MPI-сканер управляет прохождением FFP-точки вдоль тщательно подобранной траектории, вычерчивающей объем сканирования или, по меньшей мере, поле обзора. Магнитные наночастицы в объекте испытывают воздействие изменяющегося магнитного поля и реагируют путем изменения своей намагниченности. Изменение намагниченности наночастиц порождает зависящее от времени электрическое напряжение в каждой из приемных катушек. Это напряжение подвергается выборке в приемнике, связанном с приемной катушкой. Выдаваемые приемниками выборки регистрируются и образуют собранные данные. Параметры, контролирующие детали сбора данных, составляют протокол сканирования.
На втором этапе генерирования изображения, называемом реконструкцией изображения, изображение рассчитывается, или реконструируется, из данных, собранных на первом этапе. Изображение представляет собой дискретный 3D-массив данных, представляющий полученную по результатам выборки аппроксимацию позиционно-зависимой концентрации магнитных наночастиц в поле обзора. Реконструкция обычно осуществляется компьютером, выполняющим соответствующую компьютерную программу. Компьютер и компьютерная программа реализуют алгоритм реконструкции. Алгоритм реконструкции основан на математической модели сбора данных. Как и во всех способах формирования изображения, построенных на реконструкции, данная модель представляет собой интегральный оператор, оказывающий действие на собранные данные; алгоритм реконструкции пытается «отменить», насколько это возможно, действие модели.
Такие MPI-устройство и способ имеют преимущество в том, что могут использоваться для обследования произвольных объектов исследования, - например организма человека, - неразрушающим образом и не вызывая каких-либо повреждений, с высоким пространственным разрешением, как близко к поверхности исследуемого объекта, так и на удалении от нее. Подобная схема и способ, в общем, известны и были впервые описаны в документе DE 101 51 778 A1 и в работе Gleich, B. and Weizenecker, J. (2005), "Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic particles" in nature, том 435, стр. 1214-1217. Схема и способ формирования изображения с использованием магнитных частиц (MPI), описанные в этой публикации, используют преимущества нелинейной кривой намагничивания малых магнитных частиц.
Сущность изобретения
Задача настоящего изобретения заключается в создании устройства и способа неинвазивной интракардиальной электрокардиографии (ЭКГ), которые обеспечивают высокую точность по сравнению с известным способом интракардиального ЭКГ картирования, являются более легкими и быстрыми в применении, не требуют хирургического вмешательства и, следовательно, более комфортны для пациента.
В первом аспекте настоящего изобретения представлено устройство, которое включает в себя:
- средство ЭКГ для регистрации сигналов ЭКГ,
- средство выбора, включающее блок генератора сигналов поля выбора и элементы поля выбора, в частности магниты или катушки возбуждения поля выбора, для генерирования магнитного поля выбора, обладающего такой пространственной диаграммой напряженности магнитного поля, чтобы первая вспомогательная зона, обладающая низкой напряженностью магнитного поля, и вторая вспомогательная зона, обладающая более высокой напряженностью магнитного поля, были сформированы в поле обзора,
- средство возбуждения, включающее блок генератора сигналов поля возбуждения и катушки возбуждения поля возбуждения для изменения пространственного положения двух вспомогательных зон в поле обзора посредством магнитного поля возбуждения, чтобы намагниченность интерференционного устройства в поле обзора менялась локально,
- средство приема, содержащее по меньшей мере один блок приема сигналов и по меньшей мере одну приемную катушку для получения сигналов обнаружения, причем сигналы обнаружения зависят от намагниченности интерференционного устройства в поле обзора, причем на намагниченность влияет изменение пространственного положения первой и второй вспомогательных зон,
- средство управления для управления блоками генератора сигнала для генерирования и подачи управляющих токов на соответствующие катушки возбуждения для генерирования соответствующих магнитных полей для перемещения интерференционного устройства через систему сосудов и сердце в направлении, указанном командами перемещения, и/или для удержания интерференционного устройства в постоянном положении,
- средство обработки для обработки сигналов обнаружения, полученных, когда приложены соответствующие магнитные поля, для определения положения интерференционного устройства в пределах системы сосудов и сердца по обработанным сигналам обнаружения и
- средство оценки для оценки влияния интерференционного устройства на сигналы ЭКГ, зарегистрированные средством ЭКГ.
В дополнительном аспекте настоящего изобретения предлагается соответствующий способ.
В другом дополнительном аспекте настоящего изобретения предлагается компьютерная программа, включающая средство программного кода, чтобы предписывать компьютеру управлять устройством по настоящему изобретению для выполнения этапов способа по настоящему изобретению, когда компьютерная программа выполняется на компьютере.
Предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения определены в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный способ и заявленная компьютерная программа имеют аналогичные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, как и заявленное устройство, определенные в зависимых пунктах формулы изобретения.
Авторы изобретения определили, что главный ограничительный фактор известного интракардиального ЭКГ картирования, сложной, требующей больших затрат времени и инвазивной хирургической операции с использованием катетера, можно преодолеть путем использования MPI технологии. Следовательно, авторы настоящего изобретения нашли решение для использования стандартного неинвазивного ЭКГ устройства путем дополнительного использования обладающего магнитной проницаемостью и электрической проводимостью интерференционного устройства, которое вводят в исследуемый объект перед исследованием, а затем, во время исследования, активно перемещают, отслеживают и формируют его изображение с использованием специально адаптированного MPI устройства, в котором интерференционное устройство влияет на сигналы ЭКГ, которые можно оценить. Путем направления и локализации интерференционного устройства в сердце пациента с использованием соответствующих магнитных полей MPI устройства по настоящему изобретению интерференционное устройство меняет электрические поля сердца и, следовательно, позволяет реконструировать пространственно локализованные ЭКГ сигналы. Другими словами, авторы изобретения обнаружили, что способ ЭКГ картирования на основе MPI, в котором интерференционное устройство, которое можно представить как проводящий электричество стержень, содержащий магнитно-мягкий материал, направляют через систему сосудов и сердце с использованием поля фокусировки и поля выбора MPI системы, чтобы он влиял на сигналы ЭКГ. С использованием адаптированных средств оценки устройства по настоящему изобретению это влияние интерференционного устройства на ЭКГ сигнал может быть оценено для достижения информации с пространственным разрешением относительно электрической активности сердца.
Основным преимуществом устройства по настоящему изобретению является значительно более высокая точность по сравнению со стандартными ЭКГ. Путем использования магнитного интерференционного устройства ЭКГ, требуемая по настоящему изобретению, является интракардиальной, но, тем не менее, инвазивная процедура не требуется. Тем самым, точность и качество сигналов сравнимы с известными инвазивными способами интракардиального ЭКГ картирования, хотя не требуется хирургического вмешательства с использованием катетера. Кроме того, представленный способ требует меньших затрат времени, является более комфортным и менее рискованным для пациента.
