Sách:Điện từ sinh học/Từ tâm đồ
Mục lục
-
1
20.Từ
tâm
đồ
- 1.1 20.1. Giới thiệu
- 1.2 20.2. Những phương pháp cơ bản trong từ tâm đồ
- 1.3 20.3 Phương pháp xác định vector từ tim
- 1.4 20.4 Phân bố độ nhạy của các đạo trình MCG cơ bản
- 1.5 20.5 SỰ HÌNH THÀNH TÍN HIỆU MCG TRONG QUÁ TRÌNH HOẠT ĐỘNG ĐIỆN CỦA TIM
- 1.6 20.6 MỐI QUAN HỆ ECG-MCG
- 1.7 20.7 ỨNG DỤNG LÂM SÀNG CỦA TỪ TÂM ĐỒ
- 1.8 SÁCH THAM KHẢO
20.Từ tâm đồ
20.1. Giới thiệu
Năm 1963, hai nhà khoa học Baule và McFee đã lần đầu tiên phát hiện ra tín hiệu điện điện sinh học bằng từ tâm đồ (MCG). Phát hiện mới này mang lại tín hiệu lạc quan cho các nhà khoa học,người ta tin rằng MCG có thể thu được tín hiệu điện tim như máy điện tim ECG .Mặc dù theo lý thuyết và thực nghiệm thì nó là điều không thể thực hiện được, MCG phải dùng rất nhiều điện cực (Rush, 1975). Ở phần 2.7 ta sẽ tìm đề cập thêm về vấn đề này,trong đó người ta kết hợp sử dụng ECG và MCG (EMCG),do đó người ta có thể giảm được một nửa khả năng chẩn đoán sai các bệnh về tim mạch so với trước đây khi sử chỉ sử dụng ECG.
Năm 1970, Baule và McFee đã đưa ra lý thuyết về trường vector từ tim. Nhờ đó, các nhà khoa đã phát triển thành vector từ tâm đồ (trong đó tim được coi như một lưỡng cực từ). Ngày nay,với công nghệ hiện đại nhưng khi nghiên cứu về MCG người ta vẫn phải dựa vào sơ đồ cấu tạo cơ bản đầu tiên về từ tâm đồ.
Hiện nay ,các nhà khoa học vẫn đang thử nghiệm thêm những ứng dụng của MCG, như nghiên cứu thêm về sự đột tử do nhồi máu cơ tim hay sự đào thải của tim đối với các thiết bị cấy từ bên ngoài.
Trong chương này chúng ta sẽ chủ yếu tìm hiểu về các ứng dụng của lưỡng cực tương đương hai chiều đối với tim và mối quan hệ giữa ECG-MCG.
20.2. Những phương pháp cơ bản trong từ tâm đồ
20.2.1. Đo lưỡng cực từ tương đương hai chiều
Các điều kiện đầu:
Nguồn:Lưỡng cực hai chiều tại một vùng cố định.
Bộ dẫn:Có hạn,bộ dẫn khối thuần nhất (có thể không thuần nhất).
Bảng 17.1 là danh sách các mô hình nguồn và bộ dẫn ,ta có thể coi chúng như các đạo trình điện tâm đồ khác nhau. Từ bảng này, ta có thể biết được điện tâm đồ trong y học hiện đại (với 12 đạo trình chuẩn và hệ thống vector điện tâm đồ Frank(VECG)),một lưỡng cực được giữ cố định để dùng như mô hình nguồn điện tim.Thể tích bộ dẫn coi như không đáng kể trong 12 đạo trình ECG (hay có giới hạn) và đồng nhất trong VECG.
Từ tâm đồ được dùng để hỗ trợ đo hoạt động điện của tim. Do đó mô hình nguồn và bộ dẫn của từ tâm đồ phải cùng cấp độ với đồ điện tim. Nghĩa là trong ứng dụng y học mô hình nguồn là lưỡng cực từ. Bộ dẫn có thể thay đổi được do sự biến đổi của cơ tim và lượng máu bên trong nó.
Tín hiệu từ tâm đồ thu được hiển thị trên màn hình gồm ba thành phần như dạng hàm vô hướng thời gian, hay dạng vòng lặp vector. Trong đó dạng hiển thị vòng lặp vector là quan trọng nhất, vector tín hiệu từ tim là cơ sở cơ bản của hệ thống từ tâm đồ (hình 20.1).
Hình 20.1 Lưỡng cực từ là cơ sở cơ bản của hệ thống đo từ tâm đồ.
20.2.2. Phương pháp ánh xạ từ trường
Các điều kiện đầu:
Bộ dẫn: Vô hạn,đồng nhất.
Năm 1887, Augustus Waller đã nghiên cứu và tìm ra từ tâm đồ người. Sau đó ,người ta ứng dụng nó trong kĩ thuật phát xạ ánh xạ điện thế trên bề mặt ngực. Tuy nhiên trong ứng dụng y học nó vẫn chỉ là công cụ để nghiên cứu.
Tương tự, trong từ tâm đồ phương pháp từ trường phát xạ quanh ngực cũng chỉ là công cụ nghiên cứu cơ bản. Tuy nhiên, từ trường là một đại lượng vector có ba hướng trong không gian nên phương pháp phát xạ được ứng dụng để biểu thị các hướng thành phần của từ trường xung quanh ngực. Nó cũng được ứng dụng để biểu thị trên ô tọa độ trung tâm. Năm 1972, lần đầu tiên Cohen và McCaughan đưa ra dạng biểu diễn ô tọa độ. Sau đó ,người ta đưa nó về dạng chuẩn (Karp, 1981) gồm 6×6 vùng đo trên lồng ngực trước.
Theo thuyết trường đạo trình, phương pháp phát xạ thường đưa ra những tín hiệu bị méo được sinh ra từ bộ dẫn không đồng nhất ( giống với trạng thái làm việc của trường điện thế phát xạ). Người ta nhận ra rằng nếu sử dụng phương pháp cảm biến điện tử phát xạ sẽ làm giảm tỉ lệ nhiễu và có thể vận dụng dễ dàng.
Hình 20.2 Hình minh họa điểm tương tự giữa đạo trình điện trường và đạo trình từ trường. Nếu như từ trường được đo là đại lượng có hướng và cố định ,có trục đối xứng đặt xa so với tim thì trường đạo trình từ giống với trường đạo trình điện (ví dụ như đạo trình II),có trục đối xứng và tín hiệu thu được tương tự nhau.
20.2.3. Các phương pháp khác của từ tâm đồ
Để phân tích các chỉ số của tín hiệu MCG ta có thể dùng phương pháp xác định lưỡng cực từ tương đương hay phương pháp phát xạ,ngoài ra ta có thể áp dụng thêm một số phương pháp kĩ thuật. Ở đây chúng ta sẽ tìm hiểu về phương pháp định vị nguồn điện tim.
Định vị nguồn điện tim là phương pháp xác định những chỗ dị thường của tim hay những đường mạch dẫn trong nó. Nó có thể gây lên chứng loạn nhịp hay suy giảm hoạt động của tim. Ví dụ như trong đường mạch dẫn ở tim, điện tích hoạt động truyền trực tiếp từ cơ tâm nhĩ tới cơ tâm thất qua lớp chuyển tiếp tâm nhĩ thất ( AV junction). Người ta gọi nó là hội chứng Wolff-Parkinson-White hay WPW. Nếu một đường mạch dẫn từ khối tâm thất trở lại khối tâm nhĩ bị thoái hóa, nó sẽ làm tim đập nhanh hơn bình thường. Nếu khi dùng thuốc mà triệu chứng vẫn không kiểm soát được thì ta phải đưa bệnh nhân đi phẫu thuật. Do đó việc đầu tiên cần làm là giữ ổn định chu kì tim.
Trong nghiên cứu lâm sang ,việc định vị đường mạch dẫn theo cách thong thường phải mất vài tiếng đồng hồ. Để rút ngắn thời gian, người ta dùng một nguồn định vị đường dẫn tương đương bằng cách xác định điện thế trên bề mặt ngực. Bạn có thể tìm hiểu thêm phương pháp này trong cuốn sách của Gulrajani, Savard, và Roberge (1988).
