CN102655805A

CN102655805A - 用于使用mpi进行无创心脏内心电描记的设备和方法

Info

Publication number: CN102655805A
Application number: CN2010800406373A
Authority: CN
Inventors: B·格莱希
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2009-09-14
Filing date: 2010-09-03
Publication date: 2012-09-05
Anticipated expiration: 2030-09-03
Also published as: WO2011030266A2; WO2011030266A3; JP2013504361A; CN102655805B; JP5642184B2; US20120172738A1; US8903482B2; RU2550660C2; RU2012114604A; EP2477540A2; BR112012005329A2; EP2477540B1

Abstract

本发明涉及通过使用磁性和导电的干涉装置(210)进行无创心脏内心电描记(ECG)的设备和对应方法。提出一种基于MPI的ECG测绘技术，其中，使用由磁性粒子成像(MPI)系统产生的磁场操纵干涉装置(210)，例如包含软磁材料的导电棒，以通过血管系统和心脏，使得并行测量的ECG信号受到影响。使用适当调整的评估器件(153)，能够评估干涉装置(210)对ECG信号的这种影响以获得关于心电活动的空间分辨信息。

Description

用于使用MPI进行无创心脏内心电描记的设备和方法

技术领域

本发明涉及通过使用磁性和导电的干涉装置进行无创心脏内心电描记(ECG)的设备和方法。进一步的，本发明涉及用于在计算机上实施所述方法并用于控制这种设备的计算机程序。

背景技术

心电描记(ECG)是一种广泛普遍使用的并且众所周知的用于记录心脏随时间的电活动的技术。因此，ECG测量能够可靠地支持心力衰竭的诊断，像充血性心力衰竭，例如由心脏收缩不同步、动脉纤颤或者动脉颤振导致的心律异常。ECG装置记录心脏的电脉冲，随时间记录该电脉冲产生于窦房结(sinoarterial)并经过内在传导系统到达心脏肌肉的过程。在传统的ECG中去极化波前通常经由电极来测量，该电极放置在患者皮肤上的选定位置上。然后，ECG装置显示这些电极对之间随时间溢出(flooded)的电压。因此，标准ECG描述了心脏电活动的时间相关的特征。依据应用，ECG测量数据也能使用在所谓的向量ECG中来描述心脏电活动的空间特性。换句话说，在向量ECG中，用ECG测量数据对去极化波前随时间的空间传播成像。从而，去极化波前经常被设想为三维的向量(通常被命名为平均电向量)，该向量在每个时间点具有确定的方向(传播的方向)和确定的长度(取决于在波前处的电压降)。

对于需要更加精确的诊断的许多应用，标准ECG装置是不够准确的。在这些情况下，执行心脏内ECG。心脏内ECG(也定义为ECG测绘)通过在心脏内经由心脏导管放置电极在特定的心脏区域内来测量电势。这项技术尤其应用在需要在心脏传导系统内的区域中估计心脏的电活动时，诸如在环绕希氏束(HiS)的区域中，在该区域使用具有人体表面电极的标准ECG装置不能采集到ECG信号。因此，心脏内测绘的准确度是远超过标准ECG的。所以ECG测绘是用于导管消融程序规划的非常重要的技术，导管消融程序用于从心脏去除有毛病的电路径。

心脏内ECG的主要缺点是其必须的有创程序，在该有创程序中导管被引入患者的向前朝向心脏的血管中，通常通过大腿的静脉、颈内静脉或者通过锁骨下的静脉。这代表严重的外科手术介入，该介入不仅是复杂和费时的，而且还是不舒适的且对于患者不是无风险的。

很遗憾，具有如心脏内ECG一样相对高准确度的无创测量技术到目前还是未知的。

“磁性粒子成像”(MPI)是一种新兴的医学成像模态。最初版本的MPI是二维的，因为它们产生二维图像。将来的版本将是三维(3D)的。如果在用于单个3D图像的数据采集期间对象不显著改变，可以通过将3D图像的时间序列组合成电影来创建非静态对象的时间相关图像或4D图像。

MPI是一种重建式成像方法，像计算断层摄影(CT)或磁共振成像(MRI)那样。因此，分两个步骤产生对象的感兴趣体积的MP图像。被称为数据采集的第一步骤是利用MPI扫描器执行的。MPI扫描器具有产生静态磁梯度场的器件，该静态磁梯度场称为“选择场”，其在扫描器的等中心处具有单个无场点(FFP)。此外，扫描器具有产生时间相关、空间上接近均匀的磁场的器件。实际上，这种场是通过将称为“驱动场”的以小振幅快速变化的场与称为“聚焦场”的以大振幅缓慢变化的场叠加而获得的。通过向静态选择场添加时间相关驱动场和聚焦场，可以在等中心周围的整个扫描体积内沿着预定FFP轨迹移动FFP。扫描器还具有一个或多个(例如三个)接收线圈的布置，并且能够记录这些线圈中感生出的任何电压。为了进行数据采集，将要成像的对象放置在扫描器中，使得对象的感兴趣体积被扫描器的视场包围，扫描器的视场是扫描体积的子集。

对象必须包含磁性纳米粒子；如果对象是动物或患者，在扫描之前为该动物或患者施用含这种粒子的造影剂。在数据采集期间，MPI扫描器沿着专门选择的轨迹引导FFP，该轨迹描绘出扫描体积，或至少描绘出视场。对象内的磁性纳米粒子经受变化的磁场并通过改变其磁化强度(magnetization)来做出响应。纳米粒子的变化的磁化强度在每个接收线圈中感生出时间相关电压。在与接收线圈相关联的接收器中对该电压进行采样。接收器输出的样本被记录并构成采集的数据。控制数据采集细节的参数构成扫描协议。

在称为图像重建的图像生成的第二步骤中，从在第一步骤中采集的数据计算或重建图像。图像是离散的3D数据阵列，其表示视场中磁性纳米粒子的位置相关的浓度的采样近似。通常由执行适当计算机程序的计算机执行重建。计算机和计算机程序实现重建算法。重建算法基于数据采集的数学模型。像所有重建式成像方法那样，这种模型是一种作用于采集的数据的积分算子；重建算法尝试尽可能地取消该模型的作用。

