doc34.Magnetokardiografia
download 
Reklamacja Transkrypt
34.Magnetokardiografia
Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, Kraków 2015 Rozdział 34. Magnetokardiografia tro ny ea m. ag h.e du .p l W cyklu pracy serca dochodzi do naprzemiennych depolaryzacji i repolaryzacji komórek bodźcoprzewodzących, a w konsekwencji komórek mięśnia roboczego przedsionków i komór. Wypadkowe pole elektryczne, które towarzyszy tym zjawiskom może być obserwowane na zewnątrz i jest przedmiotem pomiaru w elektro- i wektokardiografii (por. rozdz. 10). Zgodnie z prawami Maxwella, zmiana potencjałów w sercu powoduje przepływ prądu elektrycznego, co z kolei generuje pole magnetyczne. Dipolowi elektrycznemu (wektorowi serca) odpowiada więc dipol magnetyczny, który także może być użyty do opisu pracy serca i detekcji patologii. Przenikalność ciała ludzkiego dla pola magnetycznego jest praktycznie równa przenikalności próżni, dzięki czemu informacja diagnostyczna nie jest zniekształcana przez niejednorodność tkanek i narządów pacjenta pomiędzy źródłem sygnału a urządzeniem pomiarowym. Magnetokardiografia, będąca tematem tego rozdziału jest badaniem bezkontaktowym, co dodatkowo eliminuje zakłócający wpływ elektrod i umożliwia badanie płodu. Niestety, nie jest to badanie technicznie łatwe ani tanie, wymaga specjalistycznej aparatury, co powoduje, że tylko nieliczne szpitale w Europie Zachodniej i USA decydują się na zakup i stosowanie urządzenia MKG. es 34.1. Fizyczne podstawy magnetokardiografii ma ter iał dy da kty czn yp ob ran yz Znając elektryczną aktywność komórek i modelując ją za pomocą dipoli elementarnych można łatwo wyznaczyć wypadkowy wektor elektryczny i magnetyczny serca. Pole magnetyczne jest polem wektorowym, dlatego można zmierzyć nie tylko jego natężenie, ale trzy niezależne składowe przestrzenne. Magnetokardiografia opiera się na rozwiązywaniu tzw. problemu odwrotnego: na podstawie zmierzonego wektora pola magnetycznego wyznaczany jest rozkład gęstości prądów będących jego źródłem. Pomiary zwykle ograniczone są do jednej składowej pola, prostopadłej do powierzchni klatki piersiowej, ale wystarcza do reprezentacji przebiegu depolaryzacji i repolaryzacji mięśnia serca. Zakłada się przy tym, że serce jest przewodnikiem jednorodnym. Pole magnetyczne generowane przez serce jest bardzo słabe, mierzone nad klatką piersiową wynosi jedynie ok. 20 pT, dlatego do rejestracji jego przebiegu potrzebne są bardzo czułe urządzenia. Jest to natężenie wielokrotnie mniejsze od pola magnetycznego Ziemi (ok. 10 µT), czy też tła wynikającego z elektryfikacji (ok. 1 mT). Pomiar tak słabych pól jest możliwy jedynie za pomocą nadprzewodzącego interferometru kwantowego (ang. superconducting quantum interference device, SQUID). Działa on jako konwerter strumień-napięcie i umożliwia badanie bardzo małych próbek słabych magnetyków, włącznie z materiałami biologicznymi i układami w skali nano. Dzięki doskonałej czułości wykorzystywany jest w wielu dziedzinach: fizyce, chemii, medycynie, biologii, geofizyce i kosmologii, dzięki temu idealnie również nadaje się do magnetokardiografii. Magnetyczny sygnał serca zarejestrowany został po raz pierwszy w 1963. Od tego czasu technika ta jest systematycznie rozwijana, choć ze względu na koszt aparatury nadal jest sporadycznie stosowana w standardowej diagnostyce. Sensory SQUID wykorzystują następujące zjawiska fizyczne: − nadprzewodnictwo, − efekt Meissnera–Ochsenfelda, − kwantowanie strumienia indukcji magnetycznej w pierścieniu nadprzewodzącym, oraz − tunelowanie elektronów przez złącze Josephsona. Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 .p l Zjawiska wykorzystywane w detekcji słabych pól magnetycznych są wyjaśnione poniżej. yz es tro ny ea m. ag h.e du Nadprzewodnictwo to zjawisko zanikania oporu elektrycznego materiałów poniżej charakterystycznej temperatury zwanej temperaturą krytyczną. Zachodzi ono w metalach, stopach, a również w niektórych półprzewodnikach. Zanik oporu następuje w bardzo wąskim przedziale temperatur rzędu 0,05 K. W niezbyt silnym polu magnetycznym nadprzewodnik zachowuje się jak idealny diamagnetyk. Wyjaśnienie zjawiska nadprzewodnictwa jest oparte na odkryciu słabo przyciągających się par elektronów (tzw. par Coopera),. Poruszający się w sieci krystalicznej ujemnie naładowany elektron przyciąga do siebie dodatnie ładunki sieci. Wokół elektronu powstaje dodatnie naładowana przestrzeń, która przyciąga kolejne elektrony i umożliwia ich sparowanie. Oddziaływanie między elektronami w parze prowadzi do przeciwnego ustawienia ich spinów ( ↑ i ↓ ), a w konsekwencji do zerowania spinu wypadkowego pary. Nieskończenie wiele par elektronów może znajdować się w tym samym stanie energetycznym, mieć ten sam stan kwantowy, co powoduje, że te pary mogą poruszać się wzdłuż przewodnika bez oporu, a zatem bez rozpraszania energii. Makroskopowo oznacza to, że przewodnik przechodzi w stan nadprzewodzący. W stanie nadprzewodzącym zbiór wszystkich par Coopera opisany jest przez jedną „makroskopową” funkcję falową, która ma amplitudę i fazę. Spójność fazowa par Coopera jest podstawą dwóch zjawisk, na których opiera się działanie sensora SQUID: kwantowaniu strumienia magnetycznego w pierścieniu nadprzewodzącym oraz efektu tunelowania (Josephsona). czn yp ob ran Efekt Meissnera–Ochsenfelda polega na wypchnięciu pola magnetycznego z wnętrza nadprzewodnika przez wyindukowany moment diamagnetyczny. Wewnątrz pole magnetyczne jest równe zero, a prąd płynie tylko po powierzchni materiału. Wzrost temperatury materiału prowadzi do głębszego wnikania pola zewnętrznego, oraz prądów nadprzewodzących do wnętrza nadprzewodnika. W temperaturze krytycznej prądy nadprzewodzące znikają całkowicie. Znika również zjawisko Meissnera, a prąd wykorzystuje cały przekrój przewodzącego materiału. dy da kty Konsekwencją efektu Meissnera-Ochsenfelda jest kwantyzacja wartości wypadkowego strumienia magnetycznego ΦEXT wytworzonego przez: − zewnętrzne pole magnetyczne o natężeniu B prostopadłe do płaszczyzny nadprzewodzącego pierścienia o obszarze A: Φ= ∙ (34.1) oraz pole kompensujące, będące rezultatem prądu nadprzewodzącego ISC powstającego samoczynnie w pierścieniu, reprezentowane przez strumień ΦSC. Wartości strumienia ΦEXT są skwantowane, co oznacza, że stanowią wielokrotność wartości podstawowej Φ0: ma ter iał − gdzie: Φ = ∙Φ n – liczba całkowita, Φ0 – kwant strumienia indukcji magnetycznej równy: rozdział 34, str. 2 (34.2) Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 Φ = (34.3) h – stała Plancka, e – ładunek elementarny. du gdzie: = 2,07 ∙ 10 .p l Piotr Augustyniak ea m. ag h.e Jeśli przyłożony zewnętrzny strumień magnetyczny nie byłby wielokrotnością Φ0, wtedy w pierścieniu powstanie nadprzewodzący prąd o takim natężeniu ISC, aby związany z nim strumień ΦSC sumował się ze strumieniem pola zewnętrznego B dając w wyniku wypadkowy strumień ΦEXT będący wielokrotnością Φ0. Nadprzewodzący prąd wytworzony w pierścieniu może być zatem mierzony, a jego wartość stanowi reprezentację różnicy strumienia zewnętrznego ΦEXT i wielokrotności kwantu Φ0. es tro ny Efekt Josephsona jest związany z wzajemnym oddziaływaniem par Coopera przez cienką (grubości rzędu 1 nm) warstwę oddzielającą jeden nadprzewodnik od drugiego. Wzajemne oddziaływanie elektronów po obu jej stronach jest bardzo silne, a jego efekt obserwowany jest jako przepływ prądu (tunelowanie elektronów). Złącze takie, złożone z dwóch nadprzewodników oddzielonych dielektrykiem, jest nazywane złączem Josephsona. Natężenie prądu płynącego przez złącze jest opisywane przez pierwsze prawo Josephsona: ∙ sin φ – różnica faz funkcji falowych par Coopera po przeciwnych stronach złącza, I1 – parametr stały dla danego złącza zależny od temperatury złącza i bardzo silnie zależny od zewnętrznego pola magnetycznego. ob ran gdzie: (34.4) yz = dy da kty czn yp Sensor SQUID składa się z pętli nadprzewodzącej, w której znajduje się jedno lub dwa złącza Josephsona. W przypadku czujnika o dwóch złączach ważne jest uzyskanie braku różnicy faz pomiędzy złączami oraz równości ich prądów krytycznych. Zgodnie z zasadą zachowania strumienia indukcji, wartość