Úvod do biomedicínského inženýrství prof. Ing. Peter Kneppo, DrSc.
[email protected]
Pro řádné ukončení předmětu je třeba: • účastnit se minimálně 85% přednášek (tj. 11 ze 13); za každou přednášku, které se student nezúčastní, zpracuje domácí písemnou práci dle pokynů garanta předmětu, kterou odevzdá garantovi nejpozději do konce příslušného zkouškového období • v případě dlouhodobé nemoci je možné na základě předložení neschopenky dohodnout náhradní podmínky absolvování (lze použít pouze v případě dlouhodobé nemoci/úrazu, nikoli v případě několika krátkodobých nemocí) • absolvovat zkoušku během zkouškového období příslušného semestru • v případě nesplnění těchto podmínek si student zapíše předmět znovu v následujícím akademickém roce (tj. v zimním semestru 2011/2012) • Veškeré omluvy studentů přijímá pouze prod. Rogalewicz.
Joseph D. Bronzino: The Biomedical Engineering Handbook. 2nd ed. Boca Raton: CRC Press, 2000. 3024 s. ISBN 0-8493-0461-X Vol. I, ISBN 0-8493-0462-8, Vol.II
6 hlavních oblastí biomedicínského inženýrství • • • • • •
Systémová fyziologie a modelování Zpracování biosignalů Lékařské přístroje Zobrazovací systémy Biomateriály Biomechanika a rehabilitační inženýrství
System Physiology and Modeling • In the context of biomedical engineering, modeling refers to the use of scientific and engineering principles to predict the behavior of a system of interests. Systems of interest may include the human body, particular organs or organ systems and medical devices. • This aspect of biomedical engineering used to gain a comprehensive and integrated understanding of the function of living organisms. These organisms range from bacteria to humans. Modeling is used in the analysis of experimental data and in formulating mathematical descriptions of physiological events. In research, modeling is used as a predictive tool in designing new experiments to refine our knowledge. • Examples are the biochemistry of metabolism and the control of limb movements.
Biosignal Processing • Signal processing involves the collection and analysis of data from patients or experiments in an effort to understand and identify individual components of the data set or signal. The manipulation and dissection of the data or signal provides the physician and experimenter with vital information on the condition of the patient or the status of the experiment. Biomedical Engineers apply signal-processing methods to the design of medical devices that monitor and diagnose certain conditions in the human body. • Examples include heart arrhythmia detection software and brain activity.
Medical Instrumentation • Medical instrumentation is the application of electronics and measurement techniques to develop devices used in diagnosis and treatment of disease. Computers are an important and increasingly essential part of medical instrumentation, from the microprocessor in a single-purpose instrument to the microcomputer needed to process the large amount of information in a medical imaging system. • Examples of medical instrumentation include: heart monitors, microelectrodes, defibrillators and glucose monitoring machines.
Medical Imaging • Medical Imaging combines knowledge of a unique physical phenomenon (sound, radiation, magnetism etc.) with high-speed electronic data processing, analysis and display to generate an image. Often, these images can be obtained with minimal or completely non-invasive procedures, making them less painful and more readily repeatable than invasive techniques. • Examples include Magnetic Resonance Imaging (MRI), ultrasound and computed tomography (CT).
Biomechanics and Rehabilitation Engineering • This area is comprised of two related parts: biomechanics and rehabilitation engineering. • Biomechanics applies both fluid mechanics and transport phenomena to biological and medical issues. It includes the study of motion, material deformation, flow within the body, as well as devices, and transport phenomena in the body, such as transport of chemical constituents across biological and synthetic media and membranes. • Efforts in biomechanics have developed the artificial heart, replacement heart valves and the hip replacement. • Rehabilitation engineering uses concepts in biomechanics and other areas to develop devices to enhance the capabilities and improve the quality of life for individuals with physical and cogitative impairments. They are involved in prosthetics, the development of the home and/or workplace, and transportation modifications.
Kvalita života Kvalita života je výsledkem vzájemného působení sociálních, zdravotních, ekonomických a environmentálních podmínek, týkajících se lidského a společenského rozvoje. Na jednej straně představuje objektivní podmínky na dobrý život a na straně druhé subjektivní prožívaní dobrého života.
Na subjektivní prožívaní dobrého života mají podstatný vplyv faktory:
☻ materiálny dostatek jednotlivce, ☻ zdraví, ☻ výkonnost, ☻ soukromí, ☻ bezpečnost, ☻ společenská akceptace, ☻ emocionální nasycení.
Definice zdraví • Stav úplné tělesné, duševní a sociální pohody, a ne jen pouhou nepřítomnost nemoci či slabosti (WHO 7. 4. 1948) • Vymezuje zdraví jako ideální stav, neumožňuje však objektivní měření zdraví • Doplněk definice – snížení úmrtnosti, nemocnosti a postižení v důsledku zjistitelných nemocí a nárůst pociťované úrovně zdraví (WHO 2001)
Typy biosignálů Podle původu či vzniku je možné biosignály členit do následujících typů : • Elektrické biosignály Tyto biosignály jsou generovány nervovými a svalovými buňkami. Jsou výsledkem elektro-chemických procesů uvnitř buněk a mezi buňkami. Pokud na nervovou nebo svalovou buňku působí stimul silnější než prahová hodnota dráždění, buňka generuje akční potenciál. Celkový akční potenciál, reprezentující tok iontů buněčnou membránou, můžeme měřit užitím nitrobuněčných mikroelektrod. Akční potenciály excitovaných buněk jsou přenášeny na přilehlé buňky a mohou vytvořit elektrické pole v odpovídající biologické tkáni. Změny v mezibuněčných potenciálech lze snímat elektrodami na povrchu orgánu nebo organismu jako časový průběh biosignálu. Příkladem jsou signály EKG, EEG, EMG, FEKG, EGG, ENG a další. •
Impedanční biosignály Impedance tkání nesou významné informace o jejich skladbě, perfusi, objemu krve, nervové a endokrinní aktivitě apod. Impedanční biosignál se získává povrchovými nebo vpichovými elektrodami při aplikaci malých proudů (20 μA ÷ 2 mA) na frekvencích 50 kHz ÷ 1 MHz. Frekvence bývá volena s ohledem na minimalizaci polarizace elektrod, proud s ohledem na tepelné poškození tkání. Tato impedanční měření se obvykle provádí se 4 elektrodami – dvě zdrojové a dvě měřicí. Metoda bývá označována jako impedanční pletysmografie nebo reografie.
