專利名稱：用于使用mpi進(jìn)行無創(chuàng)心臟內(nèi)心電描記的設(shè)備和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及通過使用磁性和導(dǎo)電的干渉裝置進(jìn)行無創(chuàng)心臟內(nèi)心電描記(ECG)的設(shè)備和方法。進(jìn)ー步的，本發(fā)明涉及用于在計算機(jī)上實施所述方法并用于控制這種設(shè)備的計算機(jī)程序。
背景技術(shù)：
心電描記(ECG)是ー種廣泛普遍使用的并且眾所周知的用于記錄心臟隨時間的電活動的技術(shù)。因此，ECG測量能夠可靠地支持心カ衰竭的診斷，像充血性心カ衰竭，例如由心臟收縮不同步、動脈纖顫或者動脈顫振導(dǎo)致的心律異常。ECG裝置記錄心臟的電脈沖，隨時間記錄該電脈沖產(chǎn)生于竇房結(jié)(sinoarterial)并經(jīng)過內(nèi)在傳導(dǎo)系統(tǒng)到達(dá)心臟肌肉的過程。在傳統(tǒng)的ECG中去極化波前通常經(jīng)由電極來測量，該電極放置在患者皮膚上的選定位置上。然后，ECG裝置顯示這些電極對之間隨時間溢出(flooded)的電壓。因此，標(biāo)準(zhǔn)ECG 描述了心臟電活動的時間相關(guān)的特征。依據(jù)應(yīng)用，ECG測量數(shù)據(jù)也能使用在所謂的向量ECG中來描述心臟電活動的空間特性。換句話說，在向量ECG中，用ECG測量數(shù)據(jù)對去極化波前隨時間的空間傳播成像。從而，去極化波前經(jīng)常被設(shè)想為三維的向量(通常被命名為平均電向量)，該向量在姆個時間點具有確定的方向(傳播的方向)和確定的長度(取決于在波前處的電壓降)。對于需要更加精確的診斷的許多應(yīng)用，標(biāo)準(zhǔn)ECG裝置是不夠準(zhǔn)確的。在這些情況下，執(zhí)行心臟內(nèi)ECG。心臟內(nèi)ECG (也定義為ECG測繪)通過在心臟內(nèi)經(jīng)由心臟導(dǎo)管放置電極在特定的心臟區(qū)域內(nèi)來測量電勢。這項技術(shù)尤其應(yīng)用在需要在心臟傳導(dǎo)系統(tǒng)內(nèi)的區(qū)域中估計心臟的電活動時，諸如在環(huán)繞希氏束(HiS)的區(qū)域中，在該區(qū)域使用具有人體表面電極的標(biāo)準(zhǔn)ECG裝置不能采集到ECG信號。因此，心臟內(nèi)測繪的準(zhǔn)確度是遠(yuǎn)超過標(biāo)準(zhǔn)ECG的。所以ECG測繪是用于導(dǎo)管消融程序規(guī)劃的非常重要的技術(shù)，導(dǎo)管消融程序用于從心臟去除有毛病的電路徑。心臟內(nèi)ECG的主要缺點是其必須的有創(chuàng)程序，在該有創(chuàng)程序中導(dǎo)管被引入患者的向前朝向心臟的血管中，通常通過大腿的靜脈、頸內(nèi)靜脈或者通過鎖骨下的靜脈。這代表嚴(yán)重的外科手術(shù)介入，該介入不僅是復(fù)雜和費時的，而且還是不舒適的且對于患者不是無風(fēng)險的。很遺憾，具有如心臟內(nèi)ECG —樣相對高準(zhǔn)確度的無創(chuàng)測量技術(shù)到目前還是未知的。“磁性粒子成像”(MPI)是ー種新興的醫(yī)學(xué)成像模態(tài)。最初版本的MPI是ニ維的，因為它們產(chǎn)生ニ維圖像。將來的版本將是三維(3D)的。如果在用于單個3D圖像的數(shù)據(jù)采集期間對象不顯著改變，可以通過將3D圖像的時間序列組合成電影來創(chuàng)建非靜態(tài)對象的時間相關(guān)圖像或4D圖像。MPI是ー種重建式成像方法，像計算斷層攝影(CT)或磁共振成像(MRI)那樣。因此，分兩個步驟產(chǎn)生對象的感興趣體積的MP圖像。被稱為數(shù)據(jù)采集的第一步驟是利用MPI掃描器執(zhí)行的。MPI掃描器具有產(chǎn)生靜態(tài)磁梯度場的器件,該靜態(tài)磁梯度場稱為“選擇場”，其在掃描器的等中心處具有單個無場點(FFP)。此外，掃描器具有產(chǎn)生時間相關(guān)、空間上接近均勻的磁場的器件。實際上，這種場是通過將稱為“驅(qū)動場”的以小振幅快速變化的場與稱為“聚焦場”的以大振幅緩慢變化的場疊加而獲得的。通過向靜態(tài)選擇場添加時間相關(guān)驅(qū)動場和聚焦場，可以在等中心周圍的整個掃描體積內(nèi)沿著預(yù)定FFP軌跡移動FFP。掃描器還具有ー個或多個(例如三個)接收線圈的布置，并且能夠記錄這些線圈中感生出的任何電壓。為了進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，將要成像的對象放置在掃描器中，使得對象的感興趣體積被掃描器的視場包圍，掃描器的視場是掃描體積的子集。對象必須包含磁性納米粒子；如果對象是動物或患者，在掃描之前為該動物或患者施用含這種粒子的造影剤。在數(shù)據(jù)采集期間，MPI掃描器沿著專門選擇的軌跡引導(dǎo)FFP，該軌跡描繪出掃描體積，或至少描繪出視場。對象內(nèi)的磁性納米粒子經(jīng)受變化的磁場并通過改變其磁化強(qiáng)度(magnetization)來做出響應(yīng)。納米粒子的變化的磁化強(qiáng)度在姆個接收線圈中感生出時間相關(guān)電壓。在與接收線圈相關(guān)聯(lián)的接收器中對該電壓進(jìn)行采樣。接收器輸出的樣本被記錄并構(gòu)成采集的數(shù)據(jù)?？刂茢?shù)據(jù)采集細(xì)節(jié)的參數(shù)構(gòu)成掃描協(xié)議。在稱為圖像重建的圖像生成的第二步驟中，從在第一歩驟中采集的數(shù)據(jù)計算或重建圖像。圖像是離散的3D數(shù)據(jù)陣列，其表示視場中磁性納米粒子的位置相關(guān)的濃度的采樣近似。通常由執(zhí)行適當(dāng)計算機(jī)程序的計算機(jī)執(zhí)行重建。計算機(jī)和計算機(jī)程序?qū)崿F(xiàn)重建算法。重建算法基于數(shù)據(jù)采集的數(shù)學(xué)模型。像所有重建式成像方法那樣，這種模型是ー種作用于采集的數(shù)據(jù)的積分算子；重建算法嘗試盡可能地取消該模型的作用。這種MPI裝置和方法有如下好處，即可以使用它們以非破壞性方式檢查任意的檢查對象,例如人體,而不會造成任何損傷，并具有高的空間分辨率,在接近檢查對象的表面和遠(yuǎn)離其表面時都是如此。這樣的布置和方法在如下文獻(xiàn)中可大致了解并首次進(jìn)行了描述DE 10151778A1,以及 Gleich, B.和 ffeizenecker, J. (2005)，“Tomographicimaging using the nonlinear response of magnetic particles，.，Nature, vol. 435,pp. 1214-1217。這篇公開中描述的用于磁性粒子成像(MPI)的布置和方法利用了小磁性粒子的非線性磁化曲線。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的ー個目標(biāo)是提供用于無創(chuàng)心臟內(nèi)心電描記(ECG)的設(shè)備和方法，該設(shè)備和方法提供與已知的心臟內(nèi)ECG測繪技術(shù)同等高的準(zhǔn)確度、使用起來更簡單且更快速、不需要外科手術(shù)介入并且因此對于患者更加舒適。在本發(fā)明的第一方面中提出一種設(shè)備，該設(shè)備包括-ECG器件，用于記錄ECG信號，-選擇器件，包括選擇場信號發(fā)生器単元和選擇場元件，尤其是選擇場磁體或線圈，用于產(chǎn)生具有其磁場強(qiáng)度的空間圖案的磁選擇場，使得在視場中形成具有低磁場強(qiáng)度的第一子區(qū)和具有較高磁場強(qiáng)度的第二子區(qū)，