strumienia ΦEXT w pętli nadprzewodzącej musi być stała (rys. 34.1). W związku z tym, zmiana zewnętrznego pola magnetycznego B, które przenika przez sensor prostopadle do obszaru jego pętli generuje prąd ISC, który staje się źródłem strumienia magnetycznego ΦSC równoważącego zmianę. Na podstawie równań 34.1 i 34.2 można wówczas napisać, że: Φ = ∙ = ∙Φ + ∙ ! (34.5) ma ter iał gdzie L jest indukcyjnością pętli nadprzewodnika. Jeśli pierścień nadprzewodzący składa się z dwóch połówek stykających się złączami Josephsona i przez oba złącza zostanie wymuszony przepływ prądów o identycznej wartości I0, to prąd w jednym ze złącz będzie sumą, a w drugim różnicą prądów ISC i I0. Spowoduje to różnicę napięć możliwą do zmierzenia na każdym z równolegle połączonych złączy Josephsona. Napięcie to, jest periodyczną, sinusoidalną zależnością strumienia indukcji magnetycznej z okresowością kwantu Φ0, a prąd ISC i liczba n są rozdział 34, str. 3 Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 strumienia indukcji magnetycznej B ny ea m. ag h.e du .p l dokładną reprezentacją zewnętrznego przenikającego przez pętlę. es tro Rys. 34.1. Schemat budowy i rozpływ prądów w sensorze SQUID z dwoma złączami Josephsona [1]. yz 34.2. Zasada rejestracji biologicznych sygnałów magnetycznych ma ter iał dy da kty czn yp ob ran Zestaw do rejestracji biologicznych sygnałów magnetycznych składa się z następujących elementów: − czujniki rejestrujące natężenie pola magnetycznego (sensory SQUID), − układy służące do kompensacji zakłóceń (ekrany i gradiometry), − naczynie Dewara (dewar), − łóżko pozwalające na pozycjonowanie pacjenta. Sensory SQUID dzieli się ze względu na ilość złącz Josephsona oraz rodzaj zastosowanego nadprzewodnika na: − niskotemperaturowe prądu stałego (ang. low temperature direct current, LTDC) – są to najpowszechniej wykorzystywane sensory SQUID, zawierają dwa złącza Josephsona (co zwiększa ich cenę, ale podnosi czułość), a do ich budowy wykorzystuje się głównie takie nadprzewodniki jak niob czy też domieszkowany ołów. Sensory te wymagają chłodzenia ciekłym helem (temperatura ok. 5,2°K, tj. −267,95 °C); − niskotemperaturowe prądu zmiennego (ang. low temperature radio frequency, LTRF) – czujniki te stosowane są zdecydowanie rzadziej niż LTDC; zawierają tylko jedno złącze Josephsona (co obniża ich koszt, ale równocześnie zmniejsza uzyskiwaną czułość), ale do ich budowy wykorzystuje się podobne nadprzewodniki jak w przypadku sensorów LTDC i również chłodzone są za pomocą ciekłego helu; w sensorach tych dochodzi do rezonansu prądu nadprzewodzącego dla częstotliwości rzędu 100-1000 MHz w zależności od materiału, temperatury i rozmiaru sensora. − wysokotemperaturowe (ang. high temperature, HT). Ich działanie opiera się na nadprzewodnictwie wysokotemperaturowym, dlatego też do ich budowy wykorzystywane są nadprzewodniki syntetyczne, np. YBa2Cu3O7 (ang. yttrium barium copper oxide, YBCO). Uzyskują mniejszą czułość niż sensory SQUID rozdział 34, str. 4 Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 ∙ sin + ∙ sin (34.6) I0 – prąd krytyczny dla obu złącz, φ1, φ2 – różnice faz funkcji falowych dla poszczególnych złącz. m. gdzie: = ag " h.e du .p l oparte na nadprzewodnictwie niskotemperaturowym, ale mogą być chłodzone ciekłym azotem (temperatura ok. 77,4°K, tj. −195,8°C), co zmniejsza koszty eksploatacji urządzenia. Przykładowy sensor SQUID typu LTDC składa się z pętli z materiału nadprzewodzącego (np. z niobu), przedzielonej w dwóch miejscach cienkimi warstwami izolatora tworzącymi złącza Josephsona. Natężenie prądu stałego (DC) przyłożonego do pętli jest równe sumie prądów w połówkach obwodu wg wzoru: = 2∙ ∙ #cos &'()* yz ! es tro ny ea Różnice faz φ1, i φ2 makroskopowych funkcji falowych par Coopera na obu złączach są sobie równe, gdy strumień magnetyczny przechodzący przez pętlę ΦEXT = B · A jest wielokrotnością kwantu strumienia Φ0. W przeciwnym przypadku zmiana zewnętrznego pola magnetycznego B generuje w pętli prąd ISC, który staje się źródłem pola kompensującego te zmianę. Prąd ISC ma przeciwny kierunek