这种MPI装置和方法有如下好处，即可以使用它们以非破坏性方式检查任意的检查对象，例如人体，而不会造成任何损伤，并具有高的空间分辨率，在接近检查对象的表面和远离其表面时都是如此。这样的布置和方法在如下文献中可大致了解并首次进行了描述：DE 10151778A1，以及Gleich，B.和Weizenecker，J.(2005)，“Tomographic imaging using the nonlinearresponse of magnetic particles”，Nature，vol.435，pp.1214-1217。这篇公开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线性磁化曲线。

发明内容

本发明的一个目标是提供用于无创心脏内心电描记(ECG)的设备和方法，该设备和方法提供与已知的心脏内ECG测绘技术同等高的准确度、使用起来更简单且更快速、不需要外科手术介入并且因此对于患者更加舒适。

在本发明的第一方面中提出一种设备，该设备包括：

-ECG器件，用于记录ECG信号，

-选择器件，包括选择场信号发生器单元和选择场元件，尤其是选择场磁体或线圈，用于产生具有其磁场强度的空间图案的磁选择场，使得在视场中形成具有低磁场强度的第一子区和具有较高磁场强度的第二子区，

-驱动器件，包括驱动场信号发生器单元和驱动场线圈，用于通过磁驱动场改变两个子区在视场中的空间位置，使得干涉装置的磁化强度在视场中局部改变，

-接收器件，包括至少一个信号接收单元和至少一个接收线圈，用于采集检测信号，该检测信号取决于在视场中干涉装置的磁化强度，该磁化强度受第一和第二子区的空间位置的改变所影响，

-控制器件，用于控制所述信号发生器单元以产生和提供控制电流给各个场线圈来产生用于将干涉装置在由移动命令指示的方向上移动通过血管系统和心脏和/或用于将干涉装置维持在恒定位置的适当的磁场，

-处理器件，用于处理在施加适当的磁场时采集的所述检测信号，来从经处理的检测信号确定干涉装置在血管系统和心脏内的位置，以及

-评估器件，用于评估干涉装置对由ECG器件记录的ECG信号的影响。

在本发明的另一方面中，提出了一种对应的方法。

在本发明的又一方面中，提出一种计算机程序，该计算机程序包括程序代码模块，该程序代码模块用于当所述计算机程序在计算机上执行时使计算机控制根据本发明所述的设备，来执行根据本发明所述的方法的步骤。

本发明的优选实施例在从属权利要求中定义。需要理解的是，所要求的方法和所要求的计算机程序具有与所要求的设备以及在从属权利要求中所定义的优选实施例相似的和/或相同的优选实施例。

发明人已经认识到，能够通过使用MPI技术克服已知心脏内ECG测绘的主要局限，即使用导管的复杂、耗时以及有创的外科手术。因此，本发明的发明人已经发现了使用标准的无创ECG装置通过额外使用磁性且导电的干涉装置的解决办法，在检查之前将该干涉装置引入检查对象，随后在检查期间使用特殊改造的MPI设备对干涉装置进行主动地移动、追踪和成像，其中，干涉装置对能够被评估的ECG信号施加影响。通过使用根据本发明的MPI设备的适当的磁场在患者的心脏内操纵和定位干涉装置，使干涉装置改变心脏的电场并且因此允许空间定位的ECG信号的重建。换句话说，发明人发现了一种基于MPI的ECG测绘技术，其中，使用MPI系统的聚焦场和选择场来操纵干涉装置(可以将其设想为含有软磁材料的导电棒)通过血管系统及心脏，以便影响ECG信号。使用根据本发明的设备的经调整的评估器件，能够评估干涉装置对ECG信号的影响以使获得关于心脏电活动的空间分辨的信息。

根据本发明的设备的主要优点是，与标准ECG相比，准确度被显著提高了。通过使用磁性干涉装置，本发明需要的ECG是心脏内的，但是无论如何，不需要有创介入。从而，虽然不需要使用导管的外科手术介入，精确度和信号质量与已知有创心脏内ECG测绘技术是相当的。此外，所提出的方法耗时更少、更加舒适且对于患者更少风险。

优选地，干涉装置是非常小的磁性和导电的棒，使用根据本发明的设备的选择器件和驱动器件来移动该棒。因此，能够将干涉装置移动到患者的血管或者心脏内的任何区域，从而提供关于心脏组织和状况的信息。应记住在已知技术中必须使用导管，提出的方法更加灵活并且甚至能够对不能引入导管的区域进行ECG信号采集。

提出的设备和方法能够，例如，应用在导管消融程序的规划中。这将带来优势，即，与已知的方法不同，导管消融程序的规划和介入，能够被分离。根据在本领域中已知的方法，这两个步骤不能被分离以致心脏内ECG测绘通常在进行导管消融自身的同时来实施。这具有如下缺点，即通常在消融程序期间不能发现心律不齐的所有原因以致必须多次外科手术。相反的，使用根据本发明的设备，更长、无害且舒适的，且与实际介入分离的规划阶段能够被分配在若干天上，以使能够可靠地诊断心律不齐的原因。

如上文已经提到的，可以将磁性且导电的干涉装置设想为含有软磁材料的小棒，该棒可以是诸如由纯铁制成的小导线。关于干涉装置的尺寸，在实施中使用3mm的长度和200μm的直径。应当注意的是，装置的直径不应该超过200μm以免阻挡相关血管。优选地，长度在1mm到10mm的区域内。尽管更长的装置能产生更多的信号，它们可能在损害组织，尤其是血管方面，带来过高的风险。需要注意的是，如果装置应用在除人类心脏外的不同检查对象中，装置甚至能够比上文指定的尺寸更大。此外，还期望由纯铁制成的干涉装置在人体内在短的时间里降解，以使干涉装置在血液中溶解。

根据本发明的优选实施例，干涉装置由可生物降解的聚合材料例如聚乳酸制成，在该聚合材料中集成了小的磁性且导电的粒子。这进一步降低了损害组织，尤其血管的风险，因为上述材料在人体内降解非常快速(在几分钟内)。