-驅(qū)動器件，包括驅(qū)動場信號發(fā)生器単元和驅(qū)動場線圈，用于通過磁驅(qū)動場改變兩個子區(qū)在視場中的空間位置，使得干渉裝置的磁化強(qiáng)度在視場中局部改變，-接收器件，包括至少ー個信號接收單元和至少ー個接收線圈，用于采集檢測信號，該檢測信號取決于在視場中干渉裝置的磁化強(qiáng)度，該磁化強(qiáng)度受第一和第二子區(qū)的空間位置的改變所影響，-控制器件，用于控制所述信號發(fā)生器単元以產(chǎn)生和提供控制電流給各個場線圈來產(chǎn)生用于將干渉裝置在由移動命令指示的方向上移動通過血管系統(tǒng)和心臟和/或用于將干涉裝置維持在恒定位置的適當(dāng)?shù)拇艌觯?處理器件，用于處理在施加適當(dāng)?shù)拇艌鰰r采集的所述檢測信號，來從經(jīng)處理的檢測信號確定干渉裝置在血管系統(tǒng)和心臟內(nèi)的位置，以及-評估器件，用于評估干渉裝置對由ECG器件記錄的ECG信號的影響。在本發(fā)明的另一方面中，提出了一種對應(yīng)的方法。在本發(fā)明的又一方面中，提出一種計算機(jī)程序，該計算機(jī)程序包括程序代碼模塊， 該程序代碼模塊用于當(dāng)所述計算機(jī)程序在計算機(jī)上執(zhí)行時使計算機(jī)控制根據(jù)本發(fā)明所述的設(shè)備，來執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明所述的方法的步驟。本發(fā)明的優(yōu)選實施例在從屬權(quán)利要求中定義。需要理解的是，所要求的方法和所要求的計算機(jī)程序具有與所要求的設(shè)備以及在從屬權(quán)利要求中所定義的優(yōu)選實施例相似的和/或相同的優(yōu)選實施例。發(fā)明人已經(jīng)認(rèn)識到，能夠通過使用MPI技術(shù)克服已知心臟內(nèi)ECG測繪的主要局限，即使用導(dǎo)管的復(fù)雜、耗時以及有創(chuàng)的外科手木。因此，本發(fā)明的發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)了使用標(biāo)準(zhǔn)的無創(chuàng)ECG裝置通過額外使用磁性且導(dǎo)電的干渉裝置的解決辦法，在檢查之前將該干渉裝置引入檢查對象，隨后在檢查期間使用特殊改造的MPI設(shè)備對干渉裝置進(jìn)行主動地移動、追蹤和成像，其中，干渉裝置對能夠被評估的ECG信號施加影響。通過使用根據(jù)本發(fā)明的MPI設(shè)備的適當(dāng)?shù)拇艌鲈诨颊叩男呐K內(nèi)操縱和定位干渉裝置，使干渉裝置改變心臟的電場并且因此允許空間定位的ECG信號的重建。換句話說，發(fā)明人發(fā)現(xiàn)了一種基于MPI的ECG測繪技術(shù)，其中，使用MPI系統(tǒng)的聚焦場和選擇場來操縱干涉裝置(可以將其設(shè)想為含有軟磁材料的導(dǎo)電棒)通過血管系統(tǒng)及心臟，以便影響ECG信號。使用根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的經(jīng)調(diào)整的評估器件，能夠評估干渉裝置對ECG信號的影響以使獲得關(guān)于心臟電活動的空間分辨的信息。根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的主要優(yōu)點是，與標(biāo)準(zhǔn)ECG相比，準(zhǔn)確度被顯著提高了。通過使用磁性干渉裝置，本發(fā)明需要的ECG是心臟內(nèi)的，但是無論如何，不需要有創(chuàng)介入。從而，雖然不需要使用導(dǎo)管的外科手術(shù)介入，精確度和信號質(zhì)量與已知有創(chuàng)心臟內(nèi)ECG測繪技術(shù)是相當(dāng)?shù)?。此外，所提出的方法耗時更少、更加舒適且對于患者更少風(fēng)險。優(yōu)選地，干渉裝置是非常小的磁性和導(dǎo)電的棒，使用根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的選擇器件和驅(qū)動器件來移動該棒。因此，能夠?qū)⒏蓽h裝置移動到患者的血管或者心臟內(nèi)的任何區(qū)域，從而提供關(guān)于心臟組織和狀況的信息。應(yīng)記住在已知技術(shù)中必須使用導(dǎo)管，提出的方法更加靈活并且甚至能夠?qū)Σ荒芤雽?dǎo)管的區(qū)域進(jìn)行ECG信號采集。提出的設(shè)備和方法能夠，例如，應(yīng)用在導(dǎo)管消融程序的規(guī)劃中。這將帶來優(yōu)勢，即，與已知的方法不同，導(dǎo)管消融程序的規(guī)劃和介入，能夠被分離。根據(jù)在本領(lǐng)域中已知的方法，這兩個步驟不能被分離以致心臟內(nèi)ECG測繪通常在進(jìn)行導(dǎo)管消融自身的同時來實施。這具有如下缺點，即通常在消融程序期間不能發(fā)現(xiàn)心律不齊的所有原因以致必須多次外科手術(shù)。相反的，使用根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備，更長、無害且舒適的，且與實際介入分離的規(guī)劃階段能夠被分配在若干天上，以使能夠可靠地診斷心律不齊的原因。
如上文已經(jīng)提到的，可以將磁性且導(dǎo)電的干渉裝置設(shè)想為含有軟磁材料的小棒，該棒可以是諸如由純鐵制成的小導(dǎo)線。關(guān)于干渉裝置的尺寸，在實施中使用3_的長度和200 的直徑。應(yīng)當(dāng)注意的是，裝置的直徑不應(yīng)該超過200 以免阻擋相關(guān)血管。優(yōu)選地，長度在Imm到IOmm的區(qū)域內(nèi)。盡管更長的裝置能產(chǎn)生更多的信號，它們可能在損害組織，尤其是血管方面，帶來過高的風(fēng)險。需要注意的是，如果裝置應(yīng)用在除人類心臟外的不同檢查對象中，裝置甚至能夠比上文指定的尺寸更大。此外，還期望由純鐵制成的干渉裝置在人體內(nèi)在短的時間里降解，以使干涉裝置在血液中溶解。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，干渉裝置由可生物降解的聚合材料例如聚乳酸制成，在該聚合材料中集成了小的磁性且導(dǎo)電的粒子。這進(jìn)一歩降低了損害組織，尤其血管的風(fēng)險，因為上述材料在人體內(nèi)降解非?？焖?在幾分鐘內(nèi))。根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的其它優(yōu)勢源自MPI技木。因為提供控制器件來產(chǎn)生適當(dāng)?shù)拇艌?選擇場和驅(qū)動場)，用于在由移動命令指示的方向上移動干涉裝置通過血管系統(tǒng)和心臟并且/或者用于將干渉裝置維持在恒定位置，僅通過施加磁力能夠?qū)⒏蓽h裝置移動到心臟內(nèi)的任何位置，使得規(guī)劃程序因而被極大的促進(jìn)，并且與已知導(dǎo)管介入相比顯著的提高了干渉裝置放置的準(zhǔn)確度。