Typy biosignálů •
Magnetické biosignály Řada orgánů v těle, jako srdce, mozek a některé další, generuje velmi slabá magnetická pole. Snímání těchto polí poskytuje informace, které jsou spojovány se specifickými fyziologickými aktivitami, ale nejsou obsaženy v jiných biosignálech. Měření těchto biosignálů je však velmi náročné, protože se jedná o úrovně intenzit magnetických polí o několik řádů nižších než je pole geomagnetické.
•
Akustické biosignály Mnoho fyziologických jevů je provázeno nebo vytváří akustické signály nebo akustický šum. Měření těchto signálů přináší další informace při hodnocení funkce významných orgánů. Tok krve srdečními chlopněmi nebo cévami vytváří typické akustické signály. Stejně tak průtok vzduchu horními i dolními dýchacími cestami v plicích vytváří akustické signály známé jako šelesty dýchání, kašel, chrápání. Zvuky jsou také generovány v zažívacím traktu a v kloubech. Snímání akustických biosignálů se provádí mikrofony nebo akcelerometry.
Typy biosignálů •
Optické biosignály Optické biosignály jsou výsledkem pozorování optických vlastností biologického systému – organismu vyskytujících se samovolně nebo indukovaně při měření. Je známo, že okysličení krve, saturace kyslíkem, může být hodnocena měřením přímého a odraženého světla (různých vlnových délek) po průchodu tkání. Metoda je označována jako oximetrie. Významnou informací o stavu plodu je rovněž změřená charakteristika amniotické tekutiny. K hodnocení srdečního výdeje je možné také užít barvivovou diluční techniku, která využívá monitorování výskytu recirkulujícího barviva v krevním toku.
•
Tepelné biosignály Tepelné biosignály spojitého nebo diskrétního charakteru nesou informace o teplotě tělesného jádra nebo rozložení teplot na povrchu organismu. Měřené teploty jsou výrazem fyzikálních a biochemických procesů probíhajících v organismech. Měření probíhá obvykle kontaktním způsobem užitím nejrůznějších typů teploměrů. Speciální oblastí je využití signálů z oblasti infračerveného záření, které jsou snímány bezkontaktně ve 2D formátu termovizní kamerou.
Typy biosignálů •
Radiologické biosignály Tyto biosignály vznikají interakcí ionizujícího záření s biologickými strukturami. Na všech aplikovaných vlnových délkách i úrovních energií nesou informace o vnitřních anatomických strukturách organismu. Jsou snímány speciálními snímači, zpracovávány a zobrazovány ve 2D, někdy i 3D formátu. Mají zásadní význam v diagnostice a při plánování radiační terapie.
•
Ultrazvukové biosignály Vznikají interakcí ultrazvukového vlnění s tkáněmi organismu. Nesou informace o akustických impedancích biologických struktur a jejich anatomických změnách. Snímány jsou sondami s piezoelektrickými měniči, zpracovávány a zobrazovány ve 2D nebo 3D formátu. Speciální formou ultrazvukových biosignálů jsou dopplerovské signály nesoucí informace o velikosti, směru a charakteru toku krve ve významných cévách nebo dutinách srdce.
Typy biosignálů •
Chemické biosignály Za chemické biosignály považujeme výsledky chemických měření provedených na živých tkáních nebo na vzorcích analyzovaných v klinických laboratořích. Jedná se o stanovení koncentrací nejrůznějších iontů (K, Ca) uvnitř buněk, ale i v jejich okolí pomocí speciálních iontově citlivých elektrod. Významné jsou i parciální tlaky kyslíku pO2 a oxidu uhličitého pCO2 v krvi nebo respiračním systému. Zásadní význam má i pH krve. Chemické biosignály jsou nejčastěji velmi nízkých frekvencí, stejnosměrné nebo pomalu se měnící.
•
Mechanické biosignály Každý mechanický biosignál má původ v některé z mechanických funkcí či činností biologického systému – organismu. Tyto signály jsou odvozené z pohybu, přemísťování, z tlaku a mechanického napětí nebo průtoku. Měření těchto biosignálů vyžaduje užití nejrůznějších snímačů. Typickým příkladem je nepřímý způsob měření tlaku krve, fonokardiografie, snímání karotidogramu a další.
Typické hodnoty vybraných biosignálů Biosignál
napěťový rozsah
frekvenční rozsah
EKG
0,5 - 5 mV
0,05 - 100 Hz
plošná
Elektroencefalogram EEG
2 - 200 μV
0,5 - 200 Hz
plošná
Elektrokardiogram
delta vlny
0,5 - 4 Hz
theta vlny
4
alfa vlny
8 - 13 Hz
beta vlny
13 - 22 Hz
Elektromyogram Elektrogastrogram
EMG EGG
elektroda
- 8 Hz
0,05 - 5 mV
2 - 500 Hz
plošná - sval
0,01 - 2 mV
5 Hz - 10 kHz
10 - 1000 μV
0 - 1 Hz
plošná - kůže
0,5 - 80 mV
0 - 1 Hz
plošná - žaludek
jehlová - vlákno
Elektrookulogram
EOG
10 μV - 3,5 mV
0 - 100 Hz
plošná
Elektroretinogram
ERG
0,5 - 1 mV
0 - 200 Hz
mikroelektroda
FEKG
10 - 300 μV
0,2 - 100 Hz
Fetální EKG
plošná
Vzruch je jev každé buňky vzrušivé tkáně, který probíhá typicky (t.j. v jednotlivém elementu vždy stejně, v různých odchylně), zhruba podle zákona „všechno nebo nic“, jako jev předem připravený a opakující se a je doprovázený energetickými projevy. Z energetických projevů, které doprovázejí vzruch, zajímá elektrofyziologii především projev elektrický. Vilém Laufberger: „Vzruchová teorie“ (1947).