w każdym ze złącz. Interferencja funkcji falowych w dwóch połówkach pętli prowadzi do oscylacji natężenia prądu krytycznego. Zależność prądu krytycznego pętli IC od zewnętrznego strumienia magnetycznego przedstawia się następująco: '+ # (34.7) ma ter iał dy da kty czn yp ob ran Strumień ΦEXT można więc wyznaczyć poprzez pomiar napięcia U na każdym z równolegle połączonych złączy Josephsona. Napięcie U jest periodyczną funkcją ΦEXT. Jak już wspomniano, pomiar magnetokardiograficzny jest bardzo trudny technicznie, gdyż zmiany natężenia pola magnetycznego związane z pracą serca są o trzy rzędy wielkości mniejsze od magnetyzmu ziemskiego i ok. pięć rzędów wielkości mniejsze od zakłóceń związanych z siecią energetyczną. Do niedawna aparaty magnetokardiograficzne były instalowane jedynie w specjalnie ekranowanych pomieszczeniach, których przygotowanie było niesłychanie kosztowne. Dopiero wdrożenie gradiometrii, umożliwiającej pomiar różnicowy pola magnetycznego umożliwiło skonstruowanie pierwszych magnetokardiografów przyłóżkowych, tj. takich, które mogą pracować w typowym środowisku szpitalnym zaśmieconym elektromagnetycznie. Układy służące do kompensacji zakłóceń można podzielić na ekrany, których zadaniem jest bierna izolacja lub czynna kompensacja zakłóceń magnetycznych oraz układy czynne (gradiometry), które badając współliniowość pola magnetycznego są w stanie zidentyfikować głębokość jego źródła, a przez to oddzielić pole pacjenta od wielokrotnie silniejszych zakłóceń. Układy służące do kompensacji zakłóceń zostały omówione odrębnie w podrozdziale 34.3 Czujniki SQUID wymagają utrzymania niskiej temperatury utrzymującej zjawisko nadprzewodnictwa, dlatego umieszczane są w specjalnych pojemnikach kriogenicznych tzw. naczyniu Dewara. Pomiędzy warstwami dewara utrzymuje się próżnię, aby nie zachodziła wymiana ciepła z otoczeniem. Naczynie takie jest zbudowane z materiałów niereagujących na pole magnetyczne, aby nie powodować szumów w układzie rozdział 34, str. 5 Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 ag h.e du .p l pomiarowym. Podobne zagadnienia są związane z konstrukcją łóżka, na którym leży badana osoba, również ono musi być zbudowane z materiałów niemagnetycznych. Ponieważ wykonanie pojedynczego sensora SQUID wraz z zespołem gradiometrów jest bardzo kosztowne, liczba kanałów równocześnie rejestrujących pole magnetyczne nad klatką piersiową pacjenta jest ograniczona do 9 (niekiedy 16). Ciekawe rozwiązanie konstrukcyjne pozwala jednak na rejestrację pola magnetycznego z całej powierzchni klatki piersiowej, a także zagęszczenie siatki punktów pomiarowych kosztem wydłużenia czasu badania. Polega ono na zastosowaniu mechanizmu precyzyjnie poruszającego łóżkiem (i badaną osobą) w trzech wymiarach, w celu odpowiedniego ustawienia względem nieruchomych sensorów, oraz specjalnego układu synchronizującego akwizycję danych należących do różnych cykli serca. m. 34.3. Sposoby redukcji zakłóceń w magnetokardiografii ran yz es tro ny ea Na początku tego podrozdziału jeszcze raz przypomnieć należy, że przedmiotem magnetokardiografii jest pomiar pola magnetycznego pracującego serca, którego natężenie jest 1000-krotnie niższe niż natężenie pola magnetycznego Ziemi i 100000krotnie niższe niż zakłócenia typowo generowane przez sieć zasilającą. Dopiero z tej perspektywy można należycie docenić rolę sposobów redukcji zakłóceń. Kolejne etapy ich rozwoju wyznaczały też najważniejsze punkty zwrotne w historii magnetokardiografu: (1) opuszczenie laboratoriów fizycznych i drogę do szpitali oraz (2) opuszczenie ekranowanych pomieszczeń i możliwość pracy przy łóżku pacjenta. Do najważniejszych metod redukcji zakłóceń należą: − stosowanie sensorów SQUID wyposażonych w anteny, − ekranowanie i − gradiometria. kty czn yp ob Metody te zostaną omówione poniżej. Podstawowym sposobem redukcji zakłóceń w magnetokardiografii jest utrzymanie minimalnych zakłóceń strumienia już na poziomie sensora SQUID. Powinien on mieć jak najmniejszą indukcyjność pętli, a co za tym idzie małą powierzchnię ASQ. Dlatego do wychwytywania