Trong từ tâm đồ ,mục đích là để thay thế phương pháp định vị bằng cực điện bằng các phương pháp định vị từ. Phương pháp này có thể cải thiện được tính chính xác và những hạn chế của phương pháp sử dụng cực điện. Trong từ tâm đồ ,người ta định vị bằng cách lập bản đồ xác định khoảng 30-40 vị trí ở bề mặt trước của tim nhờ sử dụng đồng hồ đo từ đơn kênh và đồng hồ đa kênh. Phương pháp định vị sử dụng mô hình lưỡng cực điện là phương pháp cho kết quả rõ nhất. Bằng cách sử dụng mô hình bốn cực càng làm tăng tính chính xác của phương pháp hơn (Nenonen et al., 1991a). Độ chính xác còn phụ thuộc rất lớn vào sự chính xác của thể tích mạch dẫn. Độ sai lệch của đường mạch dẫn thực tế không quá 2-3cm so với yêu cầu.Bởi vì phương pháp định vị trong từ não đồ đòi hỏi tính chính xác ,phức tạp và giá cao hơn rất nhiều so với phương sử dụng cực điện. Ngày nay trong ứng dụng lâm sàng nó ngày càng được sử dụng phổ biến.
20.3 Phương pháp xác định vector từ tim
20.3.1 Mô hình bộ dẫn, nguồn và dạng hệ thống đạo trình cơ bản để đo lưỡng cực từ
Các điều kiện đầu:
Bộ dẫn: Giới hạn, dạng cầu, thuần nhất,vùng dẫn của tim cách điện với vùng phổi
Trong phần này tìm hiểu này, chúng ta giả định coi tim là vùng dẫn cầu, cách điện với phổi. Giả thiết rằng quả tim là một khối hình trụ đối xứng với ba thành phần thỏa mãn hệ thống đạo trình XYZ và ABC, trong đó mỗi đạo trình tương ứng với bộ dẫn có thể tích hình trụ đối xứng với ba thành phần đo trực giao nhau. Thành phần x và y trong hệ thống đạo trình không cần có vị trí cố định. Giả thiết rằng có một trường lực tim chạy theo hướng tiếp tuyến vào trong tim. Người ta gọi đó là hiệu ứng self-centering (Baule and McFee, 1970). Đây cũng là một khái niệm trong giải phẫu.
Trước đó, ở phần 12.5, theo định nghĩa moment dòng phát hữu hạn của lưỡng cực từ , thể tích bộ dẫn thuần nhất so với ban đầu (Stratton, 1941) là:
Tương tự , với bộ dẫn có thể tích thuần nhất ,vô hạn, moment lưỡng cực từ của dòng phát theo hướng là:
Trong phần 12.6, ta thấy hệ thống đạo trình xác định moment lưỡng cực từ này có ba thành phần trực giao nhau. Với mỗi hướng thành phần sẽ có một dòng đảo, và một từ trường đảo qua nguồn. Từ trường đảo này sẽ sinh ra dòng từ có độ lớn tỉ lệ với khoảng cách so với trục (hình 20.3).
Hơn nữa ,trong phần 12.7 còn cho ta một phương pháp đơn giản để xác định hệ thống đạo trình dung để đo cực đơn hoặc lưỡng cực trên các trục tọa độ (Malmivuo, 1976) , được biểu diễn trên hình 20.4.
Hình 20.3 (A) Một thành phần từ trường đảo LM và hướng của nó
(B) Một thành phần của trường đạo trình LM của một hệ thống đạo trình lý tưởng dùng để xác định moment lưỡng cực từ của nguồn.Mỗi hệ thống đạo trình sẽ có ba thành phần trực giao.
Hình 20.4 Một phương pháp đơn giản để xác định moment lưỡng cực từ của nguồn tại các thành phần x-,y- và z- của từ trường trên trục tọa độ. Có thể đo bằng đơn cực (A) hoặc lưỡng cực (B).20.3.2 Hệ thống đạo trình Baule-McFee
Gerhard M. Baule và Richard McFee là những người đầu tiên đưa ra khái niệm về vector từ tim và phương pháp xác định năm 1970. Trong một bài báo (Baule and McFee, 1970) , các tác giả đã giới thiệu một thiết bị dùng để đo từ trường tim. Hệ thống này được miêu tả trong hình 20.5.
Hệ thống đạo trình được thiết kế cho máy đo từ dùng cuộn cảm lõi sắt từ tốt hơn so với máy đo từ lõi SQUID (ở đây không đề cập đến). Nó kết hợp sử dụng mười cuộn để đo các lưỡng cực của ba thành phần trực giao của vector điện tim cùng một lúc.
Hình 20.5A miêu tả cấu trúc cơ bản của cuộn cảm lõi sắt từ trong hệ thống. Hình 20.5B minh họa phương pháp đo thành phần theo phương x. Ở đây người ta đặt lõi sắt ở trung tâm. Trong hình biểu diễn sự sinh ra từ trường đảo theo phương trục x bên trong vùng tim. Khi thay máy phát dòng đảo bằng bộ khuếch đại ,theo thuyết trường đạo trình ,có thể xác định được thành phần x của vector từ tim. Phương pháp đo thành phần y được minh họa trong hình 20.5C. Trong hình biểu diễn sự sinh ra của từ trường đảo theo hướng trục y bên trong vùng tim. Tương tự, việc xác định thành phần theo hướng z được minh họa trong hình 20.5D.
Hệ thống đạo trình Baule và McFee không thể thực hiện được do nhiễu từ xung quanh nên nó không thể xác định được MCG. Mục đích của hệ thống là để chứng minh có thể xác định được vector từ tim.
Hình 20.5 Hệ thống đạo trình Baule-McFee
(B) Xác định thành phần x của vector từ tim.
(C) Xác định thành phần y của vector từ tim.
(D) Xác định thành phân z của vector từ tim.
20.3.4 Hệ thống đạo trình ABC
Malmivuo (1976) đã đưa ra một phương pháp để tránh những khó khăn gặp phải trong việc ứng dụng hệ thống đạo trình XYZ. Nếu hệ 3 trục trực giao được lựa chọn sao cho chúng trùng với các cạnh của một hình lập phương, trong đó trục chéo là trục x (từ sau ra trước) và gốc tọa độ nằm ở vị trí trung tâm của quả tim, chúng ta sẽ nhận được một hệ trục có hướng đối xứng so với cơ thể hơn.Hệ trục này được gọi là hệ trục ABC và được chỉ ra trong Phụ lục A.
Hệ thống đạo trình ABC thu được từ hệ thống XYZ bằng cách căn các từ kế dọc theo các tọa độ ABC. Hình 20.7 minh họa hệ thống đạo trình ABC trong dạng đối xứng (lưỡng cực). Hệ thống đạo trình ABC cũng có thể được áp dụng một cách không đối xứng (đơn cực) bằng cách quản lý các phép đo chỉ ở mặt trước của ngực. Trong trường hợp này, các phép đo có thể được thực hiện ở gần tim hơn, do đó tỉ số SNR sẽ tăng. Tuy nhiên, chất lượng của các trường đạo trình trong trường hợp này lại giảm đi, do chúng không đều khi xuyên qua.
Hình 20.7 Hệ thống đạo trình lưỡng cực ABC.
20.3.5 Hệ thống đạo trình đơn điểm
Trong việc ứng dụng phép đo SQUID, vị trí riêng rẽ của mỗi từ kế được xem là nhược điểm chính do giá của nhiều từ kế sẽ cao hoặc làm tăng thời gian đo khi đặt chỉ 1 từ kế liên tiếp tại các điểm riêng rẽ. Trong năm 1976, Malmivuo đã giới thiệu một hệ thống đạo trình thứ 3, gọi là hệ thống đạo trình đơn điểm, có thể tránh được khó khăn của phép đo đa điểm. Trong dạng không đối xứng (đơn cực), có thể nhận ra hệ thống này với một bình đơn đựng heli lỏng bởi vì 3 cuộn dây (hoặc các hệ thống đo trường năng lượng) được đặt ở cùng 1 vị trí. Đây là một cải tiến đáng kể so với các hệ thống đạo trình XYZ và ABC (Malmivuo, 1976). Thực tế là ngoài thành phần x, các thành phần y và z của vector từ tâm cũng có thể đo được từ cùng vị trí đo thành phần x với hệ thống đạo trình XYZ, dựa trên nguyên lý sau (xem hình 20.8A):
Chia dipole từ thành 3 thành phần, , , và . Chúng ta xem 3 thành phần Hx ,Hy và Hz của cường độ từ trường H trên trục x do dipole từ này tạo ra. Từ các đường sức từ, chúng ta nhận thấy rằng thành phần x của cường độ từ trường (Hx) có cùng hướng với thành phần x của dipole từ ( ). Các thành phần y và z của cường độ từ trường song song nhưng lần lượt lại ngược hướng với my và mz . Hơn nữa, đối với , và mx ,my và mz có cùng độ lớn, biên độ của Hy và Hz bằng 1/2 biên độ của Hx . Đây là kết quả của các phương trình của cường độ từ trường tạo bởi dipole từ (theo hướng z) (xem hình 20.8B):
trong đó:
r= vector bán kính (khoảng cách)
θ= góc giữa moment (trục z) và vector bán kính(cực)
φ= góc quanh moment (trục z) (góc phương vị).