neurón
Akční potenciál • • • • • • • • •
Depolarizace membrány je ovšem graduovaná pouze k určitému bodu, zvanému prahový potenciál pokud depolarizace dosáhne tohoto prahového potenciálu, vznikne nový typ odpovědi, zvaný akční potenciál Akční potenciál je negraduovaný; jedná se o odpověď typu všenebo-nic velikost akčního potenciálu je tedy nezávislá na velikosti depolarizace, která jej vyvolala. Jakmile je jednou akční potenciál spuštěn, membránový potenciál prochází stereotypní sekvencí změn Při akčním potenciálu dojde k rychlému přepólování membrány, s kladným nábojem uvnitř a záporným nábojem vně buňky tento převrat je následován repolarizací, kdy se náboje vrátí na svou původní hodnotu celá událost netrvá déle než milisekundy akční potenciál je příkladem pozitivní zpětné vazby - depolarizace vedoucí k prahovému potenciálu spustí ještě mohutnější depolarizaci - akční potenciál
Akční potenciál Akční potenciál může v neuronu vzniknout pouze v axonu.. Může jej spustit depolarizace dendritu nebo těla buňky, odkud se rozšíří až do axonu Prahový potenciál je typicky o 15 až 20 mV menší než klidový potenciál V axonu se tedy jedná o potenciál v rozmezí -50mV až -55mV
Nervový impuls postupuje axonem • Akční potenciál lze přirovnat k shození první kostky domina. • Hyperpolarizace refraktorní periody zabraňuje tomu, aby se akční potenciál šířil směrem vzad. Axon tedy lze přirovnat k ulici, po které jezdí auta jen jedním směrem
Nernstova rovnice Jak spočítat membránový potenciál Klidový membránový potenciál, je rovnovážný potenciál, při kterém existuje rovnováha, tedy platí : chemický (koncentrační) gradient (K+ z buňky) = elektrickému gradientu (K+ do buňky) lze vypočíst z Nernstovy rovnice
Odvození Nernstovy rovnice: Předpoklad: chemický (koncentrační) gradient (K+ z buňky)
= elektrickému gradientu ( K+ do buňky ) ⇒ práce Aa spojená převodem 1molu látky z koncentrace ce na koncentraci ci
= práce Ae spojená s převodem 1 molu ionizované látky přes potenciální rozdíl V
Práce spojená převodem 1 molu látky z koncentrace ce na koncentraci ci
[ ce ] Aa = R ⋅ T ⋅ ln [ci ] Aa……práce R…… univerzální plynová konstanta (R= 8,3 J. K-1 . mol –1) T…… absolutní teplota v K ce …. vnější koncentrace (extracelulární) ci…… vnitřní koncentrace (intracelulární)
práce spojená s převodem 1 molu ionizované látky přes potenciální rozdíl E
Ae = V ⋅ n ⋅ F Ae……práce V……napětí n…… náboj ( K+ → n=1; Na+ → n= 1; Ca2+ → n=2; Cl- → n=-1) F…… Faradayova konstanta F = NA . Qe = 9,65 . 104 C . mol-1 NA=6,023 1023 mol-1 Qe= 1,6 10-19 C
Nernstova rovnice Aa = Ae
[ ce ] Aa = R ⋅ T ⋅ ln [ci ] Ae = V ⋅ n ⋅ F ⎡ ce ⎤ R ⋅ T ⋅ ln ⎢ ⎥ ci ⎦ ⎣ V =− n⋅F
V……napětí n…… náboj F…… Faradayova konstant. F = 9,65 . 104 C . mol-1 R… univerzální plynová kon. (R= 8,3 J. K-1 . mol –1) T…… absolutní teplota v K ce …… vnější koncentrace ci…… vnitřní koncentrace
• V rovnováze se ustaví takový rozdíl potenciálů (membránové napětí), při němž elektrický proud protékající membránou je nulový. Toto rovnovážné napětí (v uvedeném případě pro draslíkové ionty VK) závisí na poměru koncentrací K+ v obou prostředích a je vyjádřeno tzv. Nernstovým vzorcem +
R T [ K ]e VK = ln + . [ K ]i F • R je plynová konstanta (8,314 J mol-1K-1), T absolutní teplota a F Faradayův náboj (96 485 C mol-1). n…… náboj ( K+ → n=1; Na+ → n= 1; Ca2+ → n=2; Cl- → n=-1)
• Předpokládejme nyní, že v daném okamžiku se membrána stala propustnou nikoliv pro draslíkové, ale pro sodíkové ionty. Vzhledem k předtím uvedené podmínce budou nyní kladné ionty vstupovat do buňky a vnitřek buňky získá naopak pozitivní potenciál vzhledem k vnějšímu prostředí. Rovnovážné napětí pro sodíkové ionty je opět dáno Nernstovým vzorcem +
VNa
R T [ Na ]e = ln . + F [ Na ]i
n…… náboj ( K+ → n=1; Na+ → n= 1; Ca2+ → n=2; Cl- → n=-1)
Převedením přirozeného logaritmu na dekadický a nahrazením konstant numerickými hodnotami dostáváme tvar při 37°C :
⎡ ce ⎤ V = 61,5 ⋅ log ⎢ ⎥ ⎣ ci ⎦ Zajímavost u počítání klidového membránového potenciálu (KMP) z rovnovážného potenciálu pro Cl- se obrací poměr koncentrací, protože z rovnice je třeba odstranit záporná jednotková valence Cl- (n- náboj → Cl→ n=-1)
⎡ ci ⎤ V = 61,5 ⋅ log ⎢ ⎥ ⎣ ce ⎦
Modelování • Pro vyjádření velikosti klidového membránového napětí vyjdeme z jednoduchého elektrického náhradního schématu membrány, které můžeme sestavit na základě toho, co bylo doposud řečeno o její struktuře a funkci. • Tenká fosfolipidová membrána má isolační vlastnosti a v elektrickém náhradním schématu se uplatní jako kapacita (C). • Kanálové systémy pro jednotlivé druhy iontů tvoří paralelní cesty pro transport iontů. V náhradním schématu vyjádříme každý z nich sériovou kombinací elektromotorického napětí velikosti příslušného rovnovážného napětí (Vx) a vodivosti (Gx).
Elektrický model buněčné membrány: V jsou rovnovážné potenciály příslušných iontů, G jejich vodivosti, i iontové proudy, Vm membránový potenciál a Cm kapacita membrány vnější strana membrány membrána
vnitřní strana membrány
Elektrický model buněčné membrány • Tento model membrány vysvětluje přechod ze stavu fysiologického klidu do aktivity časovou změnou vodivosti sodíkového a draslíkového kanálu. Jednotlivé kanály jsou charakterizovány sériovým zapojením zdroje rovnovážného potenciálu a příslušné iontové vodivosti.