zewnętrznego strumienia magnetycznego stosuje się odrębną antenę o dużej powierzchni (ang. pick-up coil). Poprzez nadprzewodzący transformator strumienia i dodatkową indukcyjność L sygnał zostaje przekazany do pętli sensora SQUID. Transformator strumienia zapewnia niezależność wzmocnienia magnetycznego od częstotliwości oraz zakłóceń, a zatem poprawę stosunku sygnału do szumu. ma ter iał dy da Kolejnym sposobem kompensacji zakłóceń jest umieszczenia całego urządzenia wraz z badanym pacjentem w magnetycznie ekranowanym pomieszczeniu. Ekranowanie wymaga dużych nakładów finansowych, należy przeznaczyć jedno pomieszczenie wyłącznie do tego badania i odpowiednio je przygotować. Pomieszczenie takie może zapewniać ekranowanie jedną z trzech metod: − pasywną, − aktywną lub − z wykorzystaniem nadprzewodnictwa. Ekranowanie pasywne polega na pokryciu ścian pomieszczenia warstwami µ-metalu (mieszanina niklu, żelaza, molibdenu i miedzi), lub układu µ-metal/aluminium/µ-metal, w którym warstwa aluminium zapobiega spadkowi efektywności ekranu dla wyższych częstości pola zakłócającego. Zakłócający strumień indukcji padając na warstwy ekranujące zostaje odchylony, bez użycia dodatkowej energii zasilania. rozdział 34, str. 6 Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 ea m. ag h.e du .p l Ekranowanie aktywne polega na wykorzystaniu zestawu czujników zewnętrznego pola magnetycznego oraz trzech cewek magnetycznych kompensujących jego wpływ. Trzy cewki, po jednej dla każdej osi w przestrzeni, pracują niezależnie i muszą mieć odrębne zasilanie. Jakość ekranowania aktywnego zależy od rozkładu przestrzennego pola zakłócającego w obrębie pomieszczenia. Niestety, obniża się ona także dla zakłóceń impulsowych, niestacjonarnych i szybkozmiennych z uwagi na skończony czas odpowiedzi układu automatyki złożonego z sensorów i cewek kompensujących. Ekranowanie z wykorzystaniem nadprzewodzenia wykorzystuje własność zachowania strumienia indukcji w pętli nadprzewodzącej. Tunel do badań MKG znajduje się wewnątrz pierścienia nadprzewodzącego. Pole zakłóceń wywołuje w tym pierścieniu przepływ prądu, który z kolei jest źródłem pola magnetycznego kompensującego zakłócenia (efekt Meissnera–Ochsenfelda opisany w podrozdziale 34.1). Konieczność chłodzenia nadprzewodzącej pętli jest istotnym ograniczeniem praktycznym tego rozwiązania. ma ter iał dy da kty czn yp ob ran yz es tro ny Użycie gradiometrii, czyli pomiaru gradientu pola stało się techniką nie tylko przełomową wśród metod redukcji zakłóceń, ale i umożliwiającą rejestratorom MKG opuszczenie specjalizowanych pomieszczeń i pojawienie się wśród aparatury medycznej otaczającej pacjenta w szpitalu. Metoda ta wykorzystuje dwa założenia o różnicy pomiędzy polem związanym z praca serca (kardiogennym), a zakłócającym: − pole kardiogenne jest słabe i szybko zanika z odległością, a pole zakłócające jest silne, jeśli jego pomiar zostanie wykonany w dwóch nieodległych punktach, to spodziewany wynik jest identyczny, − pole kardiogenne pochodzi ze źródła bliskiego – jego linie sił są silnie rozbieżne, a pole zakłócające pochodzi ze źródła odległego – jego linie sił są prawie równoległe. Dużym ułatwieniem w rozpowszechnieniu magnetokardiografii było zastosowanie gradiometrii do redukcji zakłóceń. Metoda ta opiera się na odejmowaniu pól zarejestrowanych w dwóch różnych punktach. Sygnał magnetograficzny jest bardzo mały, wielokrotnie mniejszy niż zakłócenia i zmniejsza się wraz z odległością od źródła, czyli od ciała pacjenta, więc ustawiając jedną w cewek gradiometru blisko klatki piersiowej, a drugą w odległości dużo większej (zwaną odległością bazową), można założyć, że pierwsza (ang. pick-up coil) będzie rejestrować sygnał od serca oraz zakłócenia, druga zaś (ang. reference coil) jedynie zakłócenia (rys. 34.2). W celu uzyskania różnicy sygnałów, będącej niezakłóconą informacją, cewki są nawinięte odwrotnie i połączone szeregowo. Gradiometr złożony z dwóch cewek nazywany jest radiometrem pierwszego rzędu. Stosuje się również gradiometry wyższych rzędów wykorzystujące większą liczbę