Предпочтительно интерференционным устройством является очень небольшой обладающий магнитной проницаемостью и электрической проводимостью стержень, который перемещают с использованием средства выбора и средства возбуждения устройства по настоящему изобретению. Таким образом, интерференционное устройство можно переместить в любую область в пределах кровеносных сосудов или сердца пациента и, тем самым, обеспечить информацию о ткани и состоянии сердца. Поскольку в известных способах должен быть использован катетер, представленный способ является гораздо более гибким и позволяет получить ЭКГ сигналы даже для областей, в которые катетер ввести нельзя.
Предлагаемые устройство и способ можно, например, применить при планировании процедуры катетерной абляции. Это дает то преимущество, что можно разделить планирование и интервенцию процедуры катетерной абляции, в противоположность известным способам. В соответствии с известными в этой области техники способами эти два этапа нельзя разделить, так что интракардиальное ЭКГ картирование обязательно выполняют одновременно с самой катетерной абляцией. Недостаток этого состоит в том, что часто не все причины аритмии можно найти во время процедуры абляции, так что может потребоваться несколько хирургических операций. В противоположность этому, с использованием устройства по настоящему изобретению более длительная, безвредная и комфортная фаза планирования, которая отделена от фактического вмешательства, может быть распределена на срок в несколько дней, чтобы можно было надежно диагностировать причины аритмии.
Обладающее магнитной проницаемостью и электрической проводимостью интерференционное устройство можно представить, как уже упомянуто выше, в виде небольшого стержня, содержащего магнитно-мягкий материал, которым может быть, например, небольшой провод из чистого железа. Что касается размера интерференционного устройства, в одном варианте осуществления используется длина 3 мм и диаметр 200 мкм. Следует отметить, что диаметр устройства не должен превышать 200 мкм, чтобы он не блокировал соответствующие сосуды. Длина предпочтительно находится в диапазоне от 1 мм до 10 мм. Хотя более длинные устройства создают большие сигналы, они могут также создавать высокий риск повреждения ткани, соответственно сосуда. Следует отметить, что устройство может быть даже больше, чем упомянутого выше размера, если оно применяется в исследуемых объектах, отличных от сердца человека. Кроме того, предпочтительно, чтобы интерференционное устройство было изготовлено из чистого железа, которое разрушается в теле человека за короткое время, так что интерференционное устройство растворяется в крови.
По предпочтительному варианту осуществления настоящего изобретения интерференционное устройство изготовлено из биологически разлагаемого полимерного материала, такого как полимолочная кислота, в который вкраплены небольшие обладающие магнитной проницаемостью и электрической проводимостью частицы. Это дополнительно снижает риск повреждения ткани, соответственно сосуда, поскольку упомянутый выше материал разлагается в теле человека очень быстро (в течение нескольких минут).
Другие преимущества устройства по настоящему изобретению обусловлены MPI технологией. Поскольку средства управления генерируют соответствующие магнитные поля (поле выбора и поле возбуждения) для перемещения интерференционного устройства через систему сосудов и сердце в направлении, указанном командами перемещения, и/или для удержания интерференционного устройства в постоянном положении, интерференционное устройство можно переместить в любое место внутри сердца только за счет приложения магнитных сил, тем самым, процедура планирования значительно облегчается, и значительно возрастает точность размещения интерференционного устройства по сравнению с известным катетерным вмешательством. Тем самым, средства управления выполнены с возможностью изменения магнитных полей очень быстро, чтобы перемещение и размещение интерференционного устройства можно было выполнить за очень короткое время. Как упомянуто выше, за счет его неинвазивной природы измерение можно повторять множество раз без риска для пациента.
Тем самым, перемещение интерференционного устройства предпочтительно обеспечивается указанием команд перемещения, которые могут быть определены на этапе планирования. Предпочтительно предусмотрен интерфейс для ввода таких команд перемещения в блок управления. Таким интерфейсом может быть пользовательский интерфейс, такой как клавиатура, указатель, компьютерная мышь или джойстик, или интерфейс для присоединения к другому устройству, такому как блок навигации или инструмент навигации на компьютере, на котором, например, запланировано перемещение интерференционного устройства, например, путем использования данных изображений пациента, полученных путем использования другого метода формирования изображений, такой как МР или КТ.
За счет предусмотренных средств обработки интерференционное устройство можно локализовать и визуализировать в любое время при ЭКГ измерениях. По сравнению с известным интракардиальным ЭКГ картированием не требуется дополнительного оборудования, такого как система камер или рентгеновская система, для визуализации и/или локализации интерференционного устройства, поскольку это устройство можно переместить и локализовать по очередности или даже почти одновременно без дополнительного оборудования. Поскольку рентгеновское излучение не используется по сравнению с известными способами, при которых необходимо получить изображение катетера с помощью рентгеновского излучения, доза пациента также снижена.
По предпочтительному варианту осуществления настоящего изобретения упомянутые выше ЭКГ сигналы регистрируются средством ЭКГ путем использования накожных электродов, которые расположены на коже пациента. Это означает, что сигналы ЭКГ можно регистрировать с помощью обычных средств ЭКГ с использованием электродов на поверхности тела. Тем не менее, точность и качество сигналов, как указано ранее, значительно выше, чем у обычного ЭКГ устройства. Кроме того, производственные затраты на устройство по настоящему изобретению можно сэкономить, если можно использовать обычные ЭКГ устройства, и нужно только адаптировать их согласно настоящему изобретению. Чтобы повысить качество сигналов и точность измерений, предпочтительно применение нескольких накожных ЭКГ электродов.
По другому предпочтительному варианту осуществления настоящего изобретения сигналы ЭКГ измеряют для множества положений интерференционного устройства. Это означает, что интерференционное устройство активно позиционировано во множестве положений в пределах сердца, так что во время измерения влияние интерференционного устройства на сигналы ЭКГ можно зарегистрировать с помощью средств оценки для всех областей в пределах сердца. Тем самым, можно установить "карту" с пространственным разрешением, которая показывает влияние интерференционного устройства на сигналы ЭКГ. Таким образом, можно локализовать области, где возможна аритмия или возникновение рубцовой ткани.
По другому предпочтительному варианту осуществления средства оценки выполнены с возможностью оценки модуляций сигналов ЭКГ в результате изменений электрического поля, вызванных интерференционным устройством. Если интерференционное устройство расположено в пределах сердца, электрическая проводимость меняется в этом положении из-за характеристик электропроводности устройства, так что сигнал ЭКГ модулируется, когда волновой фронт деполяризации сердца проходит положение интерференционного устройства. Тем самым, интерференционное устройство меняет линии электрического поля волнового фронта деполяризации и, следовательно, модулирует сигнал ЭКГ. Интерференционное устройство во время измерений либо удерживается в определенном положении (с помощью магнитных полей), пока волновой фронт деполяризации не пройдет интерференционное устройстве по меньшей мере один раз, либо оно отпущено и, следовательно, перемещается с кровотоком по произвольному пути, пока положение и ориентация не будут точно прослежены с помощью средства обработки. В этом случае скорость устройства может превысить 1 м/с, так что сигнал ЭКГ теперь модулируется на частотах выше 300 Гц. Поэтому частоты модуляций находятся в полосе частот, отличной от сигналов ЭКГ, так что "почерк" интерференционного устройства можно легко выделить в пространстве Фурье.