根据本发明的设备的其它优势源自MPI技术。因为提供控制器件来产生适当的磁场(选择场和驱动场)，用于在由移动命令指示的方向上移动干涉装置通过血管系统和心脏并且/或者用于将干涉装置维持在恒定位置，仅通过施加磁力能够将干涉装置移动到心脏内的任何位置，使得规划程序因而被极大的促进，并且与已知导管介入相比显著的提高了干涉装置放置的准确度。从而控制器件适于非常快速地改变磁场，使得能够在非常短的时间里实现干涉装置的移动和放置。如上文已经提到的，由于其无创特性，测量能够重复很多次而不会给患者带来风险。

从而优选地，干涉装置的移动由能够在规划步骤中定义的移动命令所指示。优选地，提供用于输入此种移动命令给控制单元的接口。这种接口能够是用户接口，例如键盘、指示器、计算机鼠标或者摇杆，或者用于与另一种设备连接的接口，例如在计算机上的导航单元或者导航工具，在其上，例如通过使用利用诸如MR或者CT的另一种成像模态获得的患者图像数据来规划干涉装置的移动(例如)。

由于提供的处理器件，能够在ECG测量期间在任何时间定位和可视化干涉装置。与已知的心脏内ECG测绘相比，不需要用于干涉装置的可视化和/或定位的额外的硬件，例如摄影系统或者X射线系统，因为能够交替或者甚至几乎同时地移动和定位该装置而无需额外的装备。因为与需要使用X射线成像导管的已知方法相比，不需要X射线，使得给患者的剂量也减少了。

根据本发明的优选实施例，通过ECG器件借助于皮肤电极来记录上文提到的ECG信号，该电极被布置在患者的皮肤上。这意味着能够由使用身体表面电极的常规ECG器件记录ECG信号。然而，如上文所述，精确度和信号质量远超过常规ECG装置的精确度和信号质量。此外，如果能够使用常规ECG装置且只需根据本发明进行调整，则能够节省根据本发明的设备的生产成本。为改善信号质量和测量的准确度，期望应用多个ECG皮肤电极。

根据本发明的另一优选实施例，针对干涉装置的多个位置测量ECG信号。这意味着将干涉装置主动定位在心脏内的多个位置上使得能够由评估器件记录对于在心脏内的所有区域在测量期间干涉装置对ECG信号的影响。从而能够建立示出干涉装置对ECG信号影响的空间分辨的“测绘图”。因此，定位出可能造成心律不齐或者出现瘢痕组织的区域是可能的。

根据另一优选实施例，评估器件适于评估由干涉装置引起的电场改变造成的ECG信号的信号调制。如果干涉装置放置在心脏内，由于干涉装置的导电特性在这个位置的电导率改变，使得当心脏的去极化波前经过干涉装置的位置时ECG信号被调制。从而，干涉装置改变去极化波前的电场的场线并因此调制了ECG信号。在测量期间，干涉装置要么是被保持在确定的位置(使用磁场)直到去极化波前经过干涉装置至少一次，要么被释放并因此随着血液在随机路径上移动，同时使用处理器件对其位置和方向进行精确的追踪。在这种情况下装置的速度将超过1米/秒，使得现在ECG信号在300Hz以上的频率上被调制。因此，调制频率是在ECG信号之外的另一个频带里，所以能够很容易地在傅里叶空间中提取干涉装置的“标签”。

这些对ECG信号的信号调制的出现的优点之一是，例如能够确定瘢痕组织，因为如果干涉装置被定位在瘢痕组织的位置上，没有或者相当微弱的调制出现。这是因为瘢痕组织具有显著降低的电导率所以去极化波可以被设想为绕瘢痕组织移动(传播波前“回避”去极化波前)。

为了评估由干涉装置引起的电场改变造成的信号调制，根据本发明的实施例，更优选地是，评估器件适于使关于由干涉装置引起的ECG信号的信号调制的信息与关于从经处理的检测信号确定的干涉装置在血管和心脏内的位置的信息随时间相关。这种测量的主要进步是，根据这个实施例，使得使用MPI追踪技术采集的关于干涉装置位置的空间信息与ECG信号的时间相关的信号调制相关。这意味着当装置在某个位置处、特定的ECG特征被最多地调制时，通过MPI追踪技术采集的ECG特征就源于该位置。

如果例如干涉装置被定位在窦房结附近，则ECG信号的P波将最多地被调制，而远离P波的调制的强度进一步降低。在本示例中，使空间的和时间相关的信息结合在一起意味着去极化波前从窦房结传播到干涉装置所位于的特定位置需要的时间能够从ECG信号通过测量从ECG信号开始到最强调制的点的时间中得到，另一方面，能够使用MPI设备的处理器件准确地确定干涉装置的位置。以这种方式能够确定去极化波前准确的时间和空间相关的传播。

根据本发明的另一实施例，提出的是，调整评估器件以用于：通过使关于由干涉装置引起的ECG信号的信号调制的信息与关于从处理的检测信号确定的干涉装置在血管系统和心脏内的位置的信息随时间相关，在空间上的确定位置上确定随时间的心脏去极化波前的平均电向量。与ECG数据用于随时间对去极化波的空间传播成像的传统的向量ECG相似，能够对于心脏内的每个位置非常准确的确定平均电向量，平均电向量表示每个时间点在波前处的传播方向和电压降。与仅基于近似模拟模块重建平均电向量的已知无创(常规的)ECG相反，根据本发明能够基于离散测量的信号并基于离散数学计算来确定平均电向量。这种可能到目前仅从有创的导管ECG测绘中得知，该ECG测绘具有的缺点是必须进行严重的手术介入。如果针对在心脏内足够多的位置确定去极化波前的平均电向量，能够随时间重建去极化波前的非常准确的传播。

根据本发明的另一实施例，根据本发明的设备额外包括用于通过比较测量的信号调制和期望的信号调制来改善所述信号调制的评估的质量改善器件。去极化波前重建的质量因此被显著的改善了。实际上，这是通过例如针对期望的调制值调整平均电向量的测量值(例如使用插值法)，来完成的。

根据本发明另一优选实施例，该设备包括用于对去极化波前随时间的传播进行成像的成像器件。从而，例如在计算机的屏幕上，能够对去极化波前的传播的模拟进行成像，以使能够逼真地对异常现象或者其他心力衰竭成像。以这种方式能够显著改善心脏疾病的诊断。