Modelování elektrických vlastností buněčné membrány Buněčná membrána se chová v podmínkách fyziologického klidu jako RC obvod. Proud i přivedený na takovýto obvod se rozdělí na ohmický ir a kapacitní proud ic. Z Ohmova zákona platí
Kapacitní složku ic určíme z velkosti náboje na kondensátoru Cm
Derivováním podle času dostaneme
Potom celkový proud se rovná
Řešením předcházející diferenciální rovnice za určitých okrajových podmínek dostaneme výraz pro potenciálový rozdíl:
kde je τ = rm Cm časová konstanta, která vyjadřuje dobu, za kterou poklesne amplituda na hodnotu 1/e (asi 36.8 %).
Membránový odpor nahrazujeme vodivostí buněčné membrány:
Celkovou membránová vodivost můžeme však považovat za součet parciálních vodivostí tří základních fyziologických iontů:
Pro jednotlivé iontové vodivosti platí vztahy:
Hodnota membránového potenciálu je potom určená vztahem
> rovnice ukazuje, že čím je vodivost (permabilita) membrány pro daný iont větší, tím více se hodnota klidového membránového potenciálu bude blížit k rovnovážnému potenciálu daného iontu > význam pro posuzování změn klidového membránového potenciálu na základě změn permeability membrány
Povaha nervových signálů • Všechny buňky mají rozdíl v elektrickém náboji na obou stranách plasmatické membrány • Tomuto rozdílu se říká membránový potenciál • Membránový potenciál lze měřit voltmetrem, jehož jedna elektroda je v buňce a druhá na vnější straně membrány • Elektroda mimo buňku nese název referenční elektroda
Měření
• Intracelulární snímání je založeno na registraci potenciálů nebo proudů a stimulaci vzhledem k referenční elektrodě pomocí skleněné mikropipetky se vsunutou Ag/AgCl elektrodou. • Tato skleněná elektroda penetruje membránu buňky; musí být proto velmi tenká a ostrá, aby byl kontakt elektrody s membránou velmi těsný a buňka nebyla příliš poškozena (např. díry v membráně, kterými by tekly ionty). • Skleněné mikroelektrody mají velmi tenký hrot, a díky tomu (a vlastnostem skla) také vysoký tzv. hrotový odpor. • Proto musí být spojeny se zesilovači, jejich vstupní odpor je aspoň 100x vyšší než hrotový odpor pipetky (tím se chyba měření minimalizuje pod 1%).
Měření • (mikroelektroda), o průměru < 0,1 μm • mezi vnitřkem buňky a vnějším prostředím rozdíl elektrického potenciálu asi 70 mV • u různých buněk od 40 do 90 mV • na základě dohody k němu připojujeme znaménko mínus. • Zevnímu prostředí (extracelulární tekutině) je konvenčně přisuzován základní potenciál rovný nule (0 V)
Skleněné mikroelektrody
(„Ag/AgCl elektrody ve skleněné mikropipetce“)
„elektroda vyrobená s hrotem o rozměru v řádu mikrometrů (10-6 m)“,
• sklo je dielektrikum, slouží jako izolant od okolí • dobře očištěné a odmaštěné sklo tvoří s lipidickou membránou velmi těsný spoj (minimální únik iontů okolo vpichu)
Terčíkový zámek (patch-clamp) – jak vyzrát na jeden jediný iontový kanál Registrace miniaturních proudů technikou terčíkového zámku je založena na přisátí ústí skleněné mikropipetky na buněčnou membránu. Díky různým konfiguracím pipetka/membrána lze provádět např. registrace pA proudů z kanálů v terčíků membrány vymezených ústím skleněné mikropipetky či registrace proudových odpovědí z celé buňky.
Princip: přisátí na konci otavené skleněné ME k buněčné membráně. Díky přilnavosti lipidů k čistému sklu vznikne velmi pevné spojení (vyšší než soudržnost membrány samotné!). Ústím pipety (2-4 µm) je vymezen malý terčík (patch). Metoda je vhodná jen pro buňky zbavené buněčné stěny či bazální membrány.
Terčíkový zámek (patch clamp) 1.-2.) „přisátí k buňce“ (cell-attached configuration: po přiblížení k buňce lze aplikací mírného podtlaku (sání) vtáhnout část membrány do ústí pipety (gigaseal, 10-50 GΩ); registrace aktivity jednotlivých kanálů v terčíku při přirozeném membránovém potenciálu buňky 3.-4.) „snímání z celé buňky“ (whole-cell configuration: aplikací dalšího podtlaku lze terčík protrhnout, membrána se přilepí na vnitřní povrch ME; stejný potenciál aplikovaný v pipetce jako KMP buňky, nízká koncentrace Ca2+ v pipetce; souhrnný proud vzniklý činností všech kanálů v membráně buňky 5.-6.) „snímání z terčíku“ (inside-out, outsideout configuration): terčík v ústí pipety lze odtrhnout (intracelulární strana membrány do roztoku, inside-out), nebo lze pipetu jemně a s ní i membránu vytahovat: poté, co se krček přetrhne, membrána se zase spojí (outside-out)
měření akčního potenciálu – metoda terčíkového zámku (patch clamp)
Kovové mikroeletrody Kovové ME jsou používány na extracelulární a na dlouhodobé záznamy. Velkou výhodou extracelulárních záznamů je to, že se ME nemusí zavádět do buňky, což může být velmi obtížné, je-li malá, a navíc ji to poškodí. Extracelulární záznamy jsou také výhodné u tkání, které se pohybují, mění objem a pod. Nevýhodou těchto záznamů je zejména to, že je velmi snadné pořizovat záznam z více buněk najednou, aniž to chceme, i když je hrot ME velmi malý (i pod 1 μm). Pak je třeba odlišit charakteristický projev jednoho neuronu od druhého (není snadné odlišit dva lidi v jedné místnosti plné jiných – amplituda?, frekvence?, tvar AP?,...). Kovové ME mohou být používány opakovaně, jednotlivě i jako stereody (dvě spojené), koncentrické ME, multielektrodové systémy apod. Nejčastěji jsou vyrobeny z wolframu, směsi platiny a iridia, čisté platiny, s čistého iridia a nerezové oceli. Podobné využití jako kovové ME mají i ME z uhlíkových vláken, které se snadněji vyrábějí, jsou dobrými vodiči a mají nízký šum na rozhraní s elektrolyty. Laserem broušená wolframová ME.