Hình 20.8 :
(A) 3 thành phần Hx, Hy, and Hz của cường độ từ trường H tạo ra bởi 3 thành phần mx, my, and mz của 1 dipole từ .
(B) Các thành phần của từ trường của 1 lưỡng cực.
Trong cách sắp xếp của hình 20.8, thành phần Hx tương ứng với Hr và 2 thành phần Hy ,Hz tương ứng với HθSubscript text của phương trình 20.3.
Nguyên lý của hệ thống đạo trình đơn điểm này có thể được xem xét một cách tương tự theo trường đạo trình. Chúng ta xét cường độ từ trường đảo gây ra bởi một dòng ngược Ir đưa tới cuộn dây của từ kế. (xem hình 20.9). Độ lớn của moment lưỡng cực đối với cuộn dây 1 vòng có thể tính được theo phương trình 20.4 (các moment lớn hơn hiển nhiên có thể được bỏ qua, nếu trường đang xét nằm ở khoảng cách tương đối xa so với bán kính a của cuộn dây):
trong đó:
(nếu có N vòng, m = Iπa2N.). Hướng của vuông góc với mặt phẳng chứa cuộn dây.
Trong hình 20.9A, hướng của cuộn dây trong từ kế là ( θ = 0° , 180° ) do đó trục của nó sẽ xuyên qua tim, mà điểm giữa của tim trùng với gốc tọa độ. Điều này phù hợp với cách sắp xếp để đo thành phần x của vector từ tim với hệ thống đạo trình XYZ. Ở đây chỉ ra cách áp dụng phương trình 20.3 để tính cường độ từ trường đảo trong phạm vi của tim.
Phương trình 20.3 một lần nữa lại cho thấy rằng từ kế đặt trên trục x nhạy cảm hơn đối với thành phần tương tự của dipole từ tim do có sự tương ứng về hướng. Kết quả đã nói ở trước chỉ nhận được khi cuộn dây ở một khoảng cách đủ lớn đến tim so với phạm vi của tim, và chúng ta có được sự xấp xỉ hợp lý là toàn bộ điểm nằm trong tim (tương đối so với gốc đặt ở cuộn dây) có r = r, θ = 0°.
Để đo thành phần y của vector từ tim, cuộn dây của từ kế phải nghiêng 90°, do đó các điểm trong tim có thể được coi như xấp xỉ có θ = 90°, 270°, như trong hình 20.9B (như đã nói ở trên, giả sử rằng khoảng cách tới tim là đủ lớn so với phạm vi của tim). Vì vậy, cường độ từ trường trong phạm vi của tim là:
Phương trình này cũng nhận được từ phương trình 20.3 dựa trên giả sử rằng bất kì điểm nào ở trong tim cũng có tọa độ (r = r, θ = 90° ). Một lần nữa lại thấy rằng từ kế nhạy cảm đối với thành phần dipole từ của tim có cùng hướng với trục của từ kế (mặc dù trong trường hợp này là hướng ngược lại). Trường hợp đo thành phần z cũng theo một cách tương tự.
Chúng ta để ý rằng cường độ của từ trường đảo ở trong trường hợp đầu (đo thành phần x) đúng bằng 2 lần cường độ trong trường hợp sau (với thành phần y và z). Hơn thế nữa, trong trường hợp đầu, từ trường đảo có cùng hướng với dipole từ của cuộn mang năng lượng đảo. Trong trường hợp thứ 2, hướng của từ trường đảo ngược với hướng của moment lưỡng cực của cuộn dây. Do đó, khi sử dụng hệ thống đạo trình đơn điểm, sẽ nhận được 2 thành phần không hướng tâm (y và z) của vector từ tim (MHV) từ vector từ trường (MFV; tín hiệu chuyển đạo từ các cuộn dây vuông góc đôi một) bằng cách nhân với hệ số -2, như đã chỉ ra trong phương trình 20.7. Hình 20.10 minh họa sự thể hiện của hệ thống đạo trình đơn điểm.
trong đó:
Hình 20.9 Sự hình thành từ trường đảo trong phạm vi của tim khi đo
(B) thành phần y của vector từ tâm với hệ thống đạo trình đơn điểm.
Trường hợp đo thành phần z tương tự với phép đo thành phần y.
Hình 20.10 Sự thể hiện của hệ thống đạo trình đơn điểm. các mũi tên để chỉ hướng của phép đo. Quả cầu tô đậm biểu thị cho quả tim.
Hệ thống đạo trình đơn điểm đã hiệu chỉnh
Eskola và Malmivuo đưa ra một phiên bản cải tiến của hệ thống đạo trình đơn điểm không đối xứng trong năm 1983 (Eskola, 1983; Eskola và Malmivuo, 1983). Các mô hình thí nghiệm đã chỉ ra rằng, trong trường hợp đo đơn cực, sẽ nhận được một kết quả chính xác hơn khi thay thế hệ số -2 trong các thành phần không hướng tâm, bằng hệ số -1 (như trong phương trình 20.8). Sự thay đổi này được giải thích bằng hiệu ứng lân cận (xem ở phần sau), ranh giới tại ngực, và cách thức mà các sự không đồng nhất nội ảnh hưởng tới các trường đạo trình trong trường hợp đo không đối xứng:
trong đó :
Các thí nghiệm mẫu này cũng đánh giá vị trí tối ưu của phép đo. Có thể thấy rằng méo của trường đạo trình là nhỏ nhất khi từ kế được đặt ở khoang liên sườn thứ 4, tại rìa xương ức, tương ứng với vị trí của V2 trong 12 đạo trình chuẩn ECG. Vị trí đo này, như đã chỉ ra trong hình 20.11, cũng rất dễ đặt.
Hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng
Như trong hệ thống đạo trình XYZ và ABC, chất lượng của các trường đạo trình của hệ thống đơn điểm có sự cải thiện đáng kể với cách sắp xếp phép đo đối xứng (lưỡng cực). Trong hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng này, các phép đo được thực hiện trên cả 2 phía của tim, ở cùng một khoảng cách tới tâm của tim, nằm trên đường thẳng song song với trục x axis, ở cùng 1 vị trí chỉ ra trong hình 20.11 đối với hệ thống đạo trình đơn điểm không đối xứng. Khi đó, các tín hiệu cho các thành phần x, y, và z được lấy trung bình với quy ước chuẩn về dấu như đã làm trong các hệ thống đạo trình đối xứng XYZ và ABC.
Trong hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng, phương trình 20.7 là hợp lý vì từ kế ở mặt trước được đặt cách xa tim hơn và bởi vì méo trong trường đạo trình này được bù ở mức độ cao do tính đối xứng (xem hình 20.16). Sự thể hiện của hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng được chỉ ra trong hình 20.12.
Hình 20.11 Vị trí đo của hệ thống đạo trình đơn điểm nằm ở khoang liên sườn thứ 4 tại rìa của xương ức (cùng vị trí với đạo trình thượng vị V2 của ECG).
Hình 20.12 Sự thể hiện của hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng.
20.4 Phân bố độ nhạy của các đạo trình MCG cơ bản
20.4.1 các mô hình tim, ngực và từ kế
Trong phần này, sự phân bố độ nhạy của 1 từ kế đơn cuộn được tính toán theo phần 12.11. Sự phân bố độ nhạy này được xét cho trường hợp đối xứng trụ. Giả sử khoảng cách trước-sau của ngực là 210 mm và bán kính của mô hình tim hình cầu là 56 mm, được chỉ ra trong hình 20.13. Tâm của quả tim nằm cách lồng ngực trước 70 mm và 140 mm so với lồng ngực sau. Ngoài ra ta giả sử rằng bán kính của cuộn dây trong từ kế là 10 mm và khoảng cách từ tâm của nó đến lồng ngực là 30 mm. Do đó, khi từ kế được đặt ở phía trước hay sau ngực thì khoảng cách tối thiểu từ tâm của cuộn dây trong từ kế đến tâm của quả tim lần lượt là 100 mm hoặc 170 mm (Malmivuo, 1976). Các số đo này phù hợp với các phép đo đơn điểm đơn cực và lưỡng cực. Trong phần này giả sử rằng từ kế không có các cuộn bù, ví dụ như từ kế không phải làmáy đo trường năng lượng (gradiometer).