cewek referencyjnych, które umożliwiają tłumienie pochodnych pola aż do (n-1)-ego rzędu. Odległość między cewkami oraz ich ilość można zmieniać w taki sposób, aby uzyskać jak najlepszy sygnał referencyjny i odpowiednią kompensację zakłóceń. Tzw. gradiometry planarne rejestrują sygnał w różnych płaszczyznach. Niestety, ponieważ rejestrowane pole kardiogenne przenika nie tylko przez cewkę sygnałową, ale również przez cewkę referencyjną, odejmowanie sygnałów zniekształca uzyskiwany pomiar. Należy się liczyć z tym, że wyniki zarejestrowane przez różne gradiometry mogą różnić się od siebie nawet przy badaniu tego samego pacjenta. Przegląd gradiometrów różnych typów zawiera praca [1]. rozdział 34, str. 7 Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 ea m. ag h.e du .p l Piotr Augustyniak ny Rys. 34.2. Gradiometr pierwszego rzędu [1]. tro 34.4. Specyfika diagnostyki magnetokardiograficznej ma ter iał dy da kty czn yp ob ran yz es Magnetokardiografia znacznie rozszerza zakres diagnostyczny klasycznej elektrokardiografii, oferując możliwość uzupełnienia informacji podczas leczenia kardiologicznego pacjenta (por. rozdział 10). Niestety, ze względu na koszt urządzenia oraz koszty eksploatacyjne metoda ta nie jest powszechnie stosowana. Do zalet magnetokardiografii zaliczyć należy: − brak wpływu ze strony otaczających serce tkanek, np. tłuszczowych, czy kostnych na rejestrowany sygnał (w elektrokardiografii ich rozmaite przewodnictwo jest źródłem zakłóceń), − nieinwazyjną rejestrację i brak kontaktu z ciałem pacjenta, jest to zatem metoda higieniczna i pozbawiona problemów, jakie w elektrokardiografii powodują efekty przepływu prądu przez granicę ośrodków o odmiennym typie przewodnictwa, − ogromna czułość sensora (aż do 5 aT czyli 5×10−18 T) umożliwia wykorzystanie metody do badania zaburzeń rytmu serca wskazując położenie ognisk arytmii i będąc podstawą zabiegu ablacji przezskórnej, czyli wypalania ognisk arytmii. − bezdotykowa diagnostyka umożliwia jej prowadzenie u płodu (bez względu na wiek ciąży, por. podrozdział 16.6), a także badanie akcji serca osób z poparzoną skórą klatki piersiowej. Ponadto, w zastosowaniu do diagnostyki choroby wieńcowej, magnetokardiografia daje porównywalną do SPECT (por. podrozdział 7.5) jakość diagnozy nie narażając pacjenta na kontakt z substancją jonizującą (radiofarmaceutykiem), a w porównaniu do elektrokardiograficznych badań wysiłkowych (por. podrozdział 10.3) ma szerszy zakres stosowalności obejmujący osoby słabe i starsze. Wreszcie, podczas badania magnetokardiograficznego możliwa jest rejestracja sygnałów pochodzących od prądów płynących w zamkniętych pętlach wewnątrz klatki piersiowej, niedostrzegalnych w zapisie EKG. Przykładowo, duża wrażliwość na bardzo słabe sygnały generowane przez prądy wirowe i styczne w mięśniu sercowym znalazła zastosowanie w diagnozie przerostów prawego przedsionka i komory. rozdział 34, str. 8 Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 .p l W większości typowych przypadków klinicznych okazuje się, że badanie EKG jest preferowaną metodą ze względu na niższy koszt, łatwość wykonania, dostępność aparatury i dłuższą tradycję kliniczną. W warunkach śródoperacyjnych dodatkową wadą magnetokardiografii są znaczne rozmiary dewara. du 34.5. Informacja diagnostyczna uzyskiwana dzięki magnetokardiografii ma ter iał dy da kty czn yp ob ran yz es tro ny ea m. ag h.e Informacja diagnostyczna reprezentowana przez wartości natężenia pola magnetycznego powstającego w związku z aktywnością elektryczną serca może mieć charakter jednowymiarowy (sygnał) lub dwuwymiarowy (obraz). Wyróżnia się trzy różne sposoby prezentacji zapisów magnetokardiograficznych: − sygnały MKG, zazwyczaj wielokanałowe, − mapy pola magnetycznego (tzw. mapy MF), oraz − mapy pseudo gęstości prądu. Sygnały MKG są funkcjami czasu, których wartości reprezentują zmierzone natężenie pola magnetycznego. Przebiegi czasowe MKG wyglądają bardzo podobnie do wykresów EKG (np. zawierają załamki odpowiadające poszczególnym fazom cyklu serca), a ich analiza prowadzona jest bardzo