• komerční kovové ME jsou lakovány izolačním lakem pokrývajícím ME až ke hrotu, ten je neizolován v délce asi 10 μm (čím je neizolovaný hrot kratší, tím je ME přesnější co do lokalizace sledovaného místa); jiné typy izolace zahrnují pokrytí polyimidy, Parylenem; polarizace těchto elektrod se mění v průběhu experimentu, často nepredikovatelně ⇒ spíše krátkodobější měření; typické použití – sledování elektrické jednotkové aktivity mozku); odpor typicky kΩ či jednotky MΩ
Napěťový zámek (voltage clamp) • Měření jak pasivných, tak i aktivních elektrických veličin buněčné membrány je metodicky náročné. Membránovou vodivost pro jednotlivé ionty můžeme odvodit z měření iontových toků pomocí radioaktivních izotopu. Jiná metoda, tzv. metoda napěťového zámku (voltage clamp), dovoluje měřit přímo iontové proudy přes buněčnou membránu. • Napěťový zámek je metoda vynalezená Kenethem Colem a Curtisem a zdokonalená Hodgkinem, Huxleyem a Katzem. Dovoluje „nastavit“ membránový potenciál buňky na určitou hodnotu (mV) a „zamknout“ jej na této úrovni, přičemž lze zaznamenávat proudy tekoucí přes membránu dané buňky. V buňce tedy máme dvě skleněné mikroelektrody: jedna zaznamenává proud a druhá udržuje patřičný transmembránový potenciál.
Napěťový zámek (voltage clamp)
• Jedna mikroelektroda zaznamenává transmembránové napětí (a toky proudů) oproti zemnící elektrodě umístěné extracelulárně a je připojena na zesilovač. Druhá mikroelektroda je připojena ke zdroji napětí a je na ni nastaveno tzv. řídící napětí, tj. úroveň potenciálu, na které má být „uzamčena“ membrána. • Pokud se liší hodnota tohoto řídícího napětí a membránového potenciálu měřeného první mikroelektrode, vyšle zdroj proudový puls, který tyto hodnoty zase srovná.
Napěťový zámek (voltage clamp) • Takže: je-li řídící napětí nastaveno na hladinu klidového membránového (např. –60 mV) potenciálu a změřený potenciál je -60 mV, není třeba aplikovat žádný proud. • Pokud je řídící napětí nastaveno např. na –40 mV, zesilovač odpoví aplikací takového proudu, aby membránu depolarizoval z –60 mV na požadovaných –40 mV. • Takto dojde mj. k otevření napěťově ovládaných sodíkových kanálů, sodné ionty vtékají do buňky a nesou tak dovnitř tekoucí proud. U nezamčeného vlákna by vtékaly sodné ionty dál a dál, ale u vlákna zamčeného zesilovač operativně vyšle opačný proudový puls v takové výši, aby udržel membránu na požadovaném řídícím napětí.
Měření membránového potenciálu a proudu metodou voltage clamp Zpětnovazební zesilovač: nastavení řídícího napětí s aplikací membránového proudu s kompenzaci napětí na nulu
Voltmetr a záznam
Ampérmetr (měření a záznam kompensačního proudu)
Napěťový zámek (voltage clamp) Velikost dovnitř tekoucího sodíkového proudu a opačného proudu aplikovaného zesilovačem je naprosto stejná. Metoda napěťového zámku tedy umožňuje měřit velikosti proudů nutných k dosažení určitého membránového potenciálu. Spolu se specifickými blokátory různých typů kanálů můžeme také např. určit typ proudu za danou odpověď zodpovědného a pod. Tato technika umožnila Hodgkinovi s Huxleyem analyzovat jednotlivé fáze akčního potenciálu co do typu proudů. Do obřího axonu sépie zavedli dva drátky. Jeden sloužil jako záznamová elektroda k registraci transmembránového potenciálu, druhý sloužil k aplikaci proudů nutných k udržování řídícího napětí. Metoda napěťového zámku tedy umožňuje měřit velikosti proudů nutných k dosažení určitého membránového potenciálu. Spolu se specifickými blokátory různých typů kanálů můžeme také např. určit typ proudu za danou odpověď zodpovědného a pod.
Vytvoření elektrického kontaktu s vnitřkem buňky pomocí izolačního můstku měřený úsek preparátu
A
roztok depolarizující membránu
elektrická izolace
preparát
B
Um
Ri >> Z m U výst
Ris = Um Ris + Ri
pro
Ris >> Ri
Ri
Zm
m Ris
Uvýst
U výst ≅ U m m - symbol pro elektrické vlastnosti membrány; Zm - impedance membrány, která je depolarizací zbavena excitability; Ri - podélný odpor vnitřního prostředí buňky; Ris - odpor izolační přepážky.
Měření magnetického pole nervového vlákna
magnetometr
Kardiovaskulární systém;
Hodnoty tlaku, časů a objemů v předsíních a komorách během srdeční revoluce
Srdce • Srdce je dutý svalový orgán, který svými pravidelnými kontrakcemi zajišťuje neustálý oběh krve a mízy v organismu. U savců je srdce uloženo v prostoru středohrudí, tedy v hrudníku mezi plícemi, hrudní kostí a bránicí. • Srdce má tvar kužele, jehož hrot (apex) směřuje doleva a dolů. Srdeční základna je místo, kam ústí cévy vstupující a vystupující do srdce, podkladem hrotu je hlavně levá komora. Krev při průchodu srdcem protéká dutinami, které jsou navzájem odděleny chlopněmi zabraňujími zpětnému toku krve. Náraz krve na uzavřené chlopně při systole slyšíme jako srdeční ozvy. • Na povrchu je srdce kryto epikardem, vazivovou blankou, ve které probíhají tepny a žíly, obsahuje také tukovou tkáň. Nejsilnější část stěny je myokard, který je tvořen srdeční svalovinou. V síních je dvouvrstevný, ve stěnách komor je tvojvrstevný. Vlákna srdečního svalu jsou složitě propletena a tvoří architektoniku srdečního svalu.