-
-
-
Hình
20.13
Các
kích
thước
cho
mô
hình
ngực
và
tim,
và
các
khoảng
cách
đo
trong
phép
đo
đơn
điểm
đơn
cực
và
lưỡng
cực.
-
- (A) vị trí đo đơn cực (không đối xứng) ở mặt trước.
- (B) các vị trí đo lưỡng cực (đối xứng) ở mặt trước và mặt sau.
-
-
Hình
20.13
Các
kích
thước
cho
mô
hình
ngực
và
tim,
và
các
khoảng
cách
đo
trong
phép
đo
đơn
điểm
đơn
cực
và
lưỡng
cực.
-
20.4.2 Phép đo đơn cực
Như đã chú thích trong phần 12.11, trong trường hợp đối xứng trụ, dòng kích trường đạo trình (lead field current) có phương tiếp tuyến, và biên độ của nó độc lập với góc. Do đó, sự phân bố dòng kích trường đạo trình có thể xem như hàm của bán kính hướng tâm r từ trục đối xứng, với khoảng cách h từ từ kế là 1 tham số. Hình 20.14 minh họa sự phân bố độ nhạy bên trong phạm vi 100 mm của mô hình tim. Điều này được chỉ ra với một loạt các đường cong mô tả mật độ dòng kích trường đạo trình, là hàm của khoảng cách (hình 20.14A) và với các đường cong đẳng nhạy (isosensitivity) (hình 20.14B). Hình này cũng chỉ ra vị trí và kích thước của từ kế. Trường hợp đo này phù hợp với phép đo thành phần x của MHV sử dụng hệ thống đạo trình đơn điểm (đơn cực) không đối xứng tại phía trước ngực như đã minh họa trong hình 20.10. Hình 20.15 minh họa thông tin tương tự cho khoảng cách đo là 170 mm. Trường hợp này phù hợp với phép đo đơn cực tại phía sau của ngực.
Như
có
thể
thấy
trong
hình
20.14,
độ
nhạy
của
phép
đo
đơn
cực
tập
trung
trên
vùng
trước
của
tim.
Hiện
tượng
này
được
gọi
là
hiệu
ứng
lân
cận.
-
-
-
Hình
20.14
Sự
phân
bố
độ
nhạy
của
một
phép
đo
đơn
cực
(không
đối
xứng)
bên
trong
phạm
vi
của
mô
hình
tim
với
khoảng
cách
giữa
2
tâm
là
100
mm.
Trong
hình
cũng
minh
họa
vị
trí
và
kích
thước
của
từ
kế.
Trường
hợp
đo
này
phù
hợp
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
với
hệ
thống
đạo
trình
đơn
điểm
không
đối
xứng
ở
mặt
trước
ngực.
-
- (A) Sự phân bố độ nhạy trong phạm vi của tim. Khoảng cách tới từ kế, h, và khoảng cách tới trục r không được chỉ ra.
- (B) Các đường cong đẳng nhạy được minh họa bằng các đường đứt nét màu đen. Các đường mô tả dòng kích trường có màu xanh. Các kích thước h và r được biểu diễn trên thang
-
-
Hình
20.14
Sự
phân
bố
độ
nhạy
của
một
phép
đo
đơn
cực
(không
đối
xứng)
bên
trong
phạm
vi
của
mô
hình
tim
với
khoảng
cách
giữa
2
tâm
là
100
mm.
Trong
hình
cũng
minh
họa
vị
trí
và
kích
thước
của
từ
kế.
Trường
hợp
đo
này
phù
hợp
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
với
hệ
thống
đạo
trình
đơn
điểm
không
đối
xứng
ở
mặt
trước
ngực.
-
-
-
-
Hình
20.15
Sự
phân
bố
độ
nhạy
của
một
phép
đo
đơn
cực
(không
đối
xứng)
bên
trong
phạm
vi
mô
hình
tim
với
khoảng
cách
tâm-tâm
giữa
tim
và
từ
kế
là
170
mm.
Trường
hợp
đo
này
phù
hợp
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
tại
phía
sau
của
ngực.
-
- (A) Sự phân bố độ nhạy bên trong phạm vi tim. h và r không được chỉ ra trên thang.
- (B) Các đường cong đẳng nhạy được minh họa bởi các đường đứt nét màu đen. Các dòng kích trường được biểu diễn bởi các đường liền nét màu xanh. Độ lớn của h và r được biểu diễn trên thang.
-
-
Hình
20.15
Sự
phân
bố
độ
nhạy
của
một
phép
đo
đơn
cực
(không
đối
xứng)
bên
trong
phạm
vi
mô
hình
tim
với
khoảng
cách
tâm-tâm
giữa
tim
và
từ
kế
là
170
mm.
Trường
hợp
đo
này
phù
hợp
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
tại
phía
sau
của
ngực.
-
20.4.3 Phép đo lưỡng cực
Hiệu ứng lân cận có thể được bù bằng cách sử dụng các phép đo lưỡng cực, mà ở đó 2 phép đo được thực hiện một cách đối xứng ở 2 phía đối diện của tim. Đây là trường hợp trong các hình 20.6 và 20.7, tương ứng với các hệ thống đạo trình (lưỡng cực) đối xứng XYZ và ABC. Đó cũng là trường hợp của phép đo thành phần x với hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng như đã chỉ ra trong hình 20.12.
Hình
20.16
minh
họa
sự
phân
bố
độ
nhạy
trong
phép
đo
lưỡng
cực
của
thành
phần
dọc
trục
của
từ
trường.
Bán
kính
cuộn
dây
trong
từ
kế
vẫn
là
10
mm.
Khoảng
cách
tới
từ
tâm
của
tim
tới
từ
kế
ở
cả
2
phía
là
170
mm,
bởi
vì
đây
là
khoảng
cách
tối
thiểu
trên
vùng
sau
của
ngực.
Trường
hợp
đo
này
ứng
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
trên
cả
2
phía
của
ngực
với
hệ
thống
đạo
trình
đối
xứng
XYZ
hoặc
với
hệ
thống
đạo
trình
đơn
điểm
đối
xứng
(đối
với
phép
đo
đối
xứng
của
các
thành
phần
y
và
z
trong
hệ
thống
đạo
trình
XYZ
và
cho
tất
cả
các
thành
phần
của
hệ
thống
đạo
trình
ABC,
các
khoảng
cách
đo
sẽ
phải
lớn
hơn.).
Trong
hình
này,
mật
độ
các
dòng
kích
trường
đạo
trình
của
các
phép
đo
ở
đằng
trước
và
đằng
sau
được
tính
đến.
Điều
này
tương
ứng
với
việc
tính
tổng
các
tín
hiệu
MCG
tương
ứng.
Cần
chú
ý
rằng
nhiễu
của
các
phép
đo
trên
cũng
được
tính
đến.
Do
đó,
thang
độ
nhạy
của
các
hình
20.15
và
20.16
là
thích
hợp
khi
so
sánh
với
biên
độ
các
tín
hiệu
nhưng
sẽ
là
không
thích
hợp
khi
so
sánh
với
các
tỉ
số
SNR.
Trong
phép
đo
các
thành
phần
y
và
z
của
hệ
thống
đạo
trình
đơn
vị
trí
(đơn
điểm
),
trường
hợp
này
không
có
đối
xứng
trục
do
các
trường
đo
không
có
các
thành
phần
dọc
trục.
Vì
vậy,
chúng
ta
phải
giả
sử
rằng
mô
hình
tim
là
một
khối
dẫn
hình
cầu,
được
bao
quanh
bởi
các
mô
phổi
cách
điện.
Hình
20.17
chỉ
ra
sự
phân
bố
độ
nhạy
trong
phép
đo
của
thành
phần
y.
Nó
được
chỉ
ra
trong
cả
2
mặt
phẳng
zx
và
yz.
Trong
phép
đo
thành
phần
z,
cường
độ
từ
trường
đảo
dĩ
nhiên
là
tương
tự.