根据本发明的又一优选实施例，该设备还包括用于通过磁聚焦场改变视场的空间位置的聚焦场信号发生器单元和聚焦场线圈。这样的聚焦场具有和驱动场相同或相似的空间分布。聚焦场基本上用来移动视场的空间位置。这是非常必要的，因为视场有非常受限制的尺寸，如果需要将目标元件在检查对象(患者)内移动较长的距离，聚焦场需要改变视场的空间位置以便在干涉装置的整个路径上主动对其进行移动和追踪直到干涉装置到达其在患者心脏内的期望位置。

换句话说，聚焦场取代患者的主动机械移动。这意味着如果未提供聚焦场器件，患者将需要物理地移动以便移动视场。与磁驱动场线圈相同或者甚至更好的磁聚焦场线圈能够用于干涉装置通过患者的移动。这些线圈能够在各个方向上以足够高的速度产生足够均匀的场并且有用于干涉装置的移动所需要的足够大的场强。因此，这些聚焦场线圈的使用提供了高灵活性因为能够在任何方向上产生聚焦场。

如上文已经提到的，聚焦场具有与驱动场相同或者相似的空间分布。甚至，使用与用于产生磁驱动场的线圈相同的磁线圈是可能的。基本的差异是对于聚焦场频率比驱动场低很多(例如＜1kHz，通常＜100Hz)，但是聚焦场的振幅是更高的(例如200mT，与驱动场的20mT相比而言)。

附图说明

本发明的这些和其他方面参照下文中描述的实施例将是显而易见的并得到阐述。在下列附图中

图1示出了MPI设备的第一实施例；

图2示出了由如图1中所示的设备产生的选择场图案的示例；

图3示出了MPI设备的第二实施例；

图4示出了根据本发明的设备的实施例的框图；

图5示意性的示出了根据本发明的设备的实际应用；

图6A-6C示出了根据本发明的导电干涉装置在心脏内不同位置处的定位；

图7示出了根据本发明的干涉装置对ECG信号的影响；

图8A示出了心脏的去极化波前随时间的平均电向量；以及

图8B示出了心脏的去极化波前随时间的传播。

具体实施方式

在解释本发明的细节之前，应当参考图1到图3详细解释磁性粒子成像的基本知识。具体而言，将描述用于医学诊断的MPI扫描器的两个实施例。还给出了数据采集的非正式描述。将指出两个实施例之间的相似性和差异。

图1中所示的MPI扫描器的第一实施例10具有三个突出的共轴平行环形线圈对12、14、16，每一对如图1中所示那样布置。这些线圈对12、14、16用于产生选择场以及驱动场和聚焦场。这三个线圈对12、14、16的轴18、20、22相互正交，并且在单个点处相交，该点被指定为MPI扫描器10的等中心24。此外，这些轴18、20、22用作设在等中心24的3D笛卡尔x-y-z坐标系的轴。垂直轴20被命名为y轴，因此x和z轴是水平的。线圈对12、14、16也以其轴命名。例如，y线圈对14是由扫描器顶部和底部的线圈形成的。此外，具有正(负)y坐标的线圈被称为y⁺线圈(y^-线圈)，其余线圈类似。

可以将扫描器10设置成引导预定的、时间相关的电流通过这些线圈12、14、16中的每一个并沿任一方向通过。如果在沿线圈的轴观看时电流绕该线圈沿顺时针方向流动，将认为电流是正的，否则是负的。为了产生静态选择场，使恒定的正电流I^S流经z⁺线圈，使电流-I^S流经z^-线圈。这样，z线圈对16充当反平行环形线圈对。

磁选择场在图2中由场线50所代表，磁选择场通常是梯度磁场。该场在产生选择场的z线圈对16的z轴22的方向上(例如，水平的)具有大体上恒定的梯度并且在这个轴22上的等中心24处达到零值。从这个无场点(在图2中未被单独示出)开始，磁选择场50的场强在全部三个空间方向上随着从该无场点的距离的增加而增加。在由绕等中心24的虚线表示的第一个子区或区域52中场强太小以致存在于该第一子区52中粒子的磁化强度是不饱和的，反而存在于第二子区54(在区域52之外)中的粒子的磁化强度是在饱和状态中的。优选地，扫描器的视场28的无场点或第一子区52是空间连贯的区域；该区域也可能是点状区域、线状或者平面状区域。在第二子区54中(即在第一子区52外部的扫描器视场28的剩余部分中)，选择场的磁场强度足够强以保持磁性粒子在饱和状态中。

通过改变两个子区52、54在视场28内的位置，视场28中的(总体)磁化强度发生改变。通过测量视场28中的磁化强度或受磁化强度影响的物理参数，可以获得关于视场28中的磁性粒子的空间分布的信息。为了改变两个子区52、54在视场28中的相对空间位置，在视场28或至少视场28的一部分中向选择场50叠加其他磁场，即磁驱动场以及必要情况下的磁聚焦场。

为了产生驱动场，使时间相关电流I^D ₁流经两个x线圈12，使时间相关电流I^D ₂流经两个y线圈14，并且使时间相关电流I^D ₃流经两个z线圈16。由此，三个线圈对的每个都充当平行环形线圈对。类似地，为了产生聚焦场，使时间相关电流I^F ₁流经两个x线圈12，使电流I^F ₂流经两个y线圈14，并且使电流I^F ₃流经两个z线圈16。

应当指出，z线圈对16是特殊的：其不仅产生驱动场和聚焦场的其份额，而且产生选择场。流经z^±线圈的电流为I^D ₃+I^F ₃+I^S。流经其余两个线圈对12、14的电流为I^D _k+I^F _k，k＝1、2。因为它们的几何结构和对称性，三个线圈对12、14、16良好解耦。这是所希望的。

由反平行环形线圈对产生的选择场关于z轴是旋转对称的，并且在等中心24周围的相当大的体积中，选择场的z分量在z上接近线性并独立于x和y。具体而言，选择场在等中心处具有单个无场点(FFP)。相反，由平行环形线圈对生成的对驱动场和聚焦场的贡献在等中心24周围的相当大的体积中是空间上接近均匀的并平行于相应线圈对的轴。由全部三个平行环形线圈对联合产生的驱动场和聚焦场在空间上接近均匀，并且可以被赋予任何方向和强度，直到某一最大强度。驱动场和聚焦场也是时间相关的。聚焦场和驱动场之间的差异在于，聚焦场在时间上缓慢变化且具有大振幅，而驱动场快速变化且具有小振幅。以不同方式处理这些场有着物理和生物医学方面的理由。具有大振幅的快速变化的场会难以产生且对患者是危险的。