從而控制器件適于非常快速地改變磁場，使得能夠在非常短的時間里實現(xiàn)干渉裝置的移動和放置。如上文已經(jīng)提到的，由于其無創(chuàng)特性，測量能夠重復(fù)很多次而不會給患者帶來風(fēng)險。從而優(yōu)選地，干渉裝置的移動由能夠在規(guī)劃步驟中定義的移動命令所指示。優(yōu)選地，提供用于輸入此種移動命令給控制単元的接ロ。這種接ロ能夠是用戶接ロ，例如鍵盤、指示器、計算機(jī)鼠標(biāo)或者搖桿，或者用干與另ー種設(shè)備連接的接ロ，例如在計算機(jī)上的導(dǎo)航単元或者導(dǎo)航工具，在其上，例如通過使用利用諸如MR或者CT的另ー種成像模態(tài)獲得的患者圖像數(shù)據(jù)來規(guī)劃干涉裝置的移動(例如)。由于提供的處理器件，能夠在ECG測量期間在任何時間定位和可視化干渉裝置。與已知的心臟內(nèi)ECG測繪相比，不需要用于干涉裝置的可視化和/或定位的額外的硬件，例如攝影系統(tǒng)或者X射線系統(tǒng)，因為能夠交替或者甚至幾乎同時地移動和定位該裝置而無需額外的裝備。因為與需要使用X射線成像導(dǎo)管的已知方法相比，不需要X射線，使得給患者的劑量也減少了。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施例，通過ECG器件借助于皮膚電極來記錄上文提到的ECG信號，該電極被布置在患者的皮膚上。這意味著能夠由使用身體表面電極的常規(guī)ECG器件記錄ECG信號。然而，如上文所述，精確度和信號質(zhì)量遠(yuǎn)超過常規(guī)ECG裝置的精確度和信號質(zhì)量。此外，如果能夠使用常規(guī)ECG裝置且只需根據(jù)本發(fā)明進(jìn)行調(diào)整，則能夠節(jié)省根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的生產(chǎn)成本。為改善信號質(zhì)量和測量的準(zhǔn)確度，期望應(yīng)用多個ECG皮膚電扱。根據(jù)本發(fā)明的另ー優(yōu)選實施例，針對干渉裝置的多個位置測量ECG信號。這意味著將干涉裝置主動定位在心臟內(nèi)的多個位置上使得能夠由評估器件記錄對于在心臟內(nèi)的所有區(qū)域在測量期間干涉裝置對ECG信號的影響。從而能夠建立示出干渉裝置對ECG信號影響的空間分辨的“測繪圖”。因此，定位出可能造成心律不齊或者出現(xiàn)瘢痕組織的區(qū)域是可能的。根據(jù)另ー優(yōu)選實施例，評估器件適于評估由干渉裝置引起的電場改變造成的ECG信號的信號調(diào)制。如果干涉裝置放置在心臟內(nèi)，由于干涉裝置的導(dǎo)電特性在這個位置的電導(dǎo)率改變，使得當(dāng)心臟的去極化波前經(jīng)過干渉裝置的位置時ECG信號被調(diào)制。從而，干渉裝置改變?nèi)O化波前的電場的場線并因此調(diào)制了 ECG信號。在測量期間，干渉裝置要么是被保持在確定的位置(使用磁場)直到去極化波前經(jīng)過干渉裝置至少一次，要么被釋放并因此隨著血液在隨機(jī)路徑上移動，同時使用處理器件對其位置和方向進(jìn)行精確的追蹤。在這種情況下裝置的速度將超過I米/秒，使得現(xiàn)在ECG信號在300Hz以上的頻率上被調(diào)制。因此，調(diào)制頻率是在ECG信號之外的另ー個頻帶里，所以能夠很容易地在傅里葉空間中提取干渉裝置的“標(biāo)簽”。這些對ECG信號的信號調(diào)制的出現(xiàn)的優(yōu)點之ー是，例如能夠確定瘢痕組織，因為如果干涉裝置被定位在瘢痕組織的位置上，沒有或者相當(dāng)微弱的調(diào)制出現(xiàn)。這是因為瘢痕組織具有顯著降低的電導(dǎo)率所以去極化波可以被設(shè)想為繞瘢痕組織移動(傳播波前“回避”去極化波前)。為了評估由干渉裝置引起的電場改變造成的信號調(diào)制，根據(jù)本發(fā)明的實施例，更優(yōu)選地是，評估器件適于使關(guān)于由干渉裝置引起的ECG信號的信號調(diào)制的信息與關(guān)于從經(jīng) 處理的檢測信號確定的干渉裝置在血管和心臟內(nèi)的位置的信息隨時間相關(guān)。這種測量的主要進(jìn)步是，根據(jù)這個實施例，使得使用MPI追蹤技術(shù)采集的關(guān)于干渉裝置位置的空間信息與ECG信號的時間相關(guān)的信號調(diào)制相關(guān)。這意味著當(dāng)裝置在某個位置處、特定的ECG特征被最多地調(diào)制時，通過MPI追蹤技術(shù)采集的ECG特征就源于該位置。如果例如干涉裝置被定位在竇房結(jié)附近，則ECG信號的P波將最多地被調(diào)制，而遠(yuǎn)離P波的調(diào)制的強(qiáng)度進(jìn)ー步降低。在本示例中，使空間的和時間相關(guān)的信息結(jié)合在一起意味著去極化波前從竇房結(jié)傳播到干渉裝置所位于的特定位置需要的時間能夠從ECG信號通過測量從ECG信號開始到最強(qiáng)調(diào)制的點的時間中得到，另ー方面，能夠使用MPI設(shè)備的處理器件準(zhǔn)確地確定干涉裝置的位置。以這種方式能夠確定去極化波前準(zhǔn)確的時間和空間相關(guān)的傳播。根據(jù)本發(fā)明的另ー實施例，提出的是，調(diào)整評估器件以用于通過使關(guān)于由干渉裝置引起的ECG信號的信號調(diào)制的信息與關(guān)于從處理的檢測信號確定的干渉裝置在血管系統(tǒng)和心臟內(nèi)的位置的信息隨時間相關(guān)，在空間上的確定位置上確定隨時間的心臟去極化波前的平均電向量。與ECG數(shù)據(jù)用于隨時間對去極化波的空間傳播成像的傳統(tǒng)的向量ECG相似，能夠?qū)τ谛呐K內(nèi)的每個位置非常準(zhǔn)確的確定平均電向量，平均電向量表示每個時間點在波前處的傳播方向和電壓降。與僅基于近似模擬模塊重建平均電向量的已知無創(chuàng)(常規(guī)的)ECG相反，根據(jù)本發(fā)明能夠基于離散測量的信號并基于離散數(shù)學(xué)計算來確定平均電向量。這種可能到目前僅從有創(chuàng)的導(dǎo)管ECG測繪中得知，該ECG測繪具有的缺點是必須進(jìn)行嚴(yán)重的手術(shù)介入。如果針對在心臟內(nèi)足夠多的位置確定去極化波前的平均電向量，能夠隨時間重建去極化波前的非常準(zhǔn)確的傳播。根據(jù)本發(fā)明的另ー實施例，根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備額外包括用于通過比較測量的信號調(diào)制和期望的信號調(diào)制來改善所述信號調(diào)制的評估的質(zhì)量改善器件。去極化波前重建的質(zhì)量因此被顯著的改善了。實際上，這是通過例如針對期望的調(diào)制值調(diào)整平均電向量的測量值(例如使用插值法)，來完成的。根據(jù)本發(fā)明另ー優(yōu)選實施例，該設(shè)備包括用于對去極化波前隨時間的傳播進(jìn)行成像的成像器件。從而，例如在計算機(jī)的屏幕上，能夠?qū)θO化波前的傳播的模擬進(jìn)行成像，以使能夠逼真地對異常現(xiàn)象或者其他心力衰竭成像。以這種方式能夠顯著改善心臟疾病的診斷。根據(jù)本發(fā)明的又一優(yōu)選實施例，該設(shè)備還包括用于通過磁聚焦場改變視場的空間位置的聚焦場信號發(fā)生器単元和聚焦場線圈。