podobnie. Parametry diagnostyczne, wyznaczane na podstawie przebiegów czasowych są odpowiednikami analogicznych parametrów dla sygnału EKG (np. odcinki i odstępy, granice załamków itp.). Przedstawiając przebiegi z wszystkich położeń sensorów na jednym wykresie uzyskuje się wykres fazowy (tzw. wykres motylkowy). Mapy pola magnetycznego są przestrzennymi prezentacjami pola magnetycznego na podstawie pomiarów w węzłach 9- (lub 16-) punktowej matrycy sensorów SQUID oraz interpolacji wartości dla punktów pomiędzy sensorami. Przy zastosowaniu lokalnej synchronizacji czasu, możliwe jest utworzenie mapy z pomiarów wykonywanych w różnych pozycjach pacjenta względem zestawu sensorów, a więc w różnych ewolucjach serca. Utworzenie sekwencji map w kolejnych chwilach cyklu pracy serca pozwala obserwować dynamikę czasowo-przestrzenną zmian pola magnetycznego serca, co pozwala na wykrycie wielu patologii. Z tego typu obrazów można wyznaczyć takie parametry jak kąt wektora między punktami o największej i najmniejszej amplitudzie, szybkość zmian kąta, szybkość zmian położenia amplitud, ich odległość, stosunek, itp. Wadą map MF jest bark związku pomiędzy lokalną aktywnością mięśnia, a odpowiadającym mu topologicznie obszarem mapy. Mapy pseudo gęstości prądu (ang. pseudo current density, PCD) odzwierciedlają dystrybucję gęstości prądu w sercu. Rozwiązuje to największy mankament map MF, przez co mapy PCD są bardziej intuicyjne i łatwiejsze w interpretacji. Ponieważ pomiar MKG dostarcza tylko skłądową prostopadłą do powierzchni klatki piersiowej (oznaczaną z), wynikowa mapa nazwana jest mapą pseudo gęstości, a nie mapą gęstości. Pierwotnie mapy PCD składały się ze strzałek (ang. arrow map), jednak szybko spostrzeżono, że kolorowanie wg. ustalonej skali poprawia ich czytelność. Mapy PCD przedstawiają w prosty sposób, które fragmenty serca są w danym czasie aktywne. Dodatkowo, mapy PCD są standaryzowane, niezależne od użytego oprzyrządowania, co pozwala na łatwe porównanie diagnoz z różnych ośrodków badawczych. rozdział 34, str. 9 Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 ny ea m. ag h.e du .p l Piotr Augustyniak tro Rys. 34.3. Porównanie obrazów konturowej mapy MF i odpowiadającej jej mapy PCD. 1 ⋅ .45-067- yz ,-./-0 = es Generowanie map PCD przedstawiających dystrybucję gęstości prądu w sercu jest oparte na prawie Biota-Savarta. Daje ono możliwość określenia indukcji pola magnetycznego w dowolnym punkcie przestrzeni zgodnie z równaniem: 78 (34.8) ran ,- – indukcja pola magnetycznego, 9 – przenikalność magnetyczna, – natężenie źródła prądu, - – wektor jednostkowy, /- – wektor współrzędnych punktu, w którym wyznaczana jest wartość indukcji pola magnetycznego. czn yp ob gdzie: 2⋅& kty Związek pomiędzy indukcją pola magnetycznego, a gęstością prądu, który je generuje kryje się w rotacji indukcji pola definiowanej jako: /:; ,- = 9 ⋅ <- (34.9) dy da gdzie <- jest wektorem gęstości prądu. ma ter iał Ze względu na to, że w trakcie badania zwykle rejestrowana jest jedynie składowa wektora ,- prostopadła do powierzchni klatki piersiowej (oznaczana z), niezbędne jest użycie transformacji Hosaka-Cohen do wyznaczenia wektora pseudo gęstości prądu (=-0. Jest ona opisana wzorem: gdzie: =- = ?"@ ?A ∙=B ?"@ ?C ∙ ,,,,DA (34.10) BZ – składowa z pola magnetycznego rejestrowana podczas MKG, DC , D,,,,,,,A – wersory układu współrzędnych. rozdział 34, str. 10 Piotr Augustyniak Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 .p l Długość wektora =- odpowiada natężeniu sygnału biomagnetycznego. W mapach przedstawianych przez obecnie wytwarzane urządzenia długość wektora =- jest zakodowana w postaci odpowiedniego koloru, natomiast jego kierunek jest zgody z kierunkiem dipola elektrycznego serca. W jakich zastosowaniach magnetokardiografia przewyższa badanie EKG? Jakie są elementy składowe magnetokardiografu? Jakie zjawiska fizyczne są podstawą działania sensorów SQUID? Wyjaśnij na czym polega nadprzewodnictwo w metalach. Co to są pary Coopera? Dlaczego wszystkie elektrony w objętości nadprzewodnika mogą byc opisane wspólną funkcją