MPI扫描器的实施例10具有至少额外一对、优选额外三对的平行环形线圈，同样沿着x、y和z轴取向。这些线圈在图1中未示出，他们用作接收线圈。如用于驱动场和聚焦场的线圈对12、14、16那样，由流经这些接收线圈对之一的恒定电流产生的磁场在视场内是空间上接近均匀的并平行于相应线圈对的轴。接收线圈应当是良好解耦的。在接收线圈中感生的时间相关电压被附接到这个线圈的接收器放大和采样。更确切地说，为了应对这个信号的巨大动态范围，接收器对接收的信号和参考信号之间的差异进行采样。从DC直到预期信号水平降到噪声水平之下的点，接收器的传递函数都是非零的。

在图1中示出的MPI扫描器的实施例10具有沿z轴22，即沿选择场的轴的圆柱形膛26。所有线圈都放置在这个膛26之外。为了进行数据采集，将待成像(或处置)的患者(或对象)放置在膛26中，使得患者的感兴趣体积——应当被成像(或处置)的患者(或对象)的体积，被扫描器的视场28(扫描器能够对其内含物成像的扫描器体积)包围。患者(或对象)例如放置在患者台上。视场28在几何上是膛26内部的简单的等中心体积，例如立方体、球或圆柱。图1中示出了立方体视场28。

第—子区52的尺寸一方面取决于磁选择场的梯度的强度，另一方面取决于饱和所需的磁场的场强。为了使磁性粒子在80A/m的磁场强度和总计50×10³A/m²的磁选择场的场强的梯度(在给定空间方向上)下充分饱和，其中的粒子磁化强度不饱和的第一子区52具有大约1mm的尺度(在给定空间方向上)。

患者的感兴趣体积应当包含磁性纳米粒子。尤其是在例如肿瘤的治疗和/或诊断性处置之前，例如，利用注射到患者(对象)体内或以其他方式施用(例如口服)给患者的含磁性粒子的液体，将磁性粒子定位在感兴趣体积中。

磁性粒子的实施例例如包括：例如玻璃的球形基质，其具备厚度例如为5nm且由例如铁镍合金(例如坡莫合金)构成的软磁层。例如，可以利用涂层覆盖这一层，涂层保护粒子不受化学和/或物理侵蚀性环境——例如酸的影响。使这种粒子的磁化强度饱和所需的磁选择场50的磁场强度取决于各种参数，例如粒子的直径、为磁性层使用的磁性材料和其他参数。

在例如直径为10μm的情况下，会需要大约800A/m的磁场(大致对应于1mT的通量密度)，而对于100μm的直径，80A/m的磁场就足够了。选择具有更低饱和磁化强度的材料的涂层或减小该层的厚度，以获得更小的值。一般能够使用的是可以在市场上获得的商标名称为Resovist的磁性粒子。

对于一般可用的磁性粒子和粒子组成的更多细节，在此援引EP1304542、WO 2004/091386、WO 2004/091390、WO 2004/091394、WO2004/091395、WO 2004/091396、WO 2004/091397、WO 2004/091398、WO2004/091408的对应部分，在此以引用的方式将其并入。在这些文献中，还可以找到一般的MPI方法的更多细节。

数据采集开始于时间t_s且结束于时间t_e。在数据采集期间，x、y和z线圈对12、14、16产生位置和时间相关的磁场，即施加场。这是通过引导适当电流通过线圈实现的。实际上，驱动场和聚焦场推动选择场，使得FFP沿着描绘出扫描体积的预选FFP轨迹移动，该扫描体积是视场的超集。施加场对患者体内的磁性纳米粒子进行取向。在施加场变化时，所得的磁化强度也改变，尽管其对施加场的响应是非线性的。变化的施加场与变化的磁化强度之和在沿着x_k轴的接收线圈对的端子两端感生出时间相关的电压V_k。相关联的接收器将这个电压转换成信号S_k(t)，接收器对其采样并输出。

在与磁驱动场变化的频带不同的另一频带(偏移到更高频率)中从位于第一子区52中的磁性粒子接收或检测信号是有优势的。这是可能的，因为：由于因磁化特性的非线性引起的扫描器的视场28中的磁性粒子的磁化强度改变，所以出现了磁驱动场频率的较高谐波的频率分量。。

像在图1中所示出的第一实施例10中那样，在图3中所示出的MPI扫描器的第二实施例30具有三个环形且相互正交的线圈对32、34、36，但是这些线圈对32、34、36仅仅产生选择场和聚焦场。也产生选择场的z线圈36用铁磁性材料37填充。垂直地取向该实施例30的z轴42，同时水平地取向x和y轴38、40。扫描器的膛46是与x轴38平行的，因此，垂直于选择场的轴42。由螺线管(未示出)沿x轴38并且由鞍形线圈对(未示出)沿着两个剩余轴40、42产生驱动场。这些线圈被缠绕在形成膛的管道周围。驱动场线圈也用作接收线圈。由接收线圈取得的信号被发送通过高通滤波器，该高通滤波器抑制由施加场带来的贡献。

给出这种实施例的一些典型参数：选择场的z梯度G具有强度G/μ₀＝2.5T/m，其中μ₀为真空磁导率。产生的选择场或者随时间根本不变化，或者变化相当缓慢，优选介于大致1Hz和大致100Hz之间。驱动场的时间频率谱集中于25kHz附近的窄带中(直到大致100kHz)。所接收信号的有用频谱位于50kHz和1MHz之间(最后直到大致10MHz)。膛具有120mm的直径。配合到膛46中的最大立方体28具有