這樣的聚焦場具有和驅(qū)動場相同或相似的空間分布。聚焦場基本上用來移動視場的空間位置。這是非常必要的，因為視場有非常受限制的尺寸，如果需要將目標(biāo)元件在檢查對象(患者)內(nèi)移動較長的距離，聚焦場需要改變視場的空間位置以便在干渉裝置的整個路徑上主動對其進(jìn)行移動和追蹤直到干渉裝置到達(dá)其在患者心臟內(nèi)的期望位置。換句話說，聚焦場取代患者的主動機(jī)械移動。這意味著如果未提供聚焦場器件，患者將需要物理地移動以便移動視場。與磁驅(qū)動場線圈相同或者甚至更好的磁聚焦場線圈能夠用于干渉裝置通過患者的移動。這些線圈能夠在各個方向上以足夠高的速度產(chǎn)生足夠均勻的場并且有用于干涉裝置的移動所需要的足夠大的場強(qiáng)。因此，這些聚焦場線圈的使用提供了高靈活性因為能夠在任何方向上產(chǎn)生聚焦場。如上文已經(jīng)提到的，聚焦場具有與驅(qū)動場相同或者相似的空間分布。甚至，使用與用于產(chǎn)生磁驅(qū)動場的線圈相同的磁線圈是可能的?；镜牟町愂菍τ诰劢箞鲱l率比驅(qū)動場低很多(例如< 1kHz，通常< IOOHz)，但是聚焦場的振幅是更高的(例如200mT，與驅(qū)動場的20mT相比而言)。


本發(fā)明的這些和其他方面參照下文中描述的實施例將是顯而易見的并得到闡述。在下列附圖中圖I示出了 MPI設(shè)備的第一實施例；圖2示出了由如圖I中所示的設(shè)備產(chǎn)生的選擇場圖案的示例；圖3示出了 MPI設(shè)備的第二實施例；圖4示出了根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的實施例的框圖；圖5示意性的示出了根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的實際應(yīng)用；圖6A-6C示出了根據(jù)本發(fā)明的導(dǎo)電干渉裝置在心臟內(nèi)不同位置處的定位；圖7示出了根據(jù)本發(fā)明的干渉裝置對ECG信號的影響；圖8A示出了心臟的去極化波前隨時間的平均電向量；以及圖8B示出了心臟的去極化波前隨時間的傳播。
具體實施例方式在解釋本發(fā)明的細(xì)節(jié)之前，應(yīng)當(dāng)參考圖I到圖3詳細(xì)解釋磁性粒子成像的基本知識。具體而言，將描述用于醫(yī)學(xué)診斷的MPI掃描器的兩個實施例。還給出了數(shù)據(jù)采集的非正式描述。將指出兩個實施例之間的相似性和差異。圖I中所示的MPI掃描器的第一實施例10具有三個突出的共軸平行環(huán)形線圈對 12、14、16，每ー對如圖I中所示那樣布置。這些線圈對12、14、16用于產(chǎn)生選擇場以及驅(qū)動場和聚焦場。這三個線圈對12、14、16的軸18、20、22相互正交，并且在單個點處相交，該點被指定為MPI掃描器10的等中心24。此外，這些軸18、20、22用作設(shè)在等中心24的3D笛卡爾x-y-z坐標(biāo)系的軸。垂直軸20被命名為y軸，因此x和z軸是水平的。線圈對12、14、16也以其軸命名。例如，y線圈對14是由掃描器頂部和底部的線圈形成的。此外，具有正(負(fù))y坐標(biāo)的線圈被稱為y+線圈(y_線圈)，其余線圈類似可以將掃描器10設(shè)置成引導(dǎo)預(yù)定的、時間相關(guān)的電流通過這些線圈12、14、16中的每ー個并沿任一方向通過。如果在沿線圈的軸觀看時電流繞該線圈沿順時針方向流動，將認(rèn)為電流是正的，否則是負(fù)的。為了產(chǎn)生靜態(tài)選擇場，使恒定的正電流Is流經(jīng)Z+線圈，使電流-Is流經(jīng)Z_線圈。這樣，z線圈對16充當(dāng)反平行環(huán)形線圈對。磁選擇場在圖2中由場線50所代表，磁選擇場通常是梯度磁場。該場在產(chǎn)生選擇場的z線圈對16的z軸22的方向上(例如，水平的)具有大體上恒定的梯度并且在這個軸22上的等中心24處達(dá)到零值。從這個無場點(在圖2中未被単獨示出)開始，磁選擇場50的場強(qiáng)在全部三個空間方向上隨著從該無場點的距離的増加而增加。在由繞等中心24的虛線表示的第一個子區(qū)或區(qū)域52中場強(qiáng)太小以致存在于該第一子區(qū)52中粒子的磁化強(qiáng)度是不飽和的，反而存在于第ニ子區(qū)54 (在區(qū)域52之外)中的粒子的磁化強(qiáng)度是在飽和狀態(tài)中的。優(yōu)選地，掃描器的視場28的無場點或第一子區(qū)52是空間連貫的區(qū)域；該區(qū)域也可能是點狀區(qū)域、線狀或者平面狀區(qū)域。在第二子區(qū)54中(即在第一子區(qū)52外部的掃描器視場28的剰余部分中)，選擇場的磁場強(qiáng)度足夠強(qiáng)以保持磁性粒子在飽和狀態(tài)中。通過改變兩個子區(qū)52、54在視場28內(nèi)的位置，視場28中的(總體)磁化強(qiáng)度發(fā)生改變。通過測量視場28中的磁化強(qiáng)度或受磁化強(qiáng)度影響的物理參數(shù)，可以獲得關(guān)于視場28中的磁性粒子的空間分布的信息。為了改變兩個子區(qū)52、54在視場28中的相對空間位置，在視場28或至少視場28的一部分中向選擇場50疊加其他磁場，即磁驅(qū)動場以及必要情況下的磁聚焦場。為了產(chǎn)生驅(qū)動場，使時間相關(guān)電流Id1流經(jīng)兩個X線圈12，使時間相關(guān)電流Id2流經(jīng)兩個y線圈14，并且使時間相關(guān)電流I1V流經(jīng)兩個z線圈16。由此，三個線圈對的每個都充當(dāng)平行環(huán)形線圈對。類似地，為了產(chǎn)生聚焦場，使時間相關(guān)電流If1流經(jīng)兩個X線圈12，使電流If2流經(jīng)兩個y線圈14，并且使電流If3流經(jīng)兩個z線圈16。應(yīng)當(dāng)指出，z線圈對16是特殊的其不僅產(chǎn)生驅(qū)動場和聚焦場的其份額，而且產(chǎn)生選擇場。流經(jīng)2±線圈的電流為Id3+If3+Is。流經(jīng)其余兩個線圈對12、14的電流為IDk+IFk，k=1、2。因為它們的幾何結(jié)構(gòu)和対稱性，三個線圈對12、14、16良好解耦。這是所希望的。由反平行環(huán)形線圈對產(chǎn)生的選擇場關(guān)于z軸是旋轉(zhuǎn)對稱的，并且在等中心24周圍的相當(dāng)大的體積中，選擇場的Z分量在z上接近線性并獨立于X和y。具體而言，選擇場在等中心處具有單個無場點(FFP)。相反，由平行環(huán)形線圈對生成的對驅(qū)動場和聚焦場的貢獻(xiàn)在等中心24周圍的相當(dāng)大的體積中是空間上接近均勻的并平行于相應(yīng)線圈對的軸。由全部三個平行環(huán)形線圈對聯(lián)合產(chǎn)生的驅(qū)動場和聚焦場在空間上接近均勻，并且可以被賦予任何方向和強(qiáng)度，直到某一最大強(qiáng)度。驅(qū)動場和聚焦場也是時間相關(guān)的。聚焦場和驅(qū)動場之間的差異在于，聚焦場在時間上緩慢變化且具有大振幅，而驅(qū)動場快速變化且具有小振幅。以不同方式處理這些場有著物理和生物醫(yī)學(xué)方面的理由。具有大振幅的快速變化的場會難以產(chǎn)生且對患者是危險的。MPI掃描器的實施例10具有至少額外一対、優(yōu)選額外三對的平行環(huán)形線圏，同樣沿著x、y和z軸取向。