Chú
ý
rằng,
như
đã
đề
cập
đến
trong
phần
20.3.5,
cường
độ
từ
trường
đảo
này
bằng
một
nửa
cường
độ
trong
phép
đo
thành
phần
x.
Do
đó
cần
phải
có
hệ
số
-2
trong
phương
trình
20.7.
Các
hình
20.16
và
20.17
minh
họa
rằng
hiệu
ứng
lân
cận
có
thể
được
bù
một
cách
rất
chính
xác
nhờ
phép
đo
lưỡng
cực
(đối
xứng).
Bởi
vì
vị
trí
phía
trước
của
cuộn
dây
trong
từ
kế
so
với
bề
mặt
phần
thân
trên
trong
phép
đo
lưỡng
cực
ở
xa
hơn
trong
phép
đo
đơn
cực,
nên
độ
nhạy
của
nó
bị
giảm
đi
so
với
độ
nhạy
của
từ
kế
mặt
sau.
Tuy
vậy
cách
sắp
xếp
đối
xứng
(lưỡng
cực)
được
khuyến
khích
bởi
vì
nó
dẫn
đến
sự
phân
bố
độ
nhạy
gần
với
lý
tưởng
hơn.
-
-
-
Hình
20.16
Sự
phân
bố
độ
nhạy
của
một
phép
đo
lưỡng
cực
(đối
xứng)
trong
phạm
vi
mô
hình
tim.
Hình
này
cũng
minh
hoạ
từ
kế
đo
ở
phía
trước.
Trường
hợp
đo
này
tương
ứng
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
dùng
hệ
thống
đạo
trình
đối
xứng
XYZ
hoặc
dùng
hệ
thống
đạo
trình
đơn
điểm
đối
xứng
với
các
phép
đo
ở
cả
2
phía
của
ngực
.
-
- A) Sự phân bố độ nhạy. Phạm vi của tim được tô màu. Các khoảng cách h và r không được biểu diễn trên hình.
- (B) Các đường đẳng nhạy được minh hoạ bởi các đường đứt nét màu đen. Các dòng kích trường được biểu diễn bởi các đường liền nét màu xanh. Các khoảng cách h và r được thể hiện trên thang.
-
-
Hình
20.16
Sự
phân
bố
độ
nhạy
của
một
phép
đo
lưỡng
cực
(đối
xứng)
trong
phạm
vi
mô
hình
tim.
Hình
này
cũng
minh
hoạ
từ
kế
đo
ở
phía
trước.
Trường
hợp
đo
này
tương
ứng
với
phép
đo
thành
phần
x
của
MHV
dùng
hệ
thống
đạo
trình
đối
xứng
XYZ
hoặc
dùng
hệ
thống
đạo
trình
đơn
điểm
đối
xứng
với
các
phép
đo
ở
cả
2
phía
của
ngực
.
-
-
-
- Hình 20.17 Sự phân bố độ nhạy trong phép đo thành phần y sử dụng hệ thống đạo trình đơn điểm đối xứng, được minh hoạ (A) trong mặt phẳng zx và (B) trong mặt phẳng yz. Các đường đẳng nhạy được biểu diễn bởi các đường đứt nét. Các dòng kích trường được biểu diễn bởi các đường liền nét.
-
20.5 SỰ HÌNH THÀNH TÍN HIỆU MCG TRONG QUÁ TRÌNH HOẠT ĐỘNG ĐIỆN CỦA TIM
Như đã chỉ ra trong các phần trước, nguồn tạo tín hiệu MCG chính là sự hoạt động điện của cơ tim. Sự hình thành tín hiệu MCG từ quá trình hoạt động ở mặt trước quả tim có thể được minh họa một cách tương tự nhờ sự trợ giúp của các trường đạo trình MCG, như trong phần 15.2 đối với tín hiệu ECG nhờ các trường đạo trình ECG.
Trong
hình
20.18,
sự
hình
thành
của
tín
hiệu
MCG
trong
các
đạo
trình
x
và
z
đã
được
vẽ
phác.
Minh
họa
này
chỉ
là
tương
đối,
mục
đích
của
nó
là
đưa
đến
cho
ta
ấn
tượng
về
nguyên
lý
tạo
ra
tín
hiệu.
Xét
cho
thành
phần
x,
chúng
ta
giả
sử
rằng
do
hiệu
ứng
lân
cận
có
ảnh
hưởng
mạnh
nên
tín
hiệu
tạo
ra
chủ
yếu
từ
sự
hoạt
động
của
mặt
trước
quả
tim.
Xét
cho
thành
phần
z,
chúng
ta
đã
biết
rằng,
trong
các
phép
đo
MCG
đơn
điểm
không
đối
xứng,
đường
có
độ
nhạy
bằng
không
nằm
ở
mặt
sau
của
tim.
Bởi
vì
độ
nhạy
tỉ
lệ
với
khoảng
cách
từ
đường
này
nên
mặt
trước
của
tim
lại
chiếm
phần
đóng
góp
trội
hơn.
-
-
- Hình 20.18: Giản đồ minh họa của quá trình tạo thành phần x của tín hiệu MCG
-
20.6 MỐI QUAN HỆ ECG-MCG
Về mặt lý thuyết, mối quan hệ giữa ECG và MCG thông thường đã được nói đến trong các phần 12.9 và 12.10. Trong phần dưới đây, chúng ta sẽ khảo sát mối quan hệ này bằng các phép đo tín hiệu thật. Hình 20.19 minh họa vector điện tim trung bình của 1 người đàn ông 30 tuổi, khỏe mạnh, được ghi lại với hệ thống đạo trình Frank. Vector từ tim trung bình cũng của người đó, được ghi lại với hệ thống đạo trình đơn điểm đã hiệu chỉnh, được minh họa trong hình 20.20 (theo Nousiainen, Lekkala, và Malmivuo, 1986; Nousiainen, 1991).
Từ
các
hình
20.19
và
20.20,
chúng
ta
có
thể
thấy
rằng
tại
đỉnh
của
đoạn
sóng
QRS,
các
vector
điện
tim
và
từ
tim
gần
như
tạo
với
nhau
góc
90°.
Điều
này
cũng
có
thể
dự
đoán
được
theo
lý
thuyết
(theo
Wikswo
và
các
cộng
sự,
1979).
Nếu
góc
luôn
chính
xác
đạt
90o,
thì
cũng
không
còn
thông
tin
gì
mới
có
thể
nhận
được
trong
MCG.
Tuy
nhiên,
người
ta
đã
nhận
thấy
góc
này
thay
đổi
đáng
kể
trong
suốt
giai
đoạn
sóng
QRS,
từ
bệnh
nhân
tới
bệnh
nhân
lẫn
trong
các
sự
rối
loạn
khác
nhau
của
tim.
Hình
20.21
chỉ
cho
ta
thấy
sự
thay
đổi
của
góc
này
theo
thời
gian,
và
là
trị
trung
bình
của
17
người
bình
thường.
Mũi
tên
chỉ
ra
thời
điểm
đạt
cực
đại
của
đoạn
sóng
QRS
(Nousiainen,
Lekkala,
và
Malmivuo,
1986;
Nousiainen,
1991).
Không
chỉ
góc
giữa
vector
điện
tim
(EHV)
và
từ
tim
(MHV)
thay
đổi
trong
giai
đoạn
QRS
mà
cả
tỉ
số
biên
độ
giữa
chúng
cũng
thay
đổi.
hình
20.22
sẽ
minh
họa
cho
chúng
ta
thấy
điều
này.
Chúng
ta
có
thể
nhìn
thấy
3
đỉnh
trong
đường
cong
biên
độ
MHV,
được
đặt
tên
là
M1,
M2,
M3.
Chúng
ta
đã
đề
cập
trong
phần
18.3,
đỉnh
M1
được
tạo
nên
bởi
lực
hướng
tâm,
M2
tạo
bởi
lực
hướng
tâm
và
lực
tiếp
tuyến,
còn
M3
chủ
yếu
được
tạo
nên
bởi
các
lực
tiếp
tuyến.
như
đã
chỉ
ra
trong
các
phần
trước,
trong
trường
hợp
lý
tưởng,
đạo
trình
điện
nhạy
cảm
với
các
lực
hướng
tâm
như
với
các
lực
tiếp
tuyến,
nhưng
đạo
trình
từ
lại
chỉ
nhạy
với
các
lực
tiếp
tuyến.