Schéma srdce • Srdce je rozděleno dvěma přepážkami na čtyři dutiny
Převodní systém srdce
převodní systém srdce •
•
• • • •
Srdce je do jisté míry autonomní orgán, podněty k kontrakci myokardu vznikají přímo ve vlastní svalovině, a to v modifikovaných kardiomyocytech tvořících převodní soustavu srdeční. Této vlastnosti se říká automacie. Na membránách buňek převodního systému se neustále spontánně mění membránový potenciál. Po dosažení spouštěcí úrovně (spontání diastolická repolarizace) vzniká akční potenciál, který se šíří do pracovního myokardu a způsobí jeho kontrakci. Po skončení akčního potenciálu je na membránách opět začne tvořit nový akční potenciál. Buňky samotné jsou tedy zdroj vzruchů. Akční potenciály vznikají pravidelně a jsou příčinou rytmické práce srdce. normálně je zdrojem depolarizací SA uzel - vzruch se šíří myokardem síní do AV uzlu v AV uzlu dochází ke zpoždění 120 – 200 ms vzruch se dále šíří Tawarovými raménky a Purkyňovými vlákny po celém myokardu nejdříve se depolarizuje septum, pak komory směrem od hrotu k bázi
Vznik EKG • srdcem se šíří depolarizační a repolarizační vlny • na povrchu buněčných membrán můžeme oproti vnitřku změřit akční potenciál cca +30 mV, v normálním stavu je potenciál cca -90 mV
Jednotlivé elementarní membránové biopotenciály tvoří dipóly. Když tyto všechny dipóly sečteme, dostaneme jeden výsledný vektor srdeční činnosti. Tento vektor je vícerozměrný (obvykle měříme 3D) a je časově proměnný. Jeho různými průměty do různých rovin získáváme pak obraz srdeční činnosti v daném svodu. Tento záznam pak nazýváme elektrokardiogramem v jednotlivých svodech
postup šíření se aktivace v srdci
Srdcový cyklus
Modely presentace objemového zdroje •dipól s momentem M(t)
•dipól M(t) + pohyblivý elektrický střed r0 (t)
dipól M(t) + pohyblivý elektrický stred r0 (t) M(t)
r0 (t)
modelovaní zdrojů • multidipól Mn (rn )
multipól
Multipólové koeficienty
modelovaní zdrojů • multipól
modelovaní prostředí • homogenní nekonečně rozlehlý prostředí • kulový model srdce a hrudníka • homogenní model hrudníka reálního tvaru • nehomogenní model hrudníka s rozhodujícími nehomogenitmi (plíce, myokard, krev v srdci)
Modelování geometrie a elektrických vlastností hrudníku
Biomagnetická aktivita
max.ampl.
Intensity of magnetic signal(T)
How small is the signal? 10
- 4
10
- 5
10
- 6
10
- 7
10
- 8
Urban noise
10
- 9
Contamination at lung
10
- 10
10
- 11
10
- 12
10
- 13
10
- 14
10
- 15
Earth field
BRAIN (neurons) Spontaneous activity
EYE (retina) Steady activity
Evoked by sensory stimulation
Evoked activity
Heart QRS Fetal heart Muscle Spontaneous signal (α-wave) Signal from retina Evoked signal
Intrinsic noise of SQUID
LUNGS Magnetic contaminants
SPINAL COLUMN (neurons) Evoked by sensory stimulation HEART Cardiogram (muscle)
LIVER Iron stores
Timing signals (His Purkinje system) GI TRACK Stimulus response
FETUS Cardiogram
Magnetic contaminations
LIMBS Steady ionic current
Biomagnetism
MUSCLE Under tension
Princip aktivního stínění
SQUID neboli supravodivé kvantové intereferenční zařízení je využíváno k měření velmi malých magnetických polí až na hranici řádu femto. Základním kamenem pro sestrojení tohoto zařízení bylo objevení Josephsonova jevu v roce 1962. Tento jev je založen na přechodu supravodičizolace-supravodič, kde lze díky kvantovému tunelování Copperových párů měřit velmi malé rozdíly napětí. Standardně je jako hlavní složka zařízení použit materiál niobium ochlazený pomocí tekutého hélia, což patří mezi nejpřesnější a nejdražší možnost. Dnes máme možnost využít nových vysokoteplotních slitin, například YBa2Cu3O7-x, a k ochlazení využít tekutý dusík. Tato metoda je ekonomičtější, avšak pouze pro aplikace vyžadující menší přesnost. Jak je již z textu patrné, existují dva tipy zařízení SQUID. Protože typ RF obsahuje pouze jeden Josephsonův přechod je mnohem jednodušší a tedy i levnější, proti typu DC, kde se využívá paralelního spojení přechodů do supravodivé smyčky, má však horší citlivost a přesnost.
Snad nejznámějšími příklady využití supravodičů jsou „Josephsonův přechod“ a zařízení zvané „SQUID“ (supravodivý kvantový interferenční detektor). Obě využívají objev britského doktoranda Briana Josephsona. Josephson studoval kvantovou teorii sendvičového materiálu složeného ze tří vrstev – supravodiče, izolátoru a supravodiče, kde výplňová látka, izolátor, tvoří pouze velmi tenkou vrstvu. Ukázal, že Cooperovy páry mohou tímto přechodem protunelovat a díky tomu dochází k velice zajímavým jevům. Jednou z předpovědí bylo, že přechodem bude procházet proud, i když nebude pod napětím! Vypočítal také, co by se stalo v přítomnosti magnetického pole či oscilujícího napětí o velmi vysoké frekvenci doprovázeného konstantním napětím. Posledně zmíněné uspořádání umožňuje velice přesně změřit poměr základních konstant h/e (Planckova konstanta vydělená nábojem elektronu).
magnetoencefalogram
Biomagnetická aktivita
max.ampl.
Schématické znázornění evokované magnetoencefalografie
Lokalizace dipólových generátorů epileptického výboje
Zobrazení 4 časových intervalů jednoho epileptického výboje, izoindukční čary jsou ve vzdálenosti 0,1 pT.
Lokalizace dipólového generátore evokovaných odpovědí na elektrickou stimulaci: a)palce b)ukazováku v)malíčka g)dlaně.
palec
ukazovák
malíček
dlaň
Lokalizace dipóloveho generátore evokovaných odpovědí na zvukové stimulace: a)200 Hz b)600 Hz v)2000 Hz g)5000 Hz.
600 Hz
2000 Hz 5000 Hz 200 Hz
Lokalizace dipólového generátore evokovaných odpovědí na stimulace: 1)zubů 3)nose 4)sluchu 5)palce 6)malíčka.