這些線圈在圖I中未示出，他們用作接收線圏。如用于驅(qū)動場和聚焦場的線圈對12、14、16那樣，由流經(jīng)這些接收線圈對之ー的恒定電流產(chǎn)生的磁場在視場內(nèi)是空間上接近均勻的并平行于相應(yīng)線圈對的軸。接收線圈應(yīng)當(dāng)是良好解耦的。在接收線圈中感生的時間相關(guān)電壓被附接到這個線圈的接收器放大和采樣。更確切地說，為了應(yīng)對這個信號的巨大動態(tài)范圍，接收器對接收的信號和參考信號之間的差異進(jìn)行采樣。從DC直到預(yù)期信號水平降到噪聲水平之下的點，接收器的傳遞函數(shù)都是非零的。在圖I中示出的MPI掃描器的實施例10具有沿z軸22，即沿選擇場的軸的圓柱形膛26。所有線圈都 放置在這個膛26之外。為了進(jìn)行數(shù)據(jù)采集，將待成像(或處置)的患者(或?qū)ο?放置在膛26中，使得患者的感興趣體積——應(yīng)當(dāng)被成像(或處置)的患者(或?qū)ο?的體積，被掃描器的視場28 (掃描器能夠?qū)ζ鋬?nèi)含物成像的掃描器體積)包圍?；颊?或?qū)ο?例如放置在患者臺上。視場28在幾何上是膛26內(nèi)部的簡單的等中心體積，例如立方體、球或圓柱。圖I中示出了立方體視場28。第一子區(qū)52的尺寸一方面取決于磁選擇場的梯度的強(qiáng)度，另ー方面取決于飽和所需的磁場的場強(qiáng)。為了使磁性粒子在80A/m的磁場強(qiáng)度和總計50X IO3AAi2的磁選擇場的場強(qiáng)的梯度(在給定空間方向上)下充分飽和，其中的粒子磁化強(qiáng)度不飽和的第一子區(qū)52具有大約Imm的尺度(在給定空間方向上)?；颊叩母信d趣體積應(yīng)當(dāng)包含磁性納米粒子。尤其是在例如腫瘤的治療和/或診斷性處置之前，例如，利用注射到患者(對象)體內(nèi)或以其他方式施用(例如ロ服)給患者的含磁性粒子的液體，將磁性粒子定位在感興趣體積中。磁性粒子的實施例例如包括例如玻璃的球形基質(zhì)，其具備厚度例如為5nm且由例如鐵鎳合金(例如坡莫合金)構(gòu)成的軟磁層。例如，可以利用涂層覆蓋這ー層，涂層保護(hù)粒子不受化學(xué)和/或物理侵蝕性環(huán)境——例如酸的影響。使這種粒子的磁化強(qiáng)度飽和所需的磁選擇場50的磁場強(qiáng)度取決于各種參數(shù)，例如粒子的直徑、為磁性層使用的磁性材料和其他參數(shù)。在例如直徑為10 ii m的情況下，會需要大約800A/m的磁場(大致對應(yīng)于ImT的通量密度)，而對于100 u m的直徑,80A/m的磁場就足夠了。選擇具有更低飽和磁化強(qiáng)度的材料的涂層或減小該層的厚度，以獲得更小的值。一般能夠使用的是可以在市場上獲得的商標(biāo)名稱為Resovist的磁性粒子。對于一般可用的磁性粒子和粒子組成的更多細(xì)節(jié)，在此援引EP1304542、WO2004/091386、WO 2004/091390、WO 2004/091394、W02004/091395、WO 2004/091396、WO2004/091397、WO 2004/091398、W02004/091408的對應(yīng)部分，在此以引用的方式將其并入。
在這些文獻(xiàn)中，還可以找到一般的MPI方法的更多細(xì)節(jié)。數(shù)據(jù)采集開始于時間ts且結(jié)束于時間te。在數(shù)據(jù)采集期間，X、y和z線圈對12、14、16產(chǎn)生位置和時間相關(guān)的磁場，即施加場。這是通過引導(dǎo)適當(dāng)電流通過線圈實現(xiàn)的。實際上，驅(qū)動場和聚焦場推動選擇場，使得FFP沿著描繪出掃描體積的預(yù)選FFP軌跡移動，該掃描體積是視場的超集。施加場對患者體內(nèi)的磁性納米粒子進(jìn)行取向。在施加場變化吋，所得的磁化強(qiáng)度也改變，盡管其對施加場的響應(yīng)是非線性的。變化的施加場與變化的磁化強(qiáng)度之和在沿著Xk軸的接收線圈對的端子兩端感生出時間相關(guān)的電壓Vk。相關(guān)聯(lián)的接收器將這個電壓轉(zhuǎn)換成信號Sk(t)，接收器對其采樣并輸出。
在與磁驅(qū)動場變化的頻帶不同的另ー頻帶(偏移到更高頻率)中從位于第一子區(qū)52中的磁性粒子接收或檢測信號是有優(yōu)勢的。這是可能的，因為由于因磁化特性的非線性引起的掃描器的視場28中的磁性粒子的磁化強(qiáng)度改變，所以出現(xiàn)了磁驅(qū)動場頻率的較高諧波的頻率分量。。像在圖I中所示出的第一實施例10中那樣，在圖3中所示出的MPI掃描器的第二實施例30具有三個環(huán)形且相互正交的線圈對32、34、36，但是這些線圈對32、34、36僅僅產(chǎn)生選擇場和聚焦場。也產(chǎn)生選擇場的z線圈36用鐵磁性材料37填充。垂直地取向該實施例30的z軸42，同時水平地取向X和y軸38、40。掃描器的膛46是與x軸38平行的，因此，垂直于選擇場的軸42。由螺線管(未示出)沿X軸38并且由鞍形線圈對(未示出)沿著兩個剩余軸40、42產(chǎn)生驅(qū)動場。這些線圈被纏繞在形成膛的管道周圍。驅(qū)動場線圈也用作接收線圏。由接收線圈取得的信號被發(fā)送通過高通濾波器，該高通濾波器抑制由施加場帶來的貢獻(xiàn)。
給出這種實施例的ー些典型參數(shù)選擇場的z梯度G具有強(qiáng)度G/= 2. 5T/m，其中為真空磁導(dǎo)率。產(chǎn)生的選擇場或者隨時間根本不變化，或者變化相當(dāng)緩慢，優(yōu)選介于大致IHz和大致IOOHz之間。驅(qū)動場的時間頻率譜集中于25kHz附近的窄帶中(直到大致IOOkHz)。所接收信號的有用頻譜位于50kHz和IMHz之間(最后直到大致IOMHz)。膛具有120mm的直徑。配合到膛46中的最大立方體28具有120mm/84mm的邊長。如以上實施例中所示，可以由相同線圈對的線圈并通過為這些線圈提供適當(dāng)產(chǎn)生的電流來產(chǎn)生各種磁場。不過，且尤其是為了以更高信噪比解釋信號，當(dāng)通過分離的線圈對產(chǎn)生時間上恒定(或準(zhǔn)恒定)的選擇場和時間上可變的驅(qū)動場和聚焦場時，可能是有優(yōu)勢的。通常，可以將亥姆霍茲型線圈對用于這些線圈，它們例如一般是從具有開放磁體的磁共振設(shè)備(開放MRI)領(lǐng)域已知的，在該磁共振設(shè)備中射頻(RF)線圈位于感興趣區(qū)域上方和下方，所述RF線圈對能夠產(chǎn)生時間上可變的磁場。因此，在此不必再詳述這種線圈的構(gòu)造。在用于產(chǎn)生選擇場的替代實施例中，可以使用永久磁體(未不出)。在這種(相對的)永久磁體(未示出)的兩個極之間的空間中，形成有類似于圖2所示的磁場的磁場，亦即，在相対的磁極具有相同極性時產(chǎn)生的磁場。在另ー替代實施例中，可以通過混合至少ー個永久磁體和至少ー個線圈來產(chǎn)生選擇場。圖4示出了根據(jù)本發(fā)明的一個實施例的設(shè)備100的框圖。除非另有說明，上文解釋的磁性粒子成像的一般原理是有效的而且也適用于該實施例。在圖4中示出的設(shè)備100的實施例包括用于產(chǎn)生期望的磁場的ー組不同線圈。首先，應(yīng)當(dāng)解釋線圈以及它們在MPI模式中的功能。為了產(chǎn)生上文解釋的磁梯度選擇場，提供包括ー組選擇場(SF)線圈116的選擇器件，其優(yōu)選地包括至少ー對線圈元件。