Hình
20.22
minh
họa
một
cách
rõ
ràng
bằng
cách
nào
mà
phép
đo
điện,
nhạy
cảm
hơn
với
các
lực
điện
hướng
tâm,
lại
có
thể
xác
định
được
đỉnh
M1
với
một
độ
nhạy
tương
đối
cao
hơn.
Đỉnh
M3,
tạo
nên
chủ
yếu
bởi
các
lực
điện
tiếp
tuyến,
được
nhận
biết
hoàn
toàn
riêng
biệt
trong
phép
đo.
Tuy
nhiên,
tại
thời
điểm
bắt
đầu
của
đỉnh
này,
tín
hiệu
điện
lại
lớn
hơn.
Nguyên
nhân
của
vấn
đề
này
vẫn
chưa
được
làm
rõ.
-
-
- Hình 20.19: EHV trung bình của 1 người đàn ông 30 tuổi khỏe mạnh, ghi lại với hệ thống đạo trình Frank.
-
-
-
- Hình 20.20: MHV trung bình của người đàn ông đó, ghi lại với hệ thống đạo trình đơn điểm đã hiệu chỉnh.
-
-
-
- Hình 20.21 Góc tức thời giữa EHV và MHV trong khoảng thời gian đã chuẩn hoá của đoạn sóng QRS. Mũi tên chỉ ra giá trị cực đại của MHV. Đường cong là giá trị trung bình trên toàn bộ đoạn sóng QRS của 17 đối tượng.
-
-
-
- Hình 20.22 Các đồ thị tức thời của đường cong biên độ của EHV (đường màu xanh) và của MHV trong đoạn sóng QRS .
-
20.7 ỨNG DỤNG LÂM SÀNG CỦA TỪ TÂM ĐỒ
20.7.1 Các ưu điểm của từ tâm đồ
Chúng ta biết rằng, hoạt động điện sinh học trong quả tim là nguyên nhân tạo ra 1 nguồn dòng, với mật độ i(x,y,z,t). Như đã nói, cả điện trường lẫn từ trường đều được hình thành bởi cùng nguồn này, và ngược lại, chúng tạo ra các hiện tượng điện sinh lý học: sự khử cực và sự tái cực của các tế bào cơ tim.
Một
câu
hỏi
logic
được
đặt
ra
ở
đây
là
liệu
có
bất
kì
thông
tin
mới
nào
có
thể
nhận
được
từ
phép
đo
từ
trường
mà
bằng
phép
đo
điện
trường
chúng
ta
không
có
được?
Khi
câu
hỏi
này
xuất
hiện,
với
những
cơ
sở
lý
thuyết
đã
biết,
đó
là
điện
trường
và
từ
trường
không
hoàn
toàn
độc
lập
với
nhau,
các
nguyên
nhân
khác
là
nguyên
lý
cho
việc
sử
dụng
MCG.
Chúng
có
thể
được
chia
theo
các
đặc
điểm
lý
thuyết
và
kỹ
thuật.
Các
đặc
điểm
lý
thuyết
dựa
trên
các
đặc
tính
phổ
biến
của
từ
trường
sinh
học,
còn
các
đặc
điểm
kỹ
thuật
dựa
trên
các
đặc
điểm
của
sự
trang
bị
dụng
cụ.
Chúng
sẽ
được
đề
cập
đến
trong
phần
dưới
đây.
Các
ưu
điểm
về
mặt
lý
thuyết
Đầu
tiên,
bản
chất
của
các
trường
đạo
trình
của
điện
và
từ
tương
đối
khác
nhau,
nhưng
đã
được
mô
tả
trong
phần
12.9.
Nói
chính
xác,
đạo
trình
từ
lý
tưởng
chỉ
nhạy
cảm
với
các
thành
phần
tiếp
tuyến
của
các
nguồn
kích
hoạt
và
do
đó,
nó
có
đáp
ứng
đặc
biệt
đối
với
những
bất
thường
trong
sự
kích
hoạt
(bởi
vì
các
nguồn
kích
hoạt
bình
thường
chủ
yếu
là
thành
phần
hướng
tâm).
Hơn
nữa,
các
thành
phần
tiếp
tuyến
bị
suy
giảm
trong
ECG
do
hiệu
ứng
Brody.
Một
nhân
tố
khác
là
tỉ
số
SNR
đối
với
quá
trình
ghi
nhận
điện
và
từ
bị
ảnh
hưởng
bởi
các
yếu
tố
khác,
vì
thế
sẽ
có
ưu
điểm
về
mặt
thực
tế
trong
việc
sử
dụng
cái
này
so
với
cái
khác,
mặc
dù
có
sự
tương
đồng
về
mặt
phương
pháp
giữa
chúng.
Hai
là,
độ
từ
thẩm
của
mô
chính
là
độ
từ
thẩm
của
không
gian
tự
do.
Do
đó,
độ
nhạy
của
MCG
không
bị
ảnh
hưởng
bởi
điện
trở
suất
cao
của
mô
phổi.
Chính
vì
điều
này,
chúng
ta
có
thể
ghi
lại
độ
hoạt
động
điện
của
mặt
sau
quả
tim
nhờ
MCG
từ
phía
sau
của
vùng
ngực.
Điều
đó
khó
có
thể
thực
hiện
được
bằng
các
điện
cực
ECG
đặt
bên
ngoài,
nhưng
lại
có
thể
được
với
một
điện
cực
đặt
trong
thực
quản,
tuy
nhiên
nó
lại
bất
tiện
cho
bệnh
nhân.
Một
ứng
dụng
quan
trọng
khác
của
đặc
điểm
nổi
bật
này
đó
là
ghi
MCG
cho
thai.
Trong
giai
đoạn
nhất
định
của
quá
trình
mang
thai,
chúng
ta
gặp
khó
khăn
rất
lớn
trong
việc
ghi
ECG
thai
do
lớp
mỡ
cách
điện
trong
bào
thai.
Các
ưu
điểm
về
kỹ
thuật
Ưu
điểm
đầu
tiên
đó
là
một
sự
khác
biệt
quan
trọng,
bộ
dò
từ
không
tiếp
xúc
với
đối
tượng.
Có
một
lợi
thế
đó
là
không
cần
có
quá
trình
chuẩn
bị
bề
mặt
da
và
gắn
điện
cực
nữa.
(trong
trường
hợp
người
bệnh
bị
bỏng
da
thì
đây
đúng
là
một
ưu
thế
mấu
chốt)
Thứ 2, đó là từ kế SQUID (Superconducting QUantum Interference Device- thiết bị can nhiễu lượng tử siêu dẫn) luôn có khả năng đo các tín hiệu một chiều. Chúng xuất hiện với sự lên xuống của đoạn S-T trong nhồi máu cơ tim. (Cohen et al., 1971; Cohen and Kaufman, 1975). Những tín hiệu như vậy gây ra những khó khăn lớn để có thể đo được về mặt điện. Mặc dù giá trị lâm sàng của chúng đã được chứng minh, nhưng cũng cần lưu ý rằng do những khó khăn vấp phải trong việc thực hiện phép đo điện nên có ít sự khảo sát đối với các điện thế một chiều.
20.7.2 Những nhược điểm của MCG
Có nhiều nguyên nhân dẫn đến việc ECG được sử dụng phổ biến hơn MCG. Một nguyên nhân quan trọng đó là tính dễ ứng dụng. lấy ví dụ, nếu chỉ quan tâm đến nhịp tim thì ECG thể hiện đơn giản hơn nhiều. Nguyên nhân nữa đó là việc đo MCG tại thời điểm hiện tại gặp nhiều rắc rối về mặt công nghệ và đòi hỏi thiết bị phức tạp và đắt tiền. Cụ thể, thiết bị này gồm có một từ kế SQUID, heli lỏng và một môi trường ít nhiễu. Nhờ sự phát triển của công nghệ thiết bị SQUID, hiện nay đã không còn cần một căn phòng được cách ly với bên ngoài trong MCG (trong tương lai gần, sẽ có thể thao tác các thiết bị SQUID ở nhiệt độ của nitơ lỏng, nhờ đó chi phí hoạt động sẽ giảm đi đáng kể).