Fetal MCG
Fetálny magnetokardiogram
MKG
EKG
Meracia mriežka
Magnetokardiogram vysokého rozlíšenia v intervale P - Q
Izoindukčné čiary v intervale P–Q
Magnetokardiogram vysokého rozlíšenia v intervale S – T (po infarkte)
Rozdíl mezi EEG a MEG
Magnetopneumografie
Magnetopneumografie = mapování ferromagnetického prachu usazeného v lidských plících SQUID nebo fluxgate magnetometr
Magnetopneumografie
Magnetopneumografie
Magnetopneumografie
Magnetopneumografie = mapování ferromagnetického prachu usazeného v lidských plících SQUID nebo fluxgate magnetometr
Porovnaní magnetických měření s výsledky biopsie znečistění plic kovovým prachem
Změna koncentrace magnetického prachu v čase
Umělé srdce • rozměry • hluk (výkon od 3 – 10 W) • závislost od zdroje energie • spolehlivost (40 mil. cyklů ročně) • dočasnost • min. 100 tisíc ročně
Umělé srdce AbioCor •
•
• •
Společnosti Abiomed se zabývala vývojem umělé totální srdeční náhrady od svého založení v roce 1981. Výsledkem je umělé srdce AbioCor, které bylo poprvé implantováno člověku 2. 7. 2001. Pacient přežil 151 den po transplantaci a zemřel na mozkově-cévní příhodu, která s transplantací srdce nesouvisela. Dosud nejdéle žijící pacient s touto totální umělou srdeční náhradou přežil 512 dní. Americký úřad pro potraviny a léčiva (FDA) schválil umělé srdce AbioCor jako první totální umělou srdeční náhradu pro použití v humánní medicíně 5. 9. 2006 za stanovených podmínek (omezený počet implantačních pracovišť, maximálně 4000 transplantací ročně,…).
AbioCor Artificial Heart: first patient • Robert Tools received the AbioCor heart on 2. July 2001 • Doctors hoped the heart would work a few weeks. • Robert Tools lived for 5 months with this heart and died from other complications.
Bionické srdce • Podle statistiky Americké srdeční asociace (American Heart Association) z roku 2006, každý rok umírá v USA 57 000 pacientů na chronické selhání srdce. Pacientům trpícím srdečním selháním je transplantováno zhruba 2 200 srdcí od dárců, i velká část pacientů, pro které tato možnost není vhodná, by si zasloužilo druhou životní šanci. Pacienti v pokročilém věku, trpící poruchami orgánů nebo rakovinou, nejsou ve většině případech vhodnými kandidáty pro transplantace srdce od dárců a stávají se tak potencionálními kandidáty pro implantaci bionického srdce AbioCor. • Bionické srdce AbioCor je určeno k náhradám silně poškozených původních orgánů u pacientů, kteří nemohou podstoupit transplantaci srdce od dárce nebo nemají jinou možnost léčby. Srdce AbioCor zajišťuje oběhový systém těla, je nadějí pro pacienty, kteří by jinak zemřeli na selhání srdce, a nabízí jim výrazné zlepšení kvality života.
Umělé srdce AbioCor •
•
• •
Společnosti Abiomed se zabývala vývojem umělé totální srdeční náhrady od svého založení v roce 1981. Výsledkem je umělé srdce AbioCor, které bylo poprvé implantováno člověku 2. 7. 2001. Pacient přežil 151 den po transplantaci a zemřel na mozkově-cévní příhodu, která s transplantací srdce nesouvisela. Dosud nejdéle žijící pacient s touto totální umělou srdeční náhradou přežil 512 dní. Americký úřad pro potraviny a léčiva (FDA) schválil umělé srdce AbioCor jako první totální umělou srdeční náhradu pro použití v humánní medicíně 5. 9. 2006 za stanovených podmínek (omezený počet implantačních pracovišť, maximálně 4000 transplantací ročně,…).
http://www.abiomed.com
ABIOCOR - současnost • umělé srdce firmy Abiomed • titan + polyuretan (AngioFlex) • bezdrátové dobíjení baterie • čerpací mechanismus napodobuje bití lidského srdce • hmotnost přibližně 1 kg • 2 hydraulické pumpy – „přirozený“ tep • 2001 první implantace • 17 příjemců – až rok života
Části ABIOCORu • • • •
hrudní jednotka kontrolní jednotka implantovaná baterie implantovaný TET (transcutaneous energy transmission) • externí jednotka
Hrudní (thoracic) jednotka
Hrudní (thoracic) jednotka • hmotnost přibližně 1 kg • 2 hydraulické pumpy – „přirozený“ tep • připojení na pacientovy tepny a žíly
Implementovaná řídicí jednotka
• „mozek“ systému
• • • •
monitorování a kontrola hrudní jednotky určování tepové frekvence komunikace s externími částmi titanové pouzdro
Implantovaná baterie
• • • • •
napájení hrudní a kontrolní jednotky výdrž max. 30 minut nabíjení přes TET (smyčka přenosu) titanové pouzdro nutná výměna po roce
Implantovaná smyčka přenosu • • • •
přenos energie a informací spojení s implantovanou baterií a řídicí jednotkou žádné kabelové spojení přes kůži snížení rizika infekce
Externí smyčka přenosu • přenos energie z externí jednotky do implantovaného TET potažmo dalších implementovaných částí
Přenosný modul • • • • •
PCE (Patient-Carried Electronics) přenosný systém baterie až na 2 hodiny provozu stejná funkce jako externí jednotka hmotnost přibližně 5 kg
Přenosný modul • • • • •
PCE (Patient-Carried Electronics) přenosný systém baterie až na 2 hodiny provozu stejná funkce jako externí jednotka hmotnost přibližně 5 kg
PCE řídící modul • separátní jednotka připojená k bateriové brašně • možné přímé připojení k 230 V síti • převod napájení energie na energii přenositelnou přes TET • signalizace stavu systému
PCE baterie
Frekvenční mapa podél kochlee
Kochleární neuroprotéza • Kochleární neuroprotéza je elektronická sluchová náhrada, která obchází nefungující vláskové buňky a vyvolává sluchové vjemy přímo elektronickou stimulací zachovaných vláken sluchového nervu.