Одним из преимуществ возникновения этих модуляций сигналов на сигнале ЭКГ является то, что, например, может быть определена рубцовая ткань, поскольку возникает слабая модуляция или она вообще не возникает, если интерференционное устройство расположено в положении, где ткань покрыта рубцами. Это обусловлено тем фактом, что рубцовая ткань обладает значительно сниженной электропроводностью, так что можно представить, что волновой фронт деполяризации перемещается вокруг рубцовой ткани (волновой фронт распространения "избегает" волнового фронта деполяризации).
Чтобы оценить модуляции сигналов в результате изменений электрического поля, вызванных интерференционным устройством, по одному варианту осуществления настоящего изобретения, кроме того, предпочтительно, чтобы средства оценки были выполнены с возможностью получения информации о модуляциях сигналов ЭКГ, вызванных интерференционным устройством, с корреляцией по времени с информацией о положении интерференционного устройства в пределах сосудов и сердца, определенной по обработанным сигналам обнаружения. Основное усовершенствование этой характеристики состоит в том, что для этого варианта осуществления пространственная информация о местоположении интерференционного устройства, которая получена с использованием MPI метода слежения, получена в корреляции с зависящей от времени модуляцией сигнала ЭКГ. Это означает, что когда специфическая характеристика ЭКГ является наиболее модулированной, когда устройство находится в некотором положении, характеристика ЭКГ возникает в положении, которое получено методом MPI слежения.
Если, например, интерференционное устройство расположено около синоартериального узла, зубец P сигнала ЭКГ будет наиболее модулированным, поскольку степень модуляции снижается далее от зубца P. Одновременный учет пространственной информации и временной зависимости в этом примере означает, что время, необходимое для распространения волнового фронта деполяризации от синоартериального узла до конкретного положения, в котором расположено интерференционное устройство, можно получить по сигналу ЭКГ путем измерения времени от начала сигнала ЭКГ до точки самой сильной модуляции, с другой стороны, положение интерференционного устройства может быть точно определено с использованием средства обработки MPI устройства. Таким путем можно точно определить временную и пространственную зависимость распространения волнового фронта деполяризации.
По другому варианту осуществления настоящего изобретения предлагается, чтобы средства оценки были выполнены с возможностью определения среднего электрического вектора волнового фронта поляризации сердца по времени в пространственно определенном положении путем получения информации о модуляциях сигналов ЭКГ, вызванных интерференционным устройством, с корреляцией по времени с информацией о положении интерференционного устройства в пределах системы сосудов и сердца, определенной по обработанным сигналам обнаружения. Аналогично обычной векторной ЭКГ, где данные ЭКГ используются для формирования изображения пространственного распространения волнового фронта деполяризации по времени, средний электрический вектор, который обозначает направление распространения и падение напряжения у волнового фронта в каждый момент времени, может быть очень точно определен для каждого положения в сердце. В противоположность известной неинвазивной (обычной) ЭКГ, где этот средний электрический вектор реконструирован только на основе модулей приближенного моделирования, средний электрический вектор может быть определен по настоящему изобретению на основе конкретных измеренных сигналов и на основе конкретных математических расчетов. Эта возможность до настоящего времени была известна только для инвазивного катетерного ЭКГ картирования, которое обладает тем недостатком, что необходимо серьезное хирургическое вмешательство. Если средний электрический вектор волнового фронта деполяризации определен для достаточного числа положений в пределах сердца, может быть реконструировано очень точное распространение волнового фронта деполяризации по времени.
По другому варианту осуществления настоящего изобретения устройство по настоящему изобретению дополнительно содержит средство повышения качества для улучшения оценки модуляций сигналов путем сравнения измеренных модуляций сигналов с ожидаемыми модуляциями сигналов. Таким образом, качество реконструкции волнового фронта деполяризации значительно повышается. На практике это выполняют, например, применением измеренных значений для среднего электрического вектора с ожидаемыми модулированными значениями, например, с использованием интерполяции.
По другому предпочтительному варианту осуществления настоящего изобретения устройство содержит средство формирования изображений распространения волнового фронта деполяризации по времени. Тем самым, моделирование распространения волнового фронта деполяризации можно показать, например, на экране компьютера, чтобы можно было реалистично визуализировать аномалии или сердечную недостаточность. Таким образом, можно значительно улучшить диагностику болезней сердца.
По другому предпочтительному варианту осуществления настоящего изобретения устройство дополнительно содержит средство фокусировки, содержащее блок генератора сигнала поля фокусировки и катушки возбуждения поля фокусировки для изменения пространственного положения поля обзора посредством магнитного поля фокусировки. Такое поле фокусировки обладает тем же самым или аналогичным пространственным распределением, что и поле возбуждения. Поле фокусировки в основном используется для перемещения пространственного положения поля обзора. Это особенно необходимо, поскольку поле обзора обладает очень малым размером, так что, если целевой элемент нужно переместить на большее расстояние в пределах исследуемого объекта (пациента), поле фокусировки должно изменить пространственное положение поля обзора, чтобы активно перемещать и отслеживать интерференционное устройство на всем его пути, пока оно не достигнет требуемого положения в пределах сердца пациента.
Другими словами, поле фокусировки заменяет активное механическое перемещение пациента. Это означает, что пациент должен быть перемещен физически, чтобы переместить поле обзора, если не предусмотрено средство возбуждения поля фокусировки. Аналогично или даже лучше, чем катушки возбуждения магнитного поля возбуждения, могут быть использованы катушки возбуждения магнитного поля фокусировки для перемещения интерференционного устройства в теле пациента. Эти катушки позволяют генерировать достаточно однородные поля в разных направлениях на достаточно высокой скорости и с достаточно высокой напряженностью поля, которые требуются для перемещения интерференционного устройства. Следовательно, использование этих катушек возбуждения поля фокусировки обеспечивает высокую гибкость, поскольку эти поля могут быть созданы в любом направлении.
Как упомянуто выше, поле фокусировки обладает тем же самым или аналогичным пространственным распределением, что и поле возбуждения. Даже можно использовать те же самые магнитные катушки, поскольку катушки используются для генерирования магнитного поля возбуждения. Основное отличие состоит в том, что частоты значительно ниже (например, < 1 кГц, обычно < 100 Гц) для поля фокусировки, чем для поля возбуждения, но амплитуды поля фокусировки гораздо выше (например, 200 мТл по сравнению с 20 мТл для поля возбуждения).