falową? W jaki sposób efekt Meissnera–Ochsenfelda wyjaśnia rozkład prądu nadprzewodzącego w objętości nadprzewodnika? Co oznacza, że strumień magnetyczny padający na powierzchnię pierścienia nadprzewodzącego jest skwantowany? Opisz budowę złącza Josephsona i efekt tunelowania elektronów. W jaki sposób informacje o polu zewnętrznym odbierane są z sensora SQUID? Jakie znasz typy sensorów SQUID ze względu na rodzaj wykorzystywanego nadprzewodnictwa? Wymień ich cechy szczególne. W jaki sposób zwiększana jest czułość sensorów SQUID? Jakie znasz sposoby ochrony przed zakłóceniami? Wymień sposoby ekranowania pomieszczeń do magnetokardiografii, opisz zasady działania różnych typów ekranów oraz przedstaw ich zalety i wady. Co to jest gradiometria? Co oznacza pojęcie gradiometr pierwszego rzędu? Jakie są zalety gradiometrów wyższych rzędów? Jaką funkcję w magnetokardiografii pełni naczynie Dewara? Jak zbudowane jest łóżko pacjenta do badań MKG? Jaka jest rola diagnostyki magnetokardiograficznej? Jak diagnostyka ta uzupełnia pozostałe techniki diagnostyczne stosowane w kardiologii? Jakie formy rezultatów diagnostycznych są wynikiem badania MKG? Co to jest mapa pola magnetycznego? Czy możliwe jest utworzenie mapy z obszaru większego niż rozmiar matrycy sensorów SQUID? W jaki sposób generowane są mapy pseudo gęstości prądu? Dlazcego nie można ich nazwać mapami gęstości? m. ag h.e 1. 2. 3. 4. du 34.6. Pytania i zagadnienia ea 5. ny 6. 18. 19. 20. yz ran ob 15. 16. 17. czn yp 13. 14. kty 10. 11. 12. es tro 7. 8. 9. [4] iał ter [3] A. Wilfried, N. Hannes: Magnetism in Medicine: A Handbook. Wiley-VCH, 1998 K. Baron-Pałucka: Wybrane problemy akwizycji i analizy danych diagnostycznych z badań magnetokardiograficznych, Elektrotechnika I Elektronika, 27(2), 2008; F.E. Smith et al.: Comparison of magnetocardiography and electrocardiography: a study of automatic measurement of dispersion of ventricular repolarization w: The European Society of Cardiology, 2006; Magnetocardiography for Heart-Health Scanning, CardioMag Imaging, Inc (prezentacja) ma [2] dy da 34.7. Bibliografia [1] rozdział 34, str. 11 Piotr Augustyniak [5] F. Strasburger et al.: Magnetocardiography for Fetal Arrhythmias w: Heart Rhythm, 2008 B. Leithäuser, F. Jung, J. Park: Magnetocardiography in clinical cardiology. Status quo and future applications, Postępy w Kardiologii Interwencyjnej, 7, 3, 2011. L. Le-jian: Contrast between Magnetocardiography and Electrocardiography for the Early Diagnosis of Coronary Artery Disease in Patients with Acute Chest Pain, Departaments od Cardiology, 309 Hospitai of PLA, Beijing, China Y. Li: Diagnostic autcomes of magnetocardiography in patients with coronary artery disease, Int J Clin Exp Med 8(2), 2441-2446, 2015. http://zib.mchtr.pw.edu.pl/downloads/Przedmioty/EAMEB/EAMEB_I.pdf wykład http://sercedlaarytmii.pl/p-9/Zespol_Brugadow http://pl.wikipedia.org/wiki/Tunelowanie_Josephsona J. Malmivuio, R. Plonsey: Bioelectromagnetism, New York, Oxford University Press 1995 B. Steinberg, A. Roguin, S. Watkins III: Magnetocardiogram recordings in a nonshielded environment reproducibility and ischemia detection. Annals of Noninvasive Electrocardiology, 10(2), 2005, 152 -160 H. Koch: SQUID Magnetocardiography: Status and Perspectives. IEEE Transactions on Applied Superconductivity, 11(1), 2001, 49-59 J. Clarke, A.I. Braginski: The SQUID Handbook, Viley VCH 2004 https://books.google.pl/books?id=BsTTM-nUJkC&lpg=PA249&ots=VIMEuT1559&dq=radio%20frequency%20squid&hl=pl &pg=PP1#v=onepage&q=radio%20frequency%20squid&f=false du .p l [6] Elektroniczna Aparatura Medyczna, rozdz. 34, Kraków 2015 h.e [7] [14] ea ran yz [15] ny [13] tro [10] [11] [12] es [9] m. ag [8] ma ter iał dy da kty czn yp ob Autor wyraża podziękowania studentom Elwirze Borawskiej-Hnatio, Katarzynie Chmielewskiej, Patrycji Dec, Sławomirowi Kłudce, Sylwii Malinowskiej, Elwirze Nowiszewskiej, Hannie Palonek, Anecie Patorze, Urszuli Pawłowskiej i Michałowi Woźniakowi za przygotowanie przeglądu literatury, na której oparty jest niniejszy rozdział. rozdział 34, str. 12