的边长。

如以上实施例中所示，可以由相同线圈对的线圈并通过为这些线圈提供适当产生的电流来产生各种磁场。不过，且尤其是为了以更高信噪比解释信号，当通过分离的线圈对产生时间上恒定(或准恒定)的选择场和时间上可变的驱动场和聚焦场时，可能是有优势的。通常，可以将亥姆霍兹型线圈对用于这些线圈，它们例如一般是从具有开放磁体的磁共振设备(开放MRI)领域已知的，在该磁共振设备中射频(RF)线圈位于感兴趣区域上方和下方，所述RF线圈对能够产生时间上可变的磁场。因此，在此不必再详述这种线圈的构造。

在用于产生选择场的替代实施例中，可以使用永久磁体(未示出)。在这种(相对的)永久磁体(未示出)的两个极之间的空间中，形成有类似于图2所示的磁场的磁场，亦即，在相对的磁极具有相同极性时产生的磁场。在另一替代实施例中，可以通过混合至少一个永久磁体和至少一个线圈来产生选择场。

图4示出了根据本发明的一个实施例的设备100的框图。除非另有说明，上文解释的磁性粒子成像的一般原理是有效的而且也适用于该实施例。

在图4中示出的设备100的实施例包括用于产生期望的磁场的一组不同线圈。首先，应当解释线圈以及它们在MPI模式中的功能。

为了产生上文解释的磁梯度选择场，提供包括一组选择场(SF)线圈116的选择器件，其优选地包括至少一对线圈元件。选择器件还包括选择场信号发生器单元110。优选地，提供独立的发生器子单元给选择场线圈组116的每个线圈(或者线圈元件的每一对)。所述选择场信号发生器单元110包括可控制的选择场电流源112(通常包括放大器)和滤波单元(114)，它们选择性地为选择场线圈元件提供选择场电流，以在期望的方向上独立设定选择场的梯度强度。优选地，提供DC电流。如果将选择场线圈元件布置成相对的线圈，例如布置在视场的相对侧上，相对线圈的选择场电流优选地相对的取向。

通过控制单元150控制选择场信号发生器单元110，该控制单元优选控制选择场电流的产生110以便选择场的所有空间分量的场强的总和以及梯度强度的总和保持在预先确定的水平。

为了磁聚焦场的产生，设备100还包括聚焦器件，该聚焦器件包括一组聚焦场(FF)线圈，优选地包括三对126a、126b、126c相对地布置的聚焦场线圈元件。所述磁聚焦场线圈由聚焦场信号发生器单元120控制，聚焦场信号发生器单元120优选包括对于所述聚焦场线圈组的每个线圈元件(或者至少每对线圈元件)的独立的聚焦场信号发生器子单元。所述聚焦场信号发生器单元120包括聚焦场电流源122(优选地包括电流放大器)和滤波单元124用于向应当被使用来产生磁聚焦场的所述线圈126a、126b、126c的子集中的各线圈提供聚焦场电流。聚焦场电流单元120也由控制单元150控制。

聚焦场及其上述的聚焦场发生器件是根据本发明的，但不是必须这样。能够使用聚焦场器件以及驱动场器件(在下文详细解释)，来移动干涉装置210通过患者300的血管直到其到达其在患者300的心脏220内的最终期望的位置为止。从而通过由于施加的聚焦场(分别由于施加的驱动场)产生的磁力移动干涉装置210。此外，优选采用聚焦场是因为视场28具有非常受限的尺寸所以，如果干涉装置210需要经过更长的距离而被移动通过患者300的血管，聚焦场需要改变在视场28中的空间位置以便能够在干涉装置的完整路径上主动移动和追踪干涉装置210直到到达其在患者300的心脏220内的期望位置。换句话说，聚焦场取代患者300的主动机械移动。如果不提供聚焦场器件，患者300将需要物理地移动以便移动视场28。

为了产生磁驱动场，设备100还包括驱动器件，驱动器件包括驱动场(DF)线圈子集，优选地包括三对136a、136b、136c相对布置的驱动场线圈元件。驱动场线圈由驱动场信号发生器单元130控制，驱动场信号发生器单元130优选地包括对于所述驱动场线圈组的每个线圈元件(或者至少每对线圈元件)的独立的驱动场信号发生器子单元。所述驱动场信号发生器单元130包括驱动场电流源132(优选地包括电流放大器)和滤波单元134，用于向相应驱动场线圈提供驱动场电流。该驱动场电流源132适于产生AC电流且受控制单元150控制。

为了检测信号，提供了接收器件148(尤其是接收线圈)以及接收由所述接收器件148检测到的信号的信号接收单元140。所述信号接收单元140包括用于过滤接收到的检测信号的滤波单元142。这种滤波的目的是为了从其他干扰信号中分离测量值，该值由在检查区域中的磁化所引起，检查区域受两个部分区域52、54的位置改变影响。为了这个目的，可以设计滤波单元142，例如使得具有比操作接收线圈148的时间频率小的或者比操作接收线圈148的时间频率的两倍小的时间频率的信号不通过滤波单元142。然后通过放大器单元144发送信号给模拟/数字转换器146(ADC)。由模拟/数字转换器146产生的数字化的信号被馈送给图像处理单元(也被称为重建器件)152，该图像处理单元重建干涉装置210的位置图像使得在测量期间能够准确的并且持续的追踪干涉装置210。重建的磁性干涉装置210的位置图像最终通过控制器件150被发送给计算机154，该计算机154将图像显示在监视器156上。因此，能够显示示出干涉装置210位置的图像。

进一步的，提供输入单元158，例如键盘。因此用户能够设定最高分辨率的期望的方向并且依次在监视器156上接收作用区域的相应图像。如果需要最高分辨率的关键方向从首先由用户设定的方向上偏离，用户依然能够手动改变该方向以便用改善的图像分辨率产生其他图像。这种分辨率改善过程也能够由控制单元150和计算机154自动地操作。

根据本发明，控制单元150适于控制信号发生器单元110、120、130，尤其是聚焦场信号发生器单元120和/或驱动场信号发生器单元130，以产生并向各个场线圈提供控制电流，尤其是向聚集场线圈126a、126b、126c和/或驱动场线圈136a、136b、136c提供控制电流，以产生适当的磁场用于在由移动命令指定的方向上移动干涉装置210通过血管系统和心脏220和/或用于将干涉装置210维持在恒定位置。从而，能够移动干涉装置210至患者300的心脏220中的期望的位置。这种移动能够被非常快速的执行，此外，是更加舒适的且对患者300无任何风险。