Краткое описание чертежей
Эти и другие аспекты настоящего изобретения будут очевидны и пояснены со ссылкой на вариант(ы) осуществления, указанные в настоящем документе. На следующих чертежах:
на фиг. 1 показан первый вариант осуществления MPI устройства,
на фиг. 2 показан пример диаграммы поля выбора, созданного устройством, показанным на фиг. 1,
на фиг. 3 показан второй вариант осуществления MPI устройства,
на фиг. 4 приведена блок-схема варианта осуществления устройства по настоящему изобретению,
на фиг. 5 схематично показано практическое применение устройства по настоящему изобретению,
на фиг. 6А-6С показано позиционирование электрически проводящего интерференционного устройства по настоящему изобретению в разных положениях в сердце,
на фиг. 7 показано влияние интерференционного устройства по настоящему изобретению на сигнал ЭКГ,
на фиг. 8А показан средний электрический вектор волнового фронта деполяризации сердца по времени и
на фиг. 8В показано распространение волнового фронта деполяризации сердца по времени.
Подробное описание изобретения
Перед разъяснением подробностей настоящего изобретения будут детально пояснены основные положения формирования изображения с использованием магнитных частиц со ссылкой на фиг. 1-3. В частности, будут описаны два варианта осуществления MPI-сканера, используемого для медицинской диагностики. Также представлено содержательное описание сбора данных. Будут отмечены сходства и различия между этими двумя вариантами осуществления.
+
-
В первом варианте 10 осуществления MPI-сканера, показанном на фиг. 1, имеются три выделенные пары 12, 14, 16 коаксиальных параллельных кольцевых катушек, при этом каждая пара расположена так, как показано на Фиг. 1. Эти катушечные пары 12, 14, 16 служат для генерирования поля выбора, а также поля возбуждения и поля фокусировки. Оси 18, 20, 22 трех катушечных пар 12, 14, 16 взаимно ортогональны и пересекаются в одной точке, обозначенной как изоцентр 24 MPI-сканера 10. Кроме того, эти оси 18, 20, 22 служат осями 3D-декартовой системы координат x-y-z, связанной с изоцентром 24. Вертикальная ось 20 соответствует y-оси, а x и z-оси являются горизонтальными осями. Катушечные пары 12, 14, 16 именуются по своим осям. Например, y-катушечная пара 14 образована катушками, расположенными сверху и снизу сканера. Кроме того, катушку с положительной (отрицательной) y-координатой будем называть y-катушкой (y-катушкой), и также для остальных катушек.
S
+
S
-
Сканер 10 выполнен с возможностью пропускания заданного зависящего от времени электрического тока через каждую из этих катушек 12, 14, 16, причем в каждом из направлений. Если ток протекает в катушке по часовой стрелке, если смотреть вдоль оси этой катушки, он считается положительным, в противном случае - отрицательным. Для генерирования статического поля выбора постоянный положительный ток I должен протекать через z-катушку, а ток -I должен протекать через z-катушку. Z-катушечная пара 16 в этом случае работает как антипараллельная кольцевая катушечная пара.
Магнитное поле выбора, которое, в общем, является градиентным магнитным полем, показано на фиг. 2 силовыми линиями 50 поля. Оно имеет по существу постоянный градиент в направлении (например, горизонтальной) z-оси 22 z-катушечной пары 16, генерирующей поле выбора, и достигает нулевого значения в изоцентре 24 на оси 22. От этой точки нулевого поля (на фиг. 2 отдельно не показана) напряженность магнитного поля 50 выбора возрастает во всех трех пространственных направлениях с увеличением расстояния от точки нулевого поля. В первой вспомогательной зоне или области 52, обозначенной пунктирной линией вокруг изоцентра 24, напряженность поля столь мала, что намагниченность частиц, присутствующих в первой вспомогательной зоне 52, не достигает уровня насыщения, в то время как намагниченность частиц, присутствующих во второй вспомогательной зоне 54 (за пределами области 52), соответствует состоянию насыщения. Точка нулевого поля или первая вспомогательная зона 52 поля 28 обзора сканера предпочтительно представляет собой область, обладающую пространственной когерентностью; она также может представлять собой точечную зону, прямую или плоскую область. Во второй вспомогательной зоне 54 (т.е. в остальной части поля 28 обзора сканера за пределами первой вспомогательной зоны 52) напряженность магнитного поля поля выбора достаточно велика, чтобы удерживать магнитные частицы в состоянии насыщения.
С изменением положения двух вспомогательных зон 52, 54 в пределах поля 28 обзора (общая) намагниченность в поле 28 обзора изменяется. Измеряя намагниченность в поле 28 обзора или физические параметры, на которые намагниченность влияет, можно получить информацию о пространственном распределении магнитных частиц в поле 28 обзора. Для изменения относительного пространственного положения двух вспомогательных зон 52, 54, расположенных в поле 28 обзора, на поле 50 выбора в поле 28 обзора или, по меньшей мере, части поля 28 обзора накладываются дополнительные магнитные поля, а именно магнитное поле возбуждения и, если возможно, магнитное поле фокусировки.
D
D
D
F
F
F
1
2
3
1
2
3
Для генерирования поля возбуждения через обе x-катушки 12 пропускается зависящий от времени ток I , через обе y-катушки 14 - зависящий от времени ток I , а через обе z-катушки 16- зависящий от времени ток I . Таким образом, каждая из трех катушечных пар работает как параллельная кольцевая катушечная пара. Аналогичным образом, чтобы сгенерировать поле фокусировки, через обе x-катушки 12 пропускается зависящий от времени ток I , через обе y-катушки 14 - зависящий от времени ток I , а через обе z-катушки 16 - зависящий от времени ток I .
±
D
F
S
D
F
3
3
k
k
Следует отметить, что z-катушечная пара 16 представляет собой особую пару: она генерирует не только свою долю в поле возбуждения и поле фокусировки, но также и поля выбора. Ток, протекающий через z-катушку, составляет I +I +I. Ток, протекающий через остальные две катушечные пары 12, 14, составляет I +I , где k=1, 2. В силу своей геометрии и симметрии три катушечные пары 12, 14, 16 развязаны между собой. Требуется, чтобы данное условие выполнялось.
Будучи сгенерированным антипараллельной кольцевой катушечной парой, поле выбора является осесимметричным относительно z-оси, при этом его z-компонента практически линейна по координате z и не зависит от координат x и y в значительном по размеру физическом объеме вокруг изоцентра 24. В частности, поле выбора имеет единственную точку нулевого поля (FFP) в изоцентре. Наоборот, вклады в поле возбуждения и поле фокусировки, генерируемые параллельными кольцевыми катушечными парами, являются близкими к однородным в пространственном отношении в значительном по размеру физическом объеме вокруг изоцентра 24 и параллельными оси соответствующей катушечной пары. Поле возбуждения и поле фокусировки, сгенерированные совместно всеми тремя параллельными кольцевыми катушечными парами, являются близкими к однородным в пространственном отношении и могут иметь любое направление и любой уровень напряженности вплоть до некоторого максимального значения напряженности. Поле возбуждения и поле фокусировки также являются зависящими от времени. Различие между полем фокусировки и полем возбуждения заключается в том, что поле фокусировки изменяется медленно во времени и имеет большую амплитуду, в то время как поле возбуждения изменяется быстро и имеет малую амплитуду. Имеются физические и биомедицинские основания обращаться с этими полями отдельно. Быстроменяющееся поле с высокой амплитудой трудно сгенерировать, и оно представляет опасность для пациента.