20.7.3 Ứng dụng lâm sàng
Ứng dụng lâm sàng của MCG có thể dựa trên lý thuyết (điện từ trường sinh học) hoặc các đặc điểm kĩ thuật của phương pháp đo. Những lợi ích về mặt kĩ thuật chính của MCG được đề cập trong phần 20.2.1. Các điểm nổi bật về mặt lý thuyết gồm có sự phân bố độ nhạy khác biệt của MCG đối với các nguồn điện sinh học của tim.
Một
số
nghiên
cứu
về
chất
lượng
chẩn
đoán
của
MCG
đã
được
công
bố.
Để
có
cái
nhìn
tổng
quan
về
các
nghiên
cứu
trên,
có
thể
tìm
đọc
bài
viết
của
Siltanen
(1989).
Cơ
thể
những
người
bệnh
với
các
nhóm
bệnh
tim
đã
được
khảo
sát
bằng
ECG,
bao
gồm
nhồi
máu,
phình
đại
và
hụt
dẫn.
Trong
hầu
hết
các
nghiên
cứu,
MCG
thu
được
với
phương
pháp
ánh
xạ
bằng
cách
chỉ
ghi
lại
các
thành
phần
x
của
cường
độ
từ
trường
của
tim
tại
một
vài
điểm
ghi
ở
phía
trên
ngực
mà
không
cần
sử
dụng
bản
chất
vector
của
cường
độ
từ
trường
(Cohen
và
McCaughan,
1972;
Saarinen
và
các
cộng
sự,
1978).
Ngoài
ra
cũng
có
nhiều
báo
cáo
liên
quan
đến
việc
ghi
lại
cả
ba
thành
phần
của
trường
vector
từ
của
tim
với
phương
pháp
ánh
xạ
này
(Cohen
và
Chandler,
1969;
Rosen
và
Inouye,
1975;
Seppänen
và
các
cộng
sự,
1983;
Shirae,
Furukawa,
và
Katayama,
1988;
Sakauchi
và
các
cộng
sự,
1989).
Trong
phương
pháp
ánh
xạ,
số
lượng
điểm
đo
thường
là
30-40.
Nếu
tín
hiệu
được
ghi
với
từ
kế
đơn
kênh
(như
vẫn
thường
được
thực
hiện
do
có
kích
thước
của
lưới
đo
lớn)
và
giả
sử
chúng
ta
có
1’
dành
cho
việc
định
vị
từ
kế,
thêm
1’
nữa
cho
việc
thu
thập
dữ
liệu
thì
dẫn
tới
thời
gian
ghi
tổng
cộng
cho
mỗi
bệnh
nhân
sẽ
mất
hơn
1h.
Bằng
cách
sử
dụng
phương
pháp
ánh
xạ
cho
những
bất
thường
liên
quan
đến
tim,
chất
lượng
chẩn
đoán
của
MCG,
xét
trung
bình,
cũng
giống
với
ECG.
Ở
đây,
chúng
tôi
tổng
kết
một
cách
ngắn
gọn
kết
quả
thu
được
của
một
nghiên
cứu,
được
thực
hiện
tại
Học
viện
Ragnar
Granit
với
sự
hợp
tác
của
Bệnh
viện
Đại
học
Tampere,
là
nơi
nghiên
cứu
chất
lượng
chẩn
đoán
MCG
sử
dụng
hệ
thống
đạo
trình
đơn
điểm
(Oja,
1993).
Có
tổng
cộng
526
đối
tượng
được
lựa
chọn,
trong
đó
có
290
người
khỏe
mạnh
và
236
người
có
các
rối
loạn
hoạt
động
tim,
bao
gồm
các
chứng
nhồi
máu
cơ
tim,
phình
đại
tâm
thất
trái,
hụt
dẫn
tâm
thất
và
hội
chứng
Wolf-Parkinson-White.
Phép
phân
tích
thống
kê
biệt
số
tuyến
tính
bậc
thang
đã
được
dùng
để
đánh
giá
chất
lượng
chẩn
đoán
của
VECG
(sử
dụng
hệ
thống
đạo
trình
Frank)
và
VMCG
được
thực
hiện.
Sự
sai
khác
của
VMCG
trong
các
đối
tượng
bình
thường
và
ảnh
hưởng
của
thể
chất
được
nghiên
cứu
đầu
tiên
bởi
Nousiainen
và
các
cộng
sự
(Nousiainen,
1991;
Nousiainen,
Oja,
và
Malmivuo,
1994ab).
Và
kết
quả
của
nghiên
cứu
này
đã
hình
thành
nên
cơ
sở
cho
việc
đánh
giá
kết
quả
của
quá
trình
chẩn
đoán
của
VMCG.
Chất
lượng
chẩn
đoán
của
VECG
và
VMCG
lần
đầu
tiên
được
so
sánh
về
khả
năng
phân
biệt
giữa
5
nhóm,
gồm
(1)
các
đối
tượng
khỏe
mạnh;
và
các
bệnh
nhân
với
(2)
chứng
nhồi
máu
cơ
tim
vách
trước,
(3)
nhồi
máu
cơ
tim
dưới,
(4)
nhồi
máu
cơ
tim
bên,
và
(5)
chứng
phì
đại
tâm
thất
trái.
Khi
sử
dụng
VECG,
các
kết
quả
nhận
được
là
tối
ưu
khi
tổng
cộng
30
thông
số
từ
vector
QRS
và
đoạn
ST-T
được
sử
dụng.
Trong
VMCG,
các
kết
quả
tối
ưu
nhận
được
với
việc
sử
dụng
11
thông
số
từ
vector
QRS
và
2
từ
đoạn
ST-T.
Trong
những
điều
kiện
như
trên,
độ
nhạy
(ví
dụ
như
phần
trăm
phân
loại
chính
xác)
của
VECG
và
VMCG
là
như
nhau,
bằng
73.7%.
Chúng
ta
có
thể
tăng
tốc
độ
phân
loại
5
nhóm
đã
nói
ở
trên
một
cách
đáng
kể
khi
chọn
1
phần
trong
30
thông
số
từ
ECG
và
phần
còn
lại
từ
MCG.
Với
sự
kết
hợp
này,
tốc
độ
phân
loại
chính
xác
lên
tới
81.4%.
Sự
cải
thiện
chất
lượng
chẩn
đoán
này
dựa
trên
cơ
sở
thực
tế
là
các
đạo
trình
MCG
độc
lập
với
các
đạo
trình
ECG.
Do
đó,
mặc
dù
ECG
và
MCG
đều
có
cùng
chất
lượng
chẩn
đoán
và
số
lượng
bệnh
nhân
được
chẩn
đoán
chính
xác
là
như
nhau,
nhưng
những
nhóm
phân
loại
lại
không
giống
nhau.
Bằng
việc
kết
hợp
ECG
và
MCG,
được
gọi
là
EMCG
(electromagnetocardiogram-điện
từ
tâm
đồ),
chúng
ta
có
thể
kết
hợp
các
nhóm
bệnh
nhân
được
chẩn
đoán
đúng,
như
minh
họa
trong
hình
20.23.
Trên
cơ
sở
của
nghiên
cứu
này
và
các
bài
viết
về
những
nghiên
cứu
khác
hiện
có,
chúng
ta
có
thể
rút
ra
những
kết
luận
liên
quan
đến
chất
lượng
chẩn
đoán
của
MCG
như
sau:
1.
mặc
dù
phép
đo
MCG
đơn
điểm
chỉ
thực
hiện
ở
một
vị
trí
duy
nhất,
so
với
30-40
điểm
đo
trong
phương
pháp
ánh
xạ,
chất
lượng
của
phương
pháp
này
ít
nhất
cũng
tốt
như
chất
lượng
của
hệ
thống
ánh
xạ.
2.
không
có
chênh
lệch
nào
đáng
kể
giữa
chất
lượng
chẩn
đoán
của
MCG
khi
so
sánh
với
ECG
của
Frank.
3.
các
cách
phân
loại
chẩn
đoán
của
ECG
và
MCG
không
giống
nhau.
(nghĩa
là
các
đối
tượng
cá
thể
được
phân
loại
trong
từng
nhóm
không
hề
như
nhau
ở
cả
2
phương
pháp
mặc
dù
số
lượng
các
bệnh
nhân
được
chẩn
đoán
đúng
là
bằng
nhau.)
4.
chất
lượng
chẩn
đoán
của
EMCG
tốt
hơn
ECG
hoặc
MCG
riêng
lẻ,
mặc
dù
EMCG
sử
dụng
cùng
một
số
lượng
các
thông
số
như
trong
ECG
hoặc
MCG.