为了输入移动命令，提供接口162。所述接口162能够以多种方式实现。例如，所述接口162可以是用户接口，通过该用户接口用户能够手动输入用户命令，诸如通过键盘、控制台、摇杆或者导航工具，这些例如安装在独立的计算机(未示出)上。

因此，实际上，根据本发明的设备能够移动干涉装置210通过患者300，尤其能够基于移动命令控制干涉装置210的移动方向，而与以何种形式和由谁或什么提供移动命令无关。

也能够从外部的移动控制单元170接收移动命令，移动控制单元170连接到接口162，并且接口162包括显示器172，例如用于显示先前获得的患者心脏220的图像数据，以及用于插入用来规划干涉装置210的移动的控制命令的操作者控制174。

在实际介入中，能够使用移动控制单元70事先对测量进行规划。之后通过接口162将导航规划，尤其是移动控制命令，提供给设备100的控制单元150。在期望的(例如，规律的)时间间隔，停止干涉装置210的移动并且通过应用MPI序列获得干涉装置的当前位置，优选地，同时沿着轨迹移动FFP通过干涉装置210可能目前位于其中的区域，并且获得检测信号，之后处理该信号以得到干涉装置210的当前位置。

这样，能够获取是否干涉装置210的实际位置与期望位置一致的直接反馈，以便能够或者手动的或者通过控制单元150进行即时的修正。

如上文所解释的，提供使用MPI成像和追踪技术的设备100。根据本发明，设备100还包括用于记录患者心脏220的ECG信号的ECG器件151。这些ECG器件151能够通过使用标准的ECG装置实现，其通过使用皮肤电极230(见图5)记录ECG信号。之后ECG信号被传输给评估器件153，该评估器件适于评估干涉装置210对ECG信号的影响。这种评估器件153可以是例如另一种也被连接到控制单元150及接收器件的处理单元。在评估器件153中，将由ECG器件151接收到的关于患者心脏活动和干涉装置210对ECG信号的影响的信息与由接收器件接收到的干涉装置210的定位信息结合到一起。

为了理解由评估器件153执行的这种评估的原理，将在下文中给出示例并且将进一步的详述该原理。

图5示意性的示出了根据本发明的设备的实际测量设置的一个实施例。设备100包括如根据图1和3所解释的MPI器件的MPI器件10、30，ECG装置151和计算机200，该计算机200将从MPI器件10、30和ECG器件151接收的信息彼此相关并且评估测量结果。具体而言，使用上述MPI技术移动在测量之前优选地被引入患者300体内的干涉装置210(优选地，当被持续追踪时)至患者的心脏220。在这个实施例中，控制单元150、成像处理单元152和评估器件153包括在计算机200中并且同样未被详细地图解示出。设备100还包括通过使用标准或稍加调整的皮肤电极230测量ECG信号的ECG装置151。需要注意的是，优选地，适合的电极230是非磁性的，像例如在MRI(磁共振成像)领域中已知的电极一样。

如果将干涉装置210定位在患者300的心脏220中，由于干涉装置的导电特性，会增加在这个位置处的电导率。结果，当心脏220的去极化波前经过干涉装置210时，干涉装置210改变心脏活动的电场。然后，这种影响导致由ECG装置151获得的ECG信号的调制。如果当将干涉装置保持在心脏中的固定的位置上时迫使干涉装置210转动(使用MPI设备的磁场)，甚至能够增加该调制。在图7A中示例性的示出这种调制240，该图示出了示例性ECG信号的P波的调制240。由干涉装置210诱发的调制频率比在图7A中示例性示出的频率甚至更高(300Hz以上)。也需要注意的是，调制的振幅实际上通常比在图7中示出的调制的振幅小，图7中示出的调制的振幅仅仅为了说明的原因而被夸大。在图7A中示出的测量信号与在图6A中示例性示出的干涉装置210的位置对应。在图6A中，干涉装置210放置在窦房结附近。因为ECG信号的P波与在窦房结附近的去极化对应，可以理解，在干涉装置210被定位在这个区域内的情况下，P波也如在图7中示出那样得到调制。

在其中，图7A示出当干涉装置210是在图6A中指示的位置处时由干涉装置210引起的信号调制240，图7B示出了当干涉装置210是在图6B中指示的位置处时的信号调制240，并且图7C示出了当干涉装置210在图6C中指示的位置处时由干涉装置210引起的信号调制240。

需要注意的是，在图7中仅示意性的示出了调制240。事实上，全部ECG信号(不仅仅ECG信号的P波)将被调制。然而，在上述示例中，最强的调制40将固化(cure)在ECG信号(在这个示例中的P波)的对应部分。在测量期间，使用上述MPI技术移动干涉装置210通过患者的心脏220至多个位置(在图6A、6B和6C中示出了示例)。同时，通过MPI设备10、30追踪干涉装置210的位置并且通过ECG装置151针对干涉装置的每一个位置记录ECG信号。如已经在上文中提到的，之后能够在评估器件中将这两块信息进行彼此相关，这是如下完成的：

在第一步骤中，在ECG信号中确定最高调制240的位置。通过测量从ECG信号的开始到确定的最高调制240发生的位置之间的时间，能够确定去极化波前从窦房结到放置干涉装置210的地方需要的时间。在下一步骤中，能够使用MPI成像准确地确定干涉装置210在患者300的心脏220内的位置。因此，将时间相关的信息与关于干涉装置的空间位置的信息结合到一起意味着能够准确地确定去极化波需要多长时间来传播到特定的已知位置。如果针对在患者300的心脏220内的许多位置重复这种测量程序，能够重建示出患者的心脏220的去极化波前随时间传播的非常精确的图像。

在去极化波前传播的这种模拟中，能够检测出许多种心力衰竭。例如，如果在特定的区域中心脏组织是有瘢痕的，这能够在模拟中被看见，因为去极化波前将不经过该区域，即波前将绕该区域移动。

在图8B中示例性示出了去极化波前的传播模拟。在其中阴影区域代表已被波前经过的负电性区域。

实际上，通常通过评估器件(例如计算机)完成这种模拟。与常规的向量ECG相似，从针对每个时间点的测量值中确定平均电向量。图8A示例性的示出了针对时间t₁至t₁₀的这种平均电向量。在其中，通过箭头示意性的指示平均电向量。箭头的长度指示电场的强度且箭头的方向指示在波前处电势的总和。