В варианте 10 осуществления MPI-сканера имеется, по меньшей мере, одна дополнительная пара, предпочтительно три дополнительных пары, параллельных кольцевых катушек, опять же ориентированных вдоль x-, y- и z-осей. Эти катушечные пары, которые на фиг. 1 не показаны, служат приемными катушками. Как и в случае катушечных пар 12, 14, 16 для поля возбуждения и поля фокусировки, магнитное поле, генерируемое постоянным током, протекающим по одной из этих приемных катушечных пар, является близким к однородному в пространственном отношении в пределах поля обзора и параллельным оси соответствующей катушечной пары. Предполагается, что приемные катушки развязаны между собой. Зависящее от времени напряжение, индуцируемое в приемной катушке, подвергается усилению и измеряется приемником, присоединенным к катушке. Если говорить точнее, чтобы справиться с обработкой этого сигнала в огромном динамическом диапазоне, приемник замеряет разность между полученным сигналом и некоторым опорным сигналом. Передаточная функция приемника является ненулевой от DC до точки, в которой ожидаемый уровень сигнала снижается ниже уровня помех.
В варианте 10 осуществления MPI-сканера, показанном на фиг. 1, имеется цилиндрический туннель 26, расположенный вдоль z-оси 22, т.е. вдоль оси поля выбора. Все катушки расположены снаружи этого туннеля 26. Для сбора данных пациент (или объект), который должен пройти визуализацию (или лечение), размещается в туннеле 26, так чтобы представляющий интерес объем организма пациента, - объем организма пациента (или объекта), который будет визуализирован (или подвергнут лечению), - был охвачен полем 28 обзора сканера - тем объемом сканера, содержание которого сканер способен визуализировать. Пациент (или объект) располагается, например, на столе для пациента. Поле 28 обзора имеет геометрически простой изоцентрический объем во внутреннем пространстве туннеля 26, например, в виде куба, шара или цилиндра. Кубическое поле 28 обзора показано на фиг. 1.
3
2
Размер первой вспомогательной зоны 52 зависит, с одной стороны, от величины градиента магнитного поля выбора, а с другой стороны, от напряженности магнитного поля, необходимой для насыщения. Для достаточного насыщения магнитных частиц при напряженности магнитного поля, равной 80 А/м, и градиенте (в заданном пространственном направлении) напряженности магнитного поля выбора, достигающим 50×10А/м, первая вспомогательная зона 52, в которой намагниченность частиц ниже уровня насыщения, имеет размеры около 1 мм (в заданном пространственном направлении).
Представляющий интерес объем организма пациента должен содержать магнитные наночастицы. До проведения терапевтических и/или диагностических процедур в отношении, например, опухоли магнитные частицы помещают в представляющий интерес объем, например, посредством жидкости, содержащей магнитные частицы, которую вводят в организм пациента (объект) путем инъекции или вводят пациенту иным способом, например перорально.
В одном варианте осуществления магнитные частицы содержат, например, сферический субстрат из стекла, снабженный слоем из магнитно-мягкого материала, толщина которого составляет, например, 5 нм и который состоит, например, из железо-никелевого сплава (например, пермаллоя). Этот слой может иметь покрытие, выполненное, например, из покрывающего слоя, защищающего частицу от химически и/или физически агрессивных сред, например кислотных. Напряженность магнитного поля 50 выбора, которая требуется для магнитного насыщения таких частиц, зависит от различных параметров, например диаметра частиц, используемого магнитного материала для магнитного слоя и других параметров.
При диаметре 10 мкм, например, потребуется магнитное поле напряженностью 800 A/m (что соответствует примерно плотности магнитного потока 1 мТл), а при диаметре 100 мкм будет достаточным магнитное поле напряженностью 80 A/m. Еще меньшие величины получают, когда выбирается покрытие из материала, обладающего меньшей величиной магнитного насыщения, или когда слой имеет меньшую толщину. Магнитные частицы, которые, в общем, могут быть использованы, доступны на рынке под фирменным названием Resovist.
Для получения дополнительной информации об обычно используемых магнитных частицах и композициях частиц можно обратиться к публикациям EP 1304542, WO 2004/091386, WO 2004/091390, WO 2004/091394, WO 2004/091395, WO 2004/091396, WO 2004/091397, WO 2004/091398, WO 2004/091408, которые включены в настоящее описание путем ссылки. В этих документах можно также найти более подробное описание MPI-способа в целом.
s
e
k
k
k
Сбор данных начинается в момент времени t и заканчивается в момент времени t. В процессе сбора данных x-, y- и z-катушечные пары 12, 14, 16 генерируют магнитное поле, зависящее от положения в пространстве и от времени, т.е. прикладываемое поле. Это достигается путем пропускания через катушки соответствующих токов. По существу поле возбуждения и поле фокусировки воздействуют на поле выбора так, что FFP перемещается вдоль предварительно выбранной FFP-траектории, очерчивающей объем сканирования, частью которого является поле обзора. Прикладываемое поле придает ориентацию магнитным наночастицам, находящимся в пациенте. При изменении прикладываемого поля получаемая намагниченность также изменяется, хотя ее реакция на прикладываемое поле является нелинейной. Изменяющееся прикладываемое поле и изменяющаяся намагниченность в сумме индуцируют зависящее от времени напряжение V на выводах приемной катушечной пары вдоль x-осей. Соответствующий приемник преобразует это напряжение в сигнал S(t), который он замеряет и подает на выход.
Предпочтительно принимать и регистрировать сигналы от магнитных частиц, расположенных в первой вспомогательной зоне 52, в ином частотном диапазоне (сдвинутом в область более высоких частот), чем тот частотный диапазон, в котором происходят изменения магнитного поля возбуждения. Это возможно выполнить, поскольку появляются частотные составляющие более высоких гармоник частоты магнитного поля возбуждения благодаря изменению намагниченности магнитных частиц в поле 28 обзора сканера вследствие нелинейности характеристик намагничивания.
Как и в первом варианте 10 осуществления, показанном на фиг. 1, во втором варианте 30 осуществления MPI-сканера, показанном на фиг. 3, имеются три кольцевые взаимно ортогональные катушечные пары 32, 34, 36, однако эти катушечные пары 32, 34, 36 генерируют только поле выбора и поле фокусировки. Z-катушки 36, которые опять же генерируют поле выбора, заполнены ферромагнитным материалом 37. Z-ось 42 в этом варианте 30 осуществления ориентирована вертикально, в то время как x- и y-оси 38, 40 ориентированы горизонтально. Туннель 46 сканера параллелен x-оси 38, а значит, перпендикулярен оси 42 поля выбора. Поле возбуждения генерируется соленоидом (не показан) вдоль x-оси 38 и парой отклоняющих катушек (не показаны) вдоль остальных двух осей 40, 42. Эти катушки намотаны вокруг трубки, образующей туннель. Катушки поля возбуждения также служат приемными катушками. Сигналы, принятые приемными катушками, проходят через высокочастотный фильтр, который подавляет составляющую, привносимую прикладываемым полем.