選擇器件還包括選擇場信號發(fā)生器単元110。優(yōu)選地，提供獨立的發(fā)生器子單元給選擇場線圈組116的每個線圈(或者線圈元件的每ー對)。所述選擇場信號發(fā)生器単元110包括可控制的選擇場電流源112(通常包括放大器)和濾波単元(114)，它們選擇性地為選擇場線圈元件提供選擇場電流，以在期望的方向上獨立設(shè)定選擇場的梯度強(qiáng)度。優(yōu)選地，提供DC電流。如果將選擇場線圈元件布置成相対的線圈，例如布置在視場的相對側(cè)上，相對線圈的選擇場電流優(yōu)選地相對的取向。通過控制単元150控制選擇場信號發(fā)生器単元110，該控制単元優(yōu)選控制選擇場電流的產(chǎn)生110以便選擇場的所有空間分量的場強(qiáng)的總和以及梯度強(qiáng)度的總和保持在預(yù)先確定的水平。為了磁聚焦場的產(chǎn)生，設(shè)備100還包括聚焦器件，該聚焦器件包括ー組聚焦場(FF)線圈，優(yōu)選地包括三對126a、126b、126c相對地布置的聚焦場線圈元件。所述磁聚焦場線圈由聚焦場信號發(fā)生器単元120控制，聚焦場信號發(fā)生器単元120優(yōu)選包括對于所述聚焦場線圈組的每個線圈元件(或者至少每對線圈元件)的獨立的聚焦場信號發(fā)生器子單元。所述聚焦場信號發(fā)生器単元120包括聚焦場電流源122(優(yōu)選地包括電流放大器)和濾波單元124用于向應(yīng)當(dāng)被使用來產(chǎn)生磁聚焦場的所述線圈126a、126b、126c的子集中的各線圈提供聚焦場電流。聚焦場電流單元120也由控制單元150控制。聚焦場及其上述的聚焦場發(fā)生器件是根據(jù)本發(fā)明的，但不是必須這樣。能夠使用聚焦場器件以及驅(qū)動場器件(在下文詳細(xì)解釋)，來移動干涉裝置210通過患者300的血管直到其到達(dá)其在患者300的心臟220內(nèi)的最終期望的位置為止。從而通過由于施加的聚 焦場(分別由于施加的驅(qū)動場)產(chǎn)生的磁力移動干涉裝置210。此外，優(yōu)選采用聚焦場是因為視場28具有非常受限的尺寸所以，如果干涉裝置210需要經(jīng)過更長的距離而被移動通過患者300的血管，聚焦場需要改變在視場28中的空間位置以便能夠在干渉裝置的完整路徑上主動移動和追蹤干涉裝置210直到到達(dá)其在患者300的心臟220內(nèi)的期望位置。換句話說，聚焦場取代患者300的主動機(jī)械移動。如果不提供聚焦場器件，患者300將需要物理地移動以便移動視場28。為了產(chǎn)生磁驅(qū)動場，設(shè)備100還包括驅(qū)動器件，驅(qū)動器件包括驅(qū)動場(DF)線圈子集，優(yōu)選地包括三對136a、136b、136c相對布置的驅(qū)動場線圈元件。驅(qū)動場線圈由驅(qū)動場信號發(fā)生器単元130控制，驅(qū)動場信號發(fā)生器単元130優(yōu)選地包括對于所述驅(qū)動場線圈組的每個線圈元件(或者至少每對線圈元件)的獨立的驅(qū)動場信號發(fā)生器子単元。所述驅(qū)動場信號發(fā)生器単元130包括驅(qū)動場電流源132 (優(yōu)選地包括電流放大器)和濾波單元134，用于向相應(yīng)驅(qū)動場線圈提供驅(qū)動場電流。該驅(qū)動場電流源132適于產(chǎn)生AC電流且受控制單元150控制。為了檢測信號，提供了接收器件148(尤其是接收線圈)以及接收由所述接收器件148檢測到的信號的信號接收單元140。所述信號接收單元140包括用于過濾接收到的檢測信號的濾波單元142。這種濾波的目的是為了從其他干擾信號中分離測量值，該值由在檢查區(qū)域中的磁化所引起，檢查區(qū)域受兩個部分區(qū)域52、54的位置改變影響。為了這個目的，可以設(shè)計濾波單元142，例如使得具有比操作接收線圈148的時間頻率小的或者比操作接收線圈148的時間頻率的兩倍小的時間頻率的信號不通過濾波単元142。然后通過放大器単元144發(fā)送信號給模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器146 (ADC)。由模擬/數(shù)字轉(zhuǎn)換器146產(chǎn)生的數(shù)字化的信號被饋送給圖像處理單元(也被稱為重建器件)152，該圖像處理單元重建干渉裝置210的位置圖像使得在測量期間能夠準(zhǔn)確的并且持續(xù)的追蹤干涉裝置210。重建的磁性干涉裝置210的位置圖像最終通過控制器件150被發(fā)送給計算機(jī)154，該計算機(jī)154將圖像顯示在監(jiān)視器156上。因此，能夠顯示示出干渉裝置210位置的圖像。進(jìn)ー步的，提供輸入單元158，例如鍵盤。因此用戶能夠設(shè)定最高分辨率的期望的方向并且依次在監(jiān)視器156上接收作用區(qū)域的相應(yīng)圖像。如果需要最高分辨率的關(guān)鍵方向從首先由用戶設(shè)定的方向上偏離，用戶依然能夠手動改變該方向以便用改善的圖像分辨率產(chǎn)生其他圖像。這種分辨率改善過程也能夠由控制単元150和計算機(jī)154自動地操作。根據(jù)本發(fā)明，控制單元150適于控制信號發(fā)生器単元110、120、130，尤其是聚焦場信號發(fā)生器単元120和/或驅(qū)動場信號發(fā)生器単元130，以產(chǎn)生井向各個場線圈提供控制電流，尤其是向聚集場線圈126a、126b、126c和/或驅(qū)動場線圈136a、136b、136c提供控制電流，以產(chǎn)生適當(dāng)?shù)拇艌鲇糜谠谟梢苿用钪付ǖ姆较蛏弦苿痈缮嫜b置210通過血管系統(tǒng)和心臟220和/或用于將干渉裝置210維持在恒定位置。從而，能夠移動干渉裝置210至患者300的心臟220中的期望的位置。這種移動能夠被非常快速的執(zhí)行，此外，是更加舒適的且對患者300無任何風(fēng)險。為了輸入移動命令，提供接ロ 162。所述接ロ 162能夠以多種方式實現(xiàn)。例如，所述接ロ 162可以是用戶接ロ，通過該用戶接ロ用戶能夠手動輸入用戶命令，諸如通過鍵盤、控制臺、搖桿或者導(dǎo)航工具，這些例如安裝在獨立的計算機(jī)(未示出)上。
因此，實際上，根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備能夠移動干渉裝置210通過患者300，尤其能夠基于移動命令控制干渉裝置210的移動方向，而與以何種形式和由誰或什么提供移動命令無關(guān)。也能夠從外部的移動控制單元170接收移動命令，移動控制單元170連接到接ロ162，并且接ロ 162包括顯示器172，例如用于顯示先前獲得的患者心臟220的圖像數(shù)據(jù)，以及用于插入用來規(guī)劃干渉裝置210的移動的控制命令的操作者控制174。在實際介入中，能夠使用移動控制単元70事先對測量進(jìn)行規(guī)劃。之后通過接ロ162將導(dǎo)航規(guī)劃，尤其是移動控制命令，提供給設(shè)備100的控制單元150。在期望的(例如，規(guī)律的)時間間隔，停止干渉裝置210的移動并且通過應(yīng)用MPI序列獲得干渉裝置的當(dāng)前位置，優(yōu)選地，同時沿著軌跡移動FFP通過干涉裝置210可能目前位于其中的區(qū)域，并且獲得檢測信號，之后處理該信號以得到干渉裝置210的當(dāng)前位置。這樣，能夠獲取是否干渉裝置210的實際位置與期望位置一致的直接反饋，以便能夠或者手動的或者通過控制單元150進(jìn)行即時的修正。