总而言之，提出通过使用磁性和导电的干涉装置来实现非常精确的心脏内心电描记的设备和方法。因为测量是在心脏内进行的，所以能够完成非常精确的心力衰竭检测。尽管在心脏内完成测量，与使用导管的ECG测绘程序相比不需要严重的外科手术介入。此外，提出的设备和方法是有优势的，因为使用MPI技术能够将干涉装置非常精确地定位在患者的心脏内并且定位在每个期望的位置上。因此根据本发明的设备和方法代表了在现代心脏诊断系统中的真正成就。

虽然已经在附图和前述描述中对本发明进行了详细说明和描述，但是将这些说明和描述视为说明性或者示例性而不是限制性的；本发明不限于所公开的实施例。本领域的技术人员在实施所要求的发明时可以通过对附图、公开和所附权利要求的研究而理解和实现对所公开实施例的改变。

在权利要求中，单词“包括”不排除其它元件或者步骤，并且不定冠词“一”或者“一个”不排除多个。单一元件或者其它单元可以完成在权利要求中叙述的若干项的功能。在互不相同的从属权利要求中叙述某些措施的仅有事实不表明不可以使用这些措施的组合进行改进。

不应该将权利要求中的任何参考标记解释对范围的限制。

Claims

1.一种用于通过使用磁性和导电的干涉装置(210)进行无创心脏内心电描记(ECG)的设备(100)，所述设备包括：

-ECG器件(151、230)，其用于记录ECG信号，

-选择器件，其包括选择场信号发生器单元(110)和选择场元件(116)，尤其是选择场磁体或线圈，所述选择器件用于产生磁选择场(50)，所述磁选择场(50)具有其磁场强度的空间图案，使得在视场(28)中形成具有低磁场强度的第一子区(52)和具有较高磁场强度的第二子区(54)，

-驱动器件，其包括驱动场信号发生器单元(130)和驱动场线圈(136a，136b，136c)，所述驱动器件用于借助于磁驱动场改变两个所述子区(52、54)在所述视场(28)中的空间位置，使得所述干涉装置(210)在所述视场(28)中的磁化强度局部改变，

-接收器件，其包括至少一个信号接收单元(140)和至少一个接收线圈(148)，所述接收器件用于采集检测信号，所述检测信号取决于所述干涉装置(210)在所述视场(28)中的磁化强度，所述磁化强度受所述第一和第二子区(52、54)的空间位置的改变所影响，

-控制器件(150)，其用于控制所述信号发生器单元(110、130)来产生并提供控制电流给相应场线圈，以产生适当的磁场用于移动所述干涉装置在由移动命令所指示的方向上通过血管系统和心脏和/或用于将所述干涉装置(210)保持在恒定位置，

-处理器件(154)，其用于处理在施加适当的磁场时采集的所述检测信号，以从经处理的检测信号确定所述干涉装置(210)在血管系统和心脏内的位置，以及

-评估器件(153)，其用于评估所述干涉装置对由所述ECG器件(151、230)记录的所述ECG信号的影响。

2.根据权利要求1所述的设备(100)，其中，通过所述ECG器件(151、230)使用布置在患者皮肤上的皮肤电极来记录所述ECG信号。

3.根据权利要求1所述的设备(100)，其中，针对所述干涉装置(210)的多个位置测量所述ECG信号。

4.根据权利要求1所述的设备(100)，其中，所述评估器件(153)适于评估由所述干涉装置(210)引起的电场改变所导致的所述ECG信号的信号调制。

5.根据权利要求4所述的设备(100)，其中，所述评估器件(153)适于使关于由所述干涉装置引起的所述ECG信号的信号调制的信息与关于从经处理的检测信号确定的所述干涉装置(210)在血管系统和心脏内的位置的信息随时间相关。

6.根据权利要求4所述的设备(100)，其中，所述评估器件(153)适于：通过使关于由所述干涉装置(210)引起的所述ECG信号的信号调制的信息与关于从经处理的检测信号确定的所述干涉装置(210)在血管系统和心脏内的位置的信息随时间相关，来确定心脏的去极化波前在空间上的确定位置处随时间的平均电向量。

7.根据权利要求4所述的设备(100)，还包括质量改善器件，其用于通过比较所测量的信号调制与期望的信号调制来改善对所述信号调制的评估。

8.根据权利要求6所述的设备(100)，还包括成像器件(153)，其用于随时间对所述去极化波前的传播进行成像。

9.根据权利要求1所述的设备(100)，还包括聚焦器件，所述聚焦器件包括聚焦场信号发生器单元(120)和聚焦场线圈(126a、126b、126c)，所述聚焦器件用于借助于磁聚焦场改变所述视场(28)的空间位置。

10.一种用于通过使用磁性和导电的干涉装置(210)进行无创心脏内心电描记(ECG)的方法，所述方法包括如下步骤：

-记录ECG信号，

-产生磁选择场(50)，所述磁选择场(50)具有其磁场强度的空间图案，使得在视场(28)中形成具有低磁场强度的第一子区(52)和具有较高磁场强度的第二子区(54)，

-借助于磁驱动场改变两个所述子区(52、54)在所述视场(28)中的空间位置，使得所述干涉装置(210)的磁化强度在所述视场(28)中局部改变，

-采集检测信号，所述检测信号取决于所述干涉装置(210)在所述视场(28)中的磁化强度，所述磁化强度受所述第一和第二子区(52、54)的空间位置的改变所影响，

-控制适当的磁场的产生，所述磁场用于在由移动命令所指示的方向上移动所述干涉装置通过血管系统和心脏和/或用于将所述干涉装置(210)保持在恒定位置，

-处理当施加适当的磁场时采集的所述检测信号，用于从经处理的检测信号确定所述干涉装置(210)在血管系统和心脏内的位置，以及

-评估所述干涉装置(210)对所记录的ECG信号的影响。

11.一种计算机程序，包括程序代码模块，当所述计算机程序在计算机上执行时，所述程序代码模块使所述计算机控制根据权利要求1所述的设备，以执行根据权利要求10所述的方法的步骤。