Části kochleární neuroprotézy Vnější část: je tvořena řečovým procesorem, mikrofonem a vysílací cívkou, které jsou umístěny na opaskem, nebo v kapsičce na krku a slouží k přenosu informace a energie do vnitřního přijímače. Zvuk je zachycován mikrofonem a signál je veden do řečového procesoru. Zde je zakódován tak, aby informace přenášeného zvuku mohla být co nejvěrněji předána prostřednictvím elektrických stimulů sluchovému nervu.
Části kochleární neuroprotézy • vnější část - je tvořena řečovým procesorem a mikrofonem s vysílací cívkou, které jsou umístěny na opaskem, nebo v kapsičce na krku a slouží k přenosu informace a energie do vnitřního přijímače. Zvuk je zachycován mikrofonem a signál je veden do řečového procesoru. Zde je zakódován tak, aby informace přenášeného zvuku mohla být co nejvěrněji předána prostřednictvím elektrických stimulů sluchovému nervu.
Části kochleární neuroprotézy Vnější část: Zpracovaný signál z řečového procesoru je veden do vysílací cívky a odtud je vysílán pomocí elektromagnetických vln do vnitřní části implantátu.
Části kochleární neuroprotézy Vnitřní část: Je tvořena z přijímací cívky, ze které je signál veden do dekodéru. Zde je informace dekódovánadle frekvenčních pásem a odeslána do jednotlivých elektrod. Elektrody jsou vedeny v jemném svazku (22 elektrod) do hlemýždě vnitřního ucha. Vlákna sluchového nervu podrážděná elektrickými impulsy vedou informaci do vyšších sluchových drah a dále do mozku, který ji rozeznává jako zvuk. Stimulátoru je fyzicky umístěn do jamky skalní kosti.
Kochleární neuroprotéza
Kochleární neuroprotéza
Kochleární neuroprotéza Standardní implantát má 22 kanálů, tj. 22 miniaturních elektrod, které tvoří svazek obalený biokompatibilním izolačním materiálem a vložený do scalatympani vnitřního ucha. Odizolované konce elektrod jsou umístěny postupně v různé vzdálenosti podél osy hlemýždě a mohou tak dráždit odlišné skupiny vláken sluchového nervu, která ve zdravém uchu přenášejí informaci o různých frekvencích zvuku.
Kochleární neuroprotéza Řečový procesor, jenž provádí spektrální analýzu akustického signálu, vyhledává především frekvence jednotlivých formantú samohlásek. Frekvence formantú rozhoduje o tom, která elektroda bude stimulována, čím nižší frekvence formantu, tím apikálněji (tj. tím blíže k vrcholu hlemýždě) bude zvolena elektroda pro stimulaci. Řečový procesor musí také provádět amplitudovou kompresi: rozsah amplitudy řeči se pohybuje mezi 5060 dB, na rozdíl od toho pro elektrickou stimulaci je využitelný rozsah jen asi 10-20 dB, tj. rozsah mezi intenzitou prahového vjemu a intenzitou, která právě ještě nedosahuje nepříjemného, až bolestivého vjemu.
Oční implantáty – umělé oči •
• •
• • •
Pokud není poškozen oční nerv – implantát je umístěn na sítnici Obraz snímá CCD kamera Náhrada nemocné sítnice – mikročip napájený miniaturními fotočlánky Pokud je poškozen oční nerv – kortikální implantáty Stimulují přímo centra zraku v mozku metoda je v experimentálním stádiu
www.visusoptik.cz/img/mereni/oko.gif
•
V současné době už existují umělé sítnice, které pracují na podobném principu jako sítnice oka savce. Umělá sítnice reaguje na konkrétní světelné podmínky zabudovanými elektronickými obvody a dokáže filtrovat jednotlivé složky obrazu tak, aby je zrakový nerv dostal upravené pro dokonalejší zpracování zrakovým centrem mozku. • Sítnice určená k transplantaci do oka a k propojení s očním nervem má rozměry 3,5 x 3,3 milimetru a je tvořena 5760 fototranzistory, které v umělé sítnici plní roli světločivných buněk. Nervové buňky v umělé sítnici zastupuje 3600 tranzistorů, které jsou propojeny s fototranzistory. Tranzistory zpracovávají signál zachycený světločivnou vrstvou a předávají stimuly do zrakového nervu. Tranzistory lze podle jejich charakteristik rozlišit na třináct různých typů. Díky tomu se může umělá sítnice přizpůsobit změnám intenzity světla i změnám v kontrastu obrazu. • Umělá sítnice by měla najít uplatnění nejen v medicíně, ale i v robotice. Před zahájením klinických zkoušek je nutno vyřešit ještě dva technické problémy. Prvním je redukce rozměrů umělé sítnice a druhým redukce spotřeby energie.
• Šanci pro takto zrakově postižené může představovat umělá sítnice = fotočip. První systémy využívaly miniaturních kamer, jejichž signál byl převáděn do čipu operovaného do sítnice. Čip vytvářel elektrické stimuly, které dráždily oční nerv. Zařízení se skládalo z malé kamery připevněné na speciálně upravených slunečních brýlích, obraz byl zpracováván v miniaturním počítači a bezdrátově vysílán. Napájení zajišťovala baterie umístěná rovněž v brýlích. V rohovce byl umístěný přijímač přenášející signál tenkým vodičem na sítnici. Elektrody umístěné na sítnici oka vydávaly elektrické impulsy, které poté přes sítnici a optický nerv putovaly do mozku.
Retinální implantát
• Celý systém pracuje takto: nevidomému je do oka těsně nad sítnici voperována ploška zvláštních fotodiod. Po regeneraci oka po operaci dostane zvláštní brýle ve kterých je umístěna CCD kamera snímající obraz okolí. Tento obraz je maticí CCD prvků převeden na elektrické signály a prostřednictvím dalšího čipu vyslán v podobě amplitudově modulovaného laserového paprsku dovnitř oka. Zde dopadá na plošku fotodiod, které signál zachytí a sadou speciálních elektrod vysílají do oblasti gangliových buněk v sítnici.
RETINAL IMPLANT
Kortikální implantát • Druhou takovou věcí je kortikální implantát, tzn. zařízení voperované do mozkového centra vidění - kortexu. Je to zařízení, které umožní nevidomým lidem znovu spatřit denní světlo a věci, které je obklopují. Vyvinul jej dr. Dobelle. Jde o systém elektrod voperovaných do kortexu, které jej stimulují a vytvářejí obrazový vjem přímo v mozku.
Kortikální implantát
Kortikální implantát