如上文所解釋的，提供使用MPI成像和追蹤技術(shù)的設(shè)備100。根據(jù)本發(fā)明，設(shè)備100還包括用于記錄患者心臟220的ECG信號的ECG器件151。這些ECG器件151能夠通過使用標(biāo)準(zhǔn)的ECG裝置實現(xiàn)，其通過使用皮膚電極230 (見圖5)記錄ECG信號。之后ECG信號被傳輸給評估器件153，該評估器件適于評估干渉裝置210對ECG信號的影響。這種評估器件153可以是例如另ー種也被連接到控制單元150及接收器件的處理單元。在評估器件153中，將由ECG器件151接收到的關(guān)于患者心臟活動和干涉裝置210對ECG信號的影響的信息與由接收器件接收到的干渉裝置210的定位信息結(jié)合到一起。為了理解由評估器件153執(zhí)行的這種評估的原理，將在下文中給出示例并且將進(jìn)一歩的詳述該原理。圖5示意性的示出了根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的實際測量設(shè)置的一個實施例。設(shè)備100包括如根據(jù)圖I和3所解釋的MPI器件的MPI器件10、30，ECG裝置151和計算機(jī)200，該計算機(jī)200將從MPI器件10、30和ECG器件151接收的信息彼此相關(guān)并且評估測量結(jié)果。具體而言，使用上述MPI技術(shù)移動在測量之前優(yōu)選地被引入患者300體內(nèi)的干渉裝置210 (優(yōu)選地，當(dāng)被持續(xù)追蹤時)至患者的心臟220。在這個實施例中,控制單元150、成像處理單元152和評估器件153包括在計算機(jī)200中并且同樣未被詳細(xì)地圖解示出。設(shè)備100還包括通過使用標(biāo)準(zhǔn)或稍加調(diào)整的皮膚電極230測量ECG信號的ECG裝置151。需要注意的是，優(yōu)選地,適合的電極230是非磁性的，像例如在MRI (磁共振成像)領(lǐng)域中已知的電極一祥。如果將干涉裝置210定位在患 者300的心臟220中，由于干涉裝置的導(dǎo)電特性，會増加在這個位置處的電導(dǎo)率。結(jié)果，當(dāng)心臟220的去極化波前經(jīng)過干渉裝置210時，干渉裝置210改變心臟活動的電場。然后，這種影響導(dǎo)致由ECG裝置151獲得的ECG信號的調(diào)制。如果當(dāng)將干渉裝置保持在心臟中的固定的位置上時迫使干渉裝置210轉(zhuǎn)動(使用MPI設(shè)備的磁場)，甚至能夠增加該調(diào)制。在圖7A中示例性的示出這種調(diào)制240，該圖示出了示例性ECG信號的P波的調(diào)制240。由干渉裝置210誘發(fā)的調(diào)制頻率比在圖7A中示例性示出的頻率甚至更高(300Hz以上)。也需要注意的是，調(diào)制的振幅實際上通常比在圖7中示出的調(diào)制的振幅小，圖7中示出的調(diào)制的振幅僅僅為了說明的原因而被夸大。在圖7A中示出的測量信號與在圖6A中示例性示出的干涉裝置210的位置對應(yīng)。在圖6A中，干涉裝置210放置在竇房結(jié)附近。因為ECG信號的P波與在竇房結(jié)附近的去極化對應(yīng)，可以理解，在干渉裝置210被定位在這個區(qū)域內(nèi)的情況下，P波也如在圖7中示出那樣得到調(diào)制。在其中，圖7A示出當(dāng)干涉裝置210是在圖6A中指示的位置處時由干涉裝置210引起的信號調(diào)制240，圖7B示出了當(dāng)干渉裝置210是在圖6B中指示的位置處時的信號調(diào)制240，并且圖7C示出了當(dāng)干渉裝置210在圖6C中指示的位置處時由干渉裝置210引起的信號調(diào)制240。需要注意的是，在圖7中僅示意性的示出了調(diào)制240。事實上，全部ECG信號(不僅僅ECG信號的P波)將被調(diào)制。然而，在上述示例中，最強(qiáng)的調(diào)制40將固化(cure)在ECG信號(在這個示例中的P波)的對應(yīng)部分。在測量期間，使用上述MPI技術(shù)移動干渉裝置210通過患者的心臟220至多個位置(在圖6A、6B和6C中示出了示例)。同時，通過MPI設(shè)備10、30追蹤干涉裝置210的位置并且通過ECG裝置151針對干渉裝置的每ー個位置記錄ECG信號。如已經(jīng)在上文中提到的，之后能夠在評估器件中將這兩塊信息進(jìn)行彼此相關(guān)，這是如下完成的在第一步驟中，在ECG信號中確定最高調(diào)制240的位置。通過測量從ECG信號的開始到確定的最高調(diào)制240發(fā)生的位置之間的時間，能夠確定去極化波前從竇房結(jié)到放置干涉裝置210的地方需要的時間。在下ー步驟中，能夠使用MPI成像準(zhǔn)確地確定干涉裝置210在患者300的心臟220內(nèi)的位置。因此，將時間相關(guān)的信息與關(guān)于干渉裝置的空間位置的信息結(jié)合到一起意味著能夠準(zhǔn)確地確定去極化波需要多長時間來傳播到特定的已知位置。如果針對在患者300的心臟220內(nèi)的許多位置重復(fù)這種測量程序，能夠重建示出患者的心臟220的去極化波前隨時間傳播的非常精確的圖像。在去極化波前傳播的這種模擬中，能夠檢測出許多種心力衰竭。例如，如果在特定的區(qū)域中心臟組織是有瘢痕的，這能夠在模擬中被看見，因為去極化波前將不經(jīng)過該區(qū)域，即波前將繞該區(qū)域移動。在圖8B中示例性示出了去極化波前的傳播模擬。在其中陰影區(qū)域代表已被波前經(jīng)過的負(fù)電性區(qū)域。實際上，通常通過評估器件(例如計算機(jī))完成這種模擬。與常規(guī)的向量ECG相似，從針對每個時間點的測量值中確定平均電向量。圖8A示例性的示出了針對時間、至t1(l的這種平均電向量。在其中，通過箭頭示意性的指示平均電向量。箭頭的長度指示電場的強(qiáng)度且箭頭的方向指示在波前處電勢的總和。總而言之，提出通過使用磁性和導(dǎo)電的干渉裝置來實現(xiàn)非常精確的心臟內(nèi)心電描記的設(shè)備和方法。因為測量是在心臟內(nèi)進(jìn)行的，所以能夠完成非常精確的心カ衰竭檢測。盡管在心臟內(nèi)完成測量，與使用導(dǎo)管的ECG測繪程序相比不需要嚴(yán)重的外科手術(shù)介入。此外，提出的設(shè)備和方法是有優(yōu)勢的，因為使用MPI技術(shù)能夠?qū)⒏缮嫜b置非常精確地定位在患者的心臟內(nèi)并且定位在每個期望的位置上。因此根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備和方法代表了在現(xiàn)代心臟診斷系統(tǒng)中的真正成就。雖然已經(jīng)在附圖和前述描述中對本發(fā)明進(jìn)行了詳細(xì)說明和描述，但是將這些說明和描述視為說明性或者示例性而不是限制性的；本發(fā)明不限于所公開的實施例。本領(lǐng)域的技術(shù)人員在實施所要求的發(fā)明時可以通過對附圖、公開和所附權(quán)利要求的研究而理解和實現(xiàn)對所公開實施例的改變。在權(quán)利要求中，單詞“包括”不排除其它元件或者步驟，并且不定冠詞“一”或者“一個”不排除多個。單一元件或者其它單元可以完成在權(quán)利要求中敘述的若干項的功能。在 互不相同的從屬權(quán)利要求中敘述某些措施的僅有事實不表明不可以使用這些措施的組合進(jìn)行改迸。不應(yīng)該將權(quán)利要求中的任何參考標(biāo)記解釋對范圍的限制。