0
0
<mrow><msqrt><mn>2</mn></msqrt></mrow>
Несколько типичных параметров в таком варианте осуществления: z-градиент поля выбора, G, имеет величину G/μ=2,5 Тл/м, где μ - магнитная проницаемость вакуума. Генерируемое поле выбора либо совсем не изменяется во времени, либо его изменение является относительно медленным, предпочтительно с частотой примерно от 1 Гц до примерно 100 Гц. Временной частотный спектр поля возбуждения сосредоточен в узкой полосе частот около 25 кГц (примерно до 100 кГц). Спектр полезных частот принимаемого сигнала лежит между 50 кГц и 1 МГц (иногда примерно до 10 МГц). Диаметр туннеля составляет 120 мм. Длина ребра самого большого куба 28, который может поместиться в туннеле 46, составляет 120 мм/
≈84 мм.
Как показано в приведенных выше вариантах осуществления, различные магнитные поля могут генерироваться катушками одних и тех же катушечных пар путем обеспечения этих катушек соответствующим образом сгенерированными токами. Однако, в особенности с целью расшифровки сигнала при более высоком отношении сигнал-шум, может оказаться предпочтительным, чтобы постоянное во времени (или квазипостоянное) поле выбора и переменные во времени поле возбуждения и поле фокусировки генерировались отдельными катушечными парами. В общем случае для этих катушек могут быть использованы катушечные пары типа Гельмгольца, которые, в общем, известны, например, из области применения магнитно-резонансных устройств с открытыми магнитами (МРТ открытого типа), в которых радиочастотная (RF) катушечная пара расположена над и под представляющей интерес областью, при этом упомянутая RF-катушечная пара способна генерировать переменное во времени магнитное поле. Таким образом, конструкция таких катушек не требует дальнейших разъяснений.
В альтернативном варианте осуществления для генерирования поля выбора могут быть использованы постоянные магниты (не показаны). В пространстве между двумя полюсами таких (противоположных) постоянных магнитов (не показано) образуется магнитное поле, схожее с тем, которое показано на фиг. 2, т.е. в случае, когда противоположные полюса имеют одинаковую полярность. В другом альтернативном варианте осуществления поле выбора может генерироваться с помощью объединения, по меньшей мере, одного постоянного магнита и, по меньшей мере, одной катушки.
На фиг. 4 приведена блок-схема устройства 100 по одному варианту осуществления настоящего изобретения. Общие принципы формирования изображений с использованием магнитных частиц, поясненные выше, также действительны и применимы к этому варианту осуществления, если не указано иного.
Вариант осуществления устройства 100, показанный на фиг. 4, содержит набор различных катушек для генерирования требуемых магнитных полей. Во-первых, следует пояснить катушки и их основные функции в режиме MPI.
Для генерирования магнитного градиентного поля выбора, описанного выше, предусмотрены средства выбора, содержащие набор катушек 116 возбуждения поля выбора (SF), предпочтительно содержащий по меньшей мере одну пару катушечных элементов. Средство выбора дополнительно содержит блок 110 генератора сигнала поля выбора. Предпочтительно отдельный вспомогательный блок генератора предусмотрен для каждой катушки (или каждой пары катушечных элементов) набора 116 катушек возбуждения поля выбора. Блок 110 генератора сигнала поля выбора содержит управляемый источник 112 тока возбуждения поля выбора (который обычно содержит усилитель) и блок (114) фильтра, который обеспечивает подачу тока возбуждения поля выбора на соответствующие катушечные элементы возбуждения поля выбора для установки по отдельности величины градиента поля выбора в требуемом направлении. Предпочтительно подается постоянный ток. Если катушечные элементы возбуждения поля выбора расположены в виде расположенных друг против друга катушек, например на противоположных сторонах поля обзора, токи возбуждения поля выбора в противоположных катушках предпочтительно протекают в противоположных направлениях.
Блок 110 генератора сигнала поля выбора контролируется блоком 150 управления, который предпочтительно осуществляет управление блоком 110 генератора сигнала поля выбора так, чтобы суммарная напряженность поля и суммарная величина градиента во всех пространственных частях поля выбора поддерживались на заданном уровне.
Для генерирования магнитного поля фокусировки устройство 100 дополнительно содержит средство фокусировки, содержащее набор катушек возбуждения поля фокусировки (FF), предпочтительно содержащий три пары 126a, 126b, 126c расположенных друг против друга элементов катушек возбуждения поля фокусировки. Катушками возбуждения магнитного поля фокусировки управляет блок 120 генератора сигнала поля фокусировки, предпочтительно содержащий отдельный вспомогательный блок генератора сигнала поля фокусировки для каждого катушечного элемента (или по меньшей мере каждой пары катушечных элементов) указанных наборов катушек возбуждения поля фокусировки. Блок 120 генератора сигнала поля фокусировки содержит источник 122 тока возбуждения поля фокусировки (предпочтительно содержащий усилитель тока) и блок 124 фильтра для подачи тока возбуждения поля фокусировки на соответствующую катушку вспомогательного набора катушек 126a, 126b, 126c, который следует использовать для генерирования магнитного поля фокусировки. Блоком 120 тока возбуждения поля фокусировки также управляет блок 150 управления.
Поле фокусировки и упомянутое выше средство генерирования поля фокусировки по настоящему изобретению не являются обязательными. Средство возбуждения поля фокусировки может быть использовано так же, как средство возбуждения поля возбуждения (описанное подробно далее), для перемещения интерференционного устройства 210 через сосуды пациента 300, пока оно не достигнет своего окончательного требуемого положения в пределах сердца 220 пациента 300. Интерференционное устройство 210, тем самым, перемещают посредством магнитных сил, которые возникают благодаря приложенному полю фокусировки (соответственно, благодаря приложенному полю возбуждения). Кроме того, поле фокусировки предпочтительно, поскольку поле 28 обзора обладает очень ограниченным размером, так что, если интерференционное устройство 210 нужно переместить на более длинное расстояние через сосуды пациента 300, поле фокусировки должно изменить пространственное положение поля 28 обзора, чтобы можно было активно перемещать и отслеживать интерференционное устройство 210 на всем его пути, пока оно не достигнет требуемого положения в пределах сердца 220 пациента 300. Другими словами, поле фокусировки заменяет активное механическое перемещение пациента 300. Если не предусмотрены средства возбуждения поля фокусировки, пациент 300 должен переместиться физически, чтобы переместить поле 28 обзора.
Для генерирования магнитного поля возбуждения устройство 100 дополнительно содержит средство возбуждения, содержащее вспомогательный блок катушек возбуждения поля возбуждения (DF), предпочтительно содержащий три пары 136a, 136b, 136c противоположно расположенных элементов катушек возбуждения поля возбуждения. Катушки возбуждения поля возбуждения контролируются блоком 130 генератора сигналов поля возбуждения, предпочтительно содержащим отдельный вспомогательный блок генератора сигналов поля возбуждения для каждого катушечного элемента (или, по меньшей мере, каждой пары катушечных элементов) упомянутого набора катушек возбуждения поля возбуждения. Упомянутый блок 130 генератора сигнала поля возбуждения содержит источник 132 тока возбуждения поля возбуждения (предпочтительно содержащий усилитель тока), а также блок 134 фильтра для подачи тока возбуждения поля возбуждения на соответствующую катушку возбуждения поля возбуждения. Источник 132 тока возбуждения поля возбуждения выполнен с возможностью генерирования переменного тока и также контролируется блоком 150 управления.
Для обнаружения сигналов предусмотрены приемное средство 148, в частности приемная катушка, а также блок 140 приема сигналов, принимающий сигналы, распознанные упомянутым приемным средством 148. Упомянутый блок 140 приема сигналов содержит блок 142 фильтра для фильтрации принятых сигналов обнаружения. Задача такой фильтрации заключается в отделении измеренных величин, обусловленных намагничиванием в исследуемой области, на которое оказывает влияние изменение положения двух подобластей (52, 54), от других сигналов, образующих помехи. С этой целью блок 142 фильтра может быть выполнен так, что, например, сигналы, имеющие временные частоты, меньшие, чем временные частоты, с которыми работает приемная катушка 148, или меньше величины, вдвое превышающей эти временные частоты, не пропускаются блоком 142 фильтра. Сигналы далее поступают через усилительный блок 144 на аналого-цифровой преобразователь 146 (ADC). Оцифрованные сигналы, выданные аналого-цифровым преобразователем 146, поступают в блок 152 обработки изображения (называемый также средством реконструкции изображения), который реконструирует изображение положения интерференционного устройства 210, чтобы интерференционное устройство 210 можно было точно и постоянно отслеживать во время измерения. Реконструированное изображение положения магнитного интерференционного устройства 210 в конечном итоге передается средством 150 управления на компьютер 154, который выводит его на экран монитора 156. Таким образом, может быть отображено изображение, показывающее положение интерференционного устройства 210.
Кроме того, предусмотрен блок 158 ввода информации, например клавиатура. Пользователь, таким образом, может установить желаемое направления наивысшего разрешения и, в свою очередь, получить соответствующее изображение области действия на мониторе 156. Если необходимое направление, в котором требуется получить наивысшее разрешение, имеет отклонение от направления, установленного пользователем, пользователь, тем не менее, может изменить направление вручную, чтобы получить следующее изображение с повышенным разрешением. Процесс повышения разрешения может также выполняться в автоматическом режиме блоком 150 управления и компьютером 154.
По настоящему изобретению блок 150 управления выполнен с возможностью управления блоками 110, 120, 130 генераторов сигнала, в частности блоком 120 генератора сигнала поля фокусировки и/или блоком 130 генератора сигнала поля возбуждения, чтобы генерировать и подавать управляющие токи на катушки соответствующих полей, в частности, катушки 126a, 126b, 126c возбуждения поля фокусировки и/или катушки 136a, 136b, 136c возбуждения поля возбуждения, чтобы генерировать соответствующие магнитные поля для перемещения интерференционного устройства 210 через систему сосудов и сердце 220 в направлении, указанном командами перемещения, и/или для удержания интерференционного устройства 210 в постоянном положении. Тем самым, интерференционное устройство 210 можно переместить в требуемое положение в сердце 220 пациента 300. Это перемещение можно выполнить очень быстро и, кроме того, более комфортно и без риска для пациента 300.
Для введения команд перемещения предусмотрен интерфейс 162. Интерфейс 162 может быть осуществлен разными способами. Например, интерфейс 162 может представлять собой пользовательский интерфейс, посредством которого пользователь может вручную вводить пользовательские команды, например, посредством клавиатуры, пульта управления, джойстика или инструмента навигации, например, установленного на отдельном компьютере (не показан).
Следовательно, фактически устройство по настоящему изобретению может перемещать интерференционное устройство 210 через тело пациента 300, в частности для управления направлением перемещения интерференционного устройства 210, на основе команд перемещения, независимо от их формы и от того, от кого или какие команды перемещения предусмотрены.
Команды перемещения также могут быть получены от внешнего блока 170 управления перемещением, который подключен к интерфейсу 162 и который содержит дисплей 172, например, для отображения заранее полученных данных изображений сердца 220 пациента и средство 174 управления оператора для ввода команд управления для планирования перемещения интерференционного устройства 210.
При практическом вмешательстве измерение может быть запланировано заранее с использованием блока 70 управления перемещением. План навигации, в частности команды управления перемещением, затем подаются посредством интерфейса 162 на блок управления 150 устройства 100. С требуемыми (например, регулярными) интервалами перемещение интерференционного устройства 210 прекращается, и его текущее положение получают путем применения последовательности MPI, предпочтительно во время перемещения FFP вдоль траектории через область, в которой интерференционное устройство 210 может быть расположено в текущий момент, и получения сигналов обнаружения, которые затем обрабатывают для нахождения текущего положения интерференционного устройства 210.
Таким образом, прямая обратная связь может быть получена независимо от того, соответствует ли фактическое положение интерференционного устройства 210 требуемому положению, так что могут быть внесены немедленные корректировки либо вручную, либо посредством блока 150 управления.
Как указано выше, устройство 100 предусмотрено с использованием MPI способа формирования изображений и слежения. По настоящему изобретению устройство 100, кроме того, содержит средство 151 ЭКГ для регистрации сигналов ЭКГ сердца 220 пациента. Эти средства 151 ЭКГ могут быть осуществлены путем использования стандартного устройства ЭКГ, которое регистрирует сигналы путем использования накожных электродов 230 (см. фиг. 5). Сигналы ЭКГ затем передаются на средство 153 оценки, которое выполнено с возможностью оценки влияния интерференционного устройства 210 на сигнал ЭКГ. Это средство оценки 153 может представлять собой, например, другой блок обработки, который также подключен к блоку 150 управления и к средству приема. В средстве 153 оценки информацию об активности сердца пациента и влиянии интерференционного устройства 210 на сигнал ЭКГ, принятый средством 151 ЭКГ, получают вместе с информацией о позиционировании интерференционного устройства 210, принятой средством приема.
Чтобы понять принцип этой оценки, которую выполняет средство 153 оценки, далее приведены примеры и дополнительно подробно описан принцип.
На фиг. 5 схематично показан вариант осуществления настройки практического измерения устройства по настоящему изобретению. Устройство 100, тем самым, включает MPI средство 10, 30, как указано на фиг. 1 и 3, устройство 151 ЭКГ и компьютер 200, который приводит информацию, принятую от MPI средств 10, 30 и средства 151 ЭКГ в соответствии друг с другом, и оценивает результаты измерений. В деталях, интерференционное устройство 210, которое предпочтительно введено в тело пациента 300 перед измерением, перемещается (при этом, предпочтительно, осуществляется непрерывное слежение) к сердцу 220 пациента с использованием упомянутого выше способа MPI. Блок 150 управления, блок 152 обработки формирования изображений и средство 153 оценки в этом варианте осуществления включены в компьютер 200 и повторно графически подробно не показаны. Устройство 100, кроме того, содержит устройство 151 ЭКГ, которое измеряет сигналы ЭКГ путем использования стандартных или несколько адаптированных накожных электродов 230. Следует отметить, что подходящие электроды 230 предпочтительно не являются магнитными, например, такие электроды, как известные в области МР-визуализации (магниторезонансное формирование изображений).
Если интерференционное устройство 210 позиционировано в сердце 220 пациента 300, оно увеличивает электрическую проводимость в этом положении за счет его характеристик электропроводности. В результате этого интерференционное устройство 210 меняет электрическое поле активности сердца, когда волновой фронт деполяризации сердца 220 проходит интерференционное устройство 210. Это влияние затем приводит к модуляции сигнала ЭКГ, который получен устройством 151 ЭКГ. Модуляция может даже возрасти, если интерференционное устройство 210 заставить вращаться (с помощью магнитных полей MPI устройства), при этом удерживая его в фиксированном положении в сердце. Пример этой модуляции 240 показан на фиг. 7А, где показана модуляция 240 зубца P на примере сигнала ЭКГ. Частота модуляции, которая вызвана интерференционным устройством 210, даже выше (выше 300 Гц), чем в примере, показанном на фиг. 7А. Также следует отметить, что амплитуды модуляции в реальности обычно меньше, чем показанные на фиг. 7, которые преувеличены только для целей иллюстрации. Измеренный сигнал, показанный на фиг. 7А, может соответствовать положению интерференционного устройства 210, пример которого показан на фиг. 6А. На фиг. 6А интерференционное устройство 210 расположено около синоартериального узла. Поскольку зубец P сигнала ЭКГ соответствует деполяризации около синоартериального узла, очевидно, что в случае интерференционного устройства 210, расположенного в этой области, зубец P также модулирован, как показано на фиг. 7.
На фиг. 7А показана модуляция 240 сигнала, вызванная интерференционным устройством 210, когда оно находится в положении, указанном на фиг. 6А. На фиг. 7В показана модуляция 240 сигнала, когда интерференционное устройство 210 находится в положении, указанном на фиг. 6В. И на фиг. 7С показана модуляция 240 сигнала, вызванная интерференционным устройством 210, когда оно находится в положении, указанном на фиг. 6С.
Следует отметить, что модуляция 240 на фиг. 7 показана только схематично. На практике модулируется весь сигнал ЭКГ (а не только зубец P сигнала ЭКГ). Тем не менее, самая сильная модуляция 40 в вышеупомянутом примере исправлена на соответствующей части сигнала ЭКГ (в этом примере, зубец P). Во время измерения интерференционное устройство 210 перемещается через сердце 220 пациента во множество положений (примеры показаны на фиг. 6А, 6В и 6С) с использованием упомянутого выше способа MPI. В то же самое время положение интерференционного устройства 210 отслеживается устройством 10, 30 MPI, и сигнал ЭКГ регистрируется для каждого положения интерференционного устройства устройством 151 ЭКГ. Как упомянуто выше, эти два блока информации затем приводят в соответствие друг с другом в средстве оценки, которую выполняют следующим образом.
На первом этапе определяют положение самой высокой модуляции 240 в сигнале ЭКГ. Путем измерения времени от начала сигнала ЭКГ до определенного положения, где возникает самая высокая модуляция 240, можно определить время, необходимое для перемещения волнового фронта деполяризации от синоартериального узла до места, где расположено интерференционное устройство 210. На следующем этапе положение интерференционного устройства 210 в пределах сердца 220 пациента 300 можно точно определить с использованием MPI формирования изображений. Приведение зависящей от времени информации вместе с информацией о пространственном положении интерференционного устройства, таким образом, означает, что может быть точно определено, сколько времени нужно волне деполяризации для распространения до некоторого известного положения. Если эта процедура измерений повторяется для большого числа положений в пределах сердца 220 пациента 300, можно реконструировать очень точное изображение, показывающее распространение волнового фронта деполяризации сердца 220 пациента по времени.
В рамках этого моделирования распространения волнового фронта деполяризации можно обнаружить многие заболевания сердца. Например, если ткани сердца имеют рубцы в конкретной области, это может быть видно при моделировании, поскольку волновой фронт деполяризации не проходит эту область, т.е. он перемещается вокруг этой области.
Пример моделирования распространения волнового фронта деполяризации показан на фиг. 8В. Заштрихованные области на нем представляют электроотрицательные области, через которые прошел волновой фронт.
1
10
На практике это моделирование обычно выполняют с помощью средства оценки (например, компьютера). Аналогично обычной векторной ЭКГ средний электрический вектор определяется по измеренным значениям для каждого момента времени. На фиг. 8А показан пример этого среднего электрического вектора для моментов времени с t до t. Здесь средний электрический вектор схематично указан стрелкой. Длина стрелки указывает напряженность электрического поля, и направление стрелки указывает сумму электрического потенциала у волнового фронта.
В итоге предлагается устройство и способ, которые позволяют очень точно выполнить интракардиальную электрокардиографию путем использования обладающего магнитной проницаемостью и электрической проводимостью интерференционного устройства. Поскольку измерения выполняют интракардиально, может быть достигнуто очень точное обнаружение заболеваний сердца. Даже хотя измерение проводится интракардиально, нет необходимости в серьезном хирургическом вмешательстве по сравнению с процедурами ЭКГ картирования с использованием катетера. Кроме того, предлагаемые устройство и способ предпочтительны, поскольку интерференционное устройство можно позиционировать в сердце пациента очень точно и в каждом требуемом положении с использованием способа MPI. Следовательно, устройство и способ по настоящему изобретению отражают усилия в правильном направлении в современных системах диагностики сердца.
Хотя изобретение проиллюстрировано и подробно описано на чертежах и в предшествующем описании, такие изображения и описания следует рассматривать как иллюстративные и приведенные в качестве примера, а не ограничивающие, при этом изобретение не ограничивается раскрытыми вариантами осуществления. Специалисты в данной области техники смогут предложить другие изменения в раскрытых вариантах осуществления, реализуя на практике заявленное изобретение, изучив чертежи, описание и прилагаемую формулу изобретения.
В формуле изобретения термин «содержащий» не исключает наличия других элементов или этапов, а единственное число не исключает множественного числа. Единственный элемент или другой блок может выполнять функции нескольких объектов в формуле изобретения. Тот факт, что определенные характеристики упомянуты во взаимно отличающихся пунктах формулы изобретения, не означает, что сочетание этих характеристик не может быть использовано с выгодой.
Ни одна из ссылочных позиций в формуле изобретения не должна рассматриваться как ограничивающая объем изобретения.