Trong
điều
kiện
tốt
nhất,
EMCG,
bằng
cách
kết
hợp
dữ
liệu
điện
và
từ,
có
thể
giảm
số
lượng
bệnh
nhân
bị
phân
loại
sai
xuống
còn
khoảng
một
nửa.
20.7.4 Cơ sở cho việc tăng chất lượng chẩn đoán bằng phép đo từ sinh học
Ý tưởng cơ bản đằng sau việc tăng chất lượng chẩn đoán khi áp dụng phép ghi điện từ tâm đồ (mục 4 ở trên) là nền tảng của việc ứng dụng các phương pháp từ sinh học cho chẩn đoán lâm sàng nói chung và được nói rõ hơn ở phần dưới đây.
Nếu
các
đạo
trình
MCG
là
sự
kết
hợp
tuyến
tính
của
các
đạo
trình
ECG
(như
trường
hợp
trong
hình
20.3),
thì
các
nhóm
bệnh
nhân
được
chẩn
đoán
đúng
phải
là
như
nhau
trong
cả
2
lần
kiểm
tra.
Như
trường
hợp
được
minh
họa
bởi
Willems
và
Lesaffre
(1987),
những
người
đã
chỉ
ra
rằng
ECG
12
đạo
trình
và
VCG
Frank
có
cùng
chất
lượng
chẩn
đoán.
Việc
kết
hợp
những
hệ
thống
đạo
trình
này
không
làm
tăng
chất
lượng
chẩn
đoán.
Điều
đó
là
tất
nhiên,
bởi
vì
một
trong
số
những
hệ
thống
đạo
trình
này
là
một
sự
tổ
hợp
tuyến
tính
của
hệ
thống
khác.
Nhưng,
theo
như
lý
thuyết
của
Helmholtz
chỉ
ra,
các
đạo
trình
ECG
và
MCG
là
độc
lập
về
mặt
toán
học.
Do
đó,
các
cơ
thể
người
bệnh
được
chẩn
đoán
đúng
với
cả
2
phương
pháp
có
số
lượng
như
nhau,
nhưng
không
giống
nhau.
Bởi
vậy
với
sự
kết
hợp
của
các
tín
hiệu
ECG
và
MCG,
chúng
ta
có
thể
liên
kết
các
nhóm
bệnh
nhân
được
chẩn
đoán
đúng
và
tăng
được
chất
lượng
chẩn
đoán
mà
thậm
chí
không
cần
tăng
số
lượng
các
thông
số
trong
quá
trình
chẩn
đoán.
Điều
này
là
kết
quả
của
một
thực
tế,
đó
là
trong
phương
pháp
kết
hợp,
chúng
ta
có
3
+
3
=
6
đạo
trình
độc
lập
nếu
cả
ECG
và
MCG
đều
dựa
trên
mô
hình
lưỡng
cực.
Nguyên
lý
này
được
minh
họa
trong
hình
20.23,
trong
đó
toàn
bộ
dân
số
được
biểu
thị
bởi
vòng
tròn
lớn.
giả
sử
rằng
các
bệnh
nhân
chẩn
đoán
đúng
với
ECG
có
thể
được
biểu
thị
bằng
1
vòng
tròn
nhỏ
hơn
ở
bên
trong,
và
những
người
được
chẩn
đoán
đúng
với
MCG
có
thể
được
biểu
thị
bằng
1
vòng
tròn
tương
tự.
Nếu
các
hệ
thống
ECG
và
MCG
có
số
lượng
các
phép
đo
độc
lập
bằng
nhau
(ví
dụ,
cả
2
đều
dựa
trên
mô
hình
lưỡng
cực),
chất
lượng
chẩn
đoán
của
chúng
là
tương
đương
nhau,
và
do
đó
diện
tích
của
các
vòng
tròn
biểu
thị
cho
số
bệnh
nhân
được
chẩn
đoán
đúng
với
từng
hệ
thống
là
như
nhau.
Bởi
vì
chúng
ta
không
biết
những
bệnh
nhân
nào
được
chẩn
đoán
đúng
với
ECG
mà
lại
bị
sai
với
MCG,
hoặc
ngược
lại,
với
từng
hệ
thống
chẩn
đoán
riêng
rẽ
dùng
ECG
và
MCG,
chúng
ta
không
thể
tăng
chất
lượng
chẩn
đoán
tổng
cộng.
(nếu
chúng
ta
có
thể
biết
những
bệnh
nhân
nào
được
chẩn
đoán
đúng,
bệnh
nhân
nào
bị
chẩn
đoán
sai,
thì
chất
lượng
chẩn
đoán
dĩ
nhiên
sẽ
là
100%!).
Chất
lượng
chẩn
đoán
tổng
cộng
chỉ
có
thể
tăng
lên
nếu
quá
trình
chẩn
đoán
bao
gồm
cả
tín
hiệu
điện
và
từ
trong
việc
hình
thành
phép
đo
điện
từ
tâm
đồ
(EMCG).
Chất
lượng
chẩn
đoán
của
hệ
thống
kết
hợp
do
đó
sẽ
là
vùng
được
bao
bởi
cả
2
vòng
tròn
ECG
và
MCG.
Đây
là
nguyên
lý
cơ
bản
đằng
sau
việc
tăng
chất
lượng
chẩn
đoán,
đạt
được
với
một
phương
pháp
từ
sinh
học
cộng
với
chất
lượng
của
một
phương
pháp
điện
sinh
học.
Nguyên
lý
này
không
những
chỉ
có
thể
ứng
dụng
với
phép
đo
từ
tâm
đồ
mà
còn
có
thể
được
ứng
dụng
với
phép
đo
từ
não
đồ
và
cả
trong
những
lĩnh
vực
khác
liên
quan
đến
từ
sinh
học.
-
-
-
Hình
20.23
Minh
hoạ
nguyên
lý
tăng
chất
lượng
chẩn
đoán
bằng
việc
sử
dụng
các
phép
đo
từ
sinh
học.
-
- (A) Nếu các phương pháp điện và từ (ECG và MCG) dựa trên các mô hình nguồn có cùng số lượng biến độc lập, thì số bệnh nhân được chẩn đoán đúng là bằng nhau trong cả 2 phương pháp. Sự phân bố độ nhạy của các hệ thống đó càng chênh lệch thì sự sai khác về số lượng bệnh nhân được chẩn đoán đúng càng lớn. Vì chúng ta không biết bệnh nhân nào được chẩn đoán đúng với từng phương pháp nên chất lượng chẩn đoán tổng cộng không thể tăng lên bằng cách sử dụng riêng rẽ 2 phương pháp.
- (B) Nếu quá trình chẩn đoán dựa trên sự kết hợp dữ liệu về cả mặt điện và từ (EMCG), số bệnh nhân được chẩn đoán đúng sẽ tăng lên, vùng được bao bởi cả 2 phương pháp.
-
-
Hình
20.23
Minh
hoạ
nguyên
lý
tăng
chất
lượng
chẩn
đoán
bằng
việc
sử
dụng
các
phép
đo
từ
sinh
học.
-
20.7.5 Những kết luận tổng quát về phép đo từ tâm đồ
Dựa trên cơ sở lý thuyết về điện từ trường sinh học và những bài viết hiện nay trong lĩnh vực nghiên cứu MCG, chúng ta có thể đưa ra những kết luận tổng quát sau về ứng dụng của phép đo từ não đồ (Malmivuo, 1976):
1.
MCG
đo
đặc
tính
hoạt
động
điện
của
cơ
tim.
Do
đó,
trên
nền
tảng
về
mặt
giá
cả,
nếu
chỉ
sử
dụng
1
trong
2
phương
pháp
trên
khi
các
quá
trình
ghi
dữ
liệu
mặt
điện
hoàn
thành,
ECG
có
thể
được
sử
dụng,
trừ
khi
có
những
nguyên
nhân
kĩ
thuật
phải
chọn
MCG
(ví
dụ,
với
những
bệnh
nhân
bị
bỏng
da,
ghi
các
trường
DC...).
2.
ECG
đo
trường
điện
thế,
là
một
trường
vô
hướng.
Do
đó,
một
phép
đo
tại
một
điểm
đo
là
đủ.
MCG
đo
từ
trường,
là
trường
vector.
Do
đó,
các
phép
đo
MCG
phải
mô
tả
được
1
vector,
cần
3
phép
đo
trực
giao
tại
từng
điểm
đo
để
thu
được
toàn