權(quán)利要求
1.ー種用于通過使用磁性和導(dǎo)電的干渉裝置(210)進(jìn)行無創(chuàng)心臟內(nèi)心電描記(ECG)的設(shè)備(100)，所述設(shè)備包括 -ECG器件(151、230)，其用于記錄ECG信號， -選擇器件，其包括選擇場信號發(fā)生器単元(110)和選擇場元件(116)，尤其是選擇場磁體或線圈，所述選擇器件用于產(chǎn)生磁選擇場(50)，所述磁選擇場(50)具有其磁場強(qiáng)度的空間圖案，使得在視場(28)中形成具有低磁場強(qiáng)度的第一子區(qū)(52)和具有較高磁場強(qiáng)度的第二子區(qū)(54)， -驅(qū)動器件，其包括驅(qū)動場信號發(fā)生器単元(130)和驅(qū)動場線圈(136a，136b，136c)，所述驅(qū)動器件用于借助于磁驅(qū)動場改變兩個所述子區(qū)(52、54)在所述視場(28)中的空間位置，使得所述干涉裝置(210)在所述視場(28)中的磁化強(qiáng)度局部改變， -接收器件，其包括至少ー個信號接收單元(140)和至少ー個接收線圈(148)，所述接收器件用于采集檢測信號，所述檢測信號取決于所述干涉裝置(210)在所述視場(28)中的磁化強(qiáng)度，所述磁化強(qiáng)度受所述第一和第二子區(qū)(52、54)的空間位置的改變所影響， -控制器件(150)，其用于控制所述信號發(fā)生器単元(110、130)來產(chǎn)生并提供控制電流給相應(yīng)場線圈，以產(chǎn)生適當(dāng)?shù)拇艌鲇糜谝苿铀龈缮嫜b置在由移動命令所指示的方向上通過血管系統(tǒng)和心臟和/或用于將所述干涉裝置(210)保持在恒定位置， -處理器件(154)，其用于處理在施加適當(dāng)?shù)拇艌鰰r采集的所述檢測信號，以從經(jīng)處理的檢測信號確定所述干涉裝置(210)在血管系統(tǒng)和心臟內(nèi)的位置，以及 -評估器件(153)，其用于評估所述干涉裝置對由所述ECG器件(151、230)記錄的所述ECG信號的影響。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的設(shè)備(100)，其中，通過所述ECG器件(151、230)使用布置在患者皮膚上的皮膚電極來記錄所述ECG信號。
3.根據(jù)權(quán)利要求I所述的設(shè)備(100)，其中，針對所述干涉裝置(210)的多個位置測量所述ECG信號。
4.根據(jù)權(quán)利要求I所述的設(shè)備(100)，其中，所述評估器件(153)適于評估由所述干涉裝置(210)引起的電場改變所導(dǎo)致的所述ECG信號的信號調(diào)制。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備(100)，其中，所述評估器件(153)適于使關(guān)于由所述干涉裝置引起的所述ECG信號的信號調(diào)制的信息與關(guān)于從經(jīng)處理的檢測信號確定的所述干涉裝置(210)在血管系統(tǒng)和心臟內(nèi)的位置的信息隨時間相關(guān)。
6.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備(100)，其中，所述評估器件(153)適于通過使關(guān)于由所述干涉裝置(210)引起的所述ECG信號的信號調(diào)制的信息與關(guān)于從經(jīng)處理的檢測信號確定的所述干涉裝置(210)在血管系統(tǒng)和心臟內(nèi)的位置的信息隨時間相關(guān)，來確定心臟的去極化波前在空間上的確定位置處隨時間的平均電向量。
7.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備(100)，還包括質(zhì)量改善器件，其用于通過比較所測量的信號調(diào)制與期望的信號調(diào)制來改善對所述信號調(diào)制的評估。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的設(shè)備(100)，還包括成像器件(153)，其用于隨時間對所述去極化波前的傳播進(jìn)行成像。
9.根據(jù)權(quán)利要求I所述的設(shè)備(100)，還包括聚焦器件，所述聚焦器件包括聚焦場信號發(fā)生器単元(120)和聚焦場線圈(126a、126b、126c)，所述聚焦器件用于借助于磁聚焦場改變所述視場(28)的空間位置。
10.ー種用于通過使用磁性和導(dǎo)電的干渉裝置(210)進(jìn)行無創(chuàng)心臟內(nèi)心電描記(ECG)的方法，所述方法包括如下步驟 -記錄ECG信號， -產(chǎn)生磁選擇場(50)，所述磁選擇場(50)具有其磁場強(qiáng)度的空間圖案，使得在視場(28)中形成具有低磁場強(qiáng)度的第一子區(qū)(52)和具有較高磁場強(qiáng)度的第二子區(qū)(54)， -借助于磁驅(qū)動場改變兩個所述子區(qū)(52、54)在所述視場(28)中的空間位置，使得所述干涉裝置(210)的磁化強(qiáng)度在所述視場(28)中局部改變， -采集檢測信號，所述檢測信號取決于所述干涉裝置(210)在所述視場(28)中的磁化強(qiáng)度，所述磁化強(qiáng)度受所述第一和第二子區(qū)(52、54)的空間位置的改變所影響， -控制適當(dāng)?shù)拇艌龅漠a(chǎn)生，所述磁場用于在由移動命令所指示的方向上移動所述干渉裝置通過血管系統(tǒng)和心臟和/或用于將所述干涉裝置(210)保持在恒定位置， -處理當(dāng)施加適當(dāng)?shù)拇艌鰰r采集的所述檢測信號，用于從經(jīng)處理的檢測信號確定所述干渉裝置(210)在血管系統(tǒng)和心臟內(nèi)的位置，以及 -評估所述干涉裝置(210)對所記錄的ECG信號的影響。
11.一種計算機(jī)程序，包括程序代碼模塊，當(dāng)所述計算機(jī)程序在計算機(jī)上執(zhí)行時，所述程序代碼模塊使所述計算機(jī)控制根據(jù)權(quán)利要求I所述的設(shè)備，以執(zhí)行根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法的步驟。
全文摘要
本發(fā)明涉及通過使用磁性和導(dǎo)電的干涉裝置(210)進(jìn)行無創(chuàng)心臟內(nèi)心電描記(ECG)的設(shè)備和對應(yīng)方法。提出一種基于MPI的ECG測繪技術(shù)，其中，使用由磁性粒子成像(MPI)系統(tǒng)產(chǎn)生的磁場操縱干涉裝置(210)，例如包含軟磁材料的導(dǎo)電棒，以通過血管系統(tǒng)和心臟，使得并行測量的ECG信號受到影響。使用適當(dāng)調(diào)整的評估器件(153)，能夠評估干涉裝置(210)對ECG信號的這種影響以獲得關(guān)于心電活動的空間分辨信息。
文檔編號A61B5/0402GK102655805SQ201080040637
公開日2012年9月5日 申請日期2010年9月3日 優(yōu)先權(quán)日2009年9月14日
發(fā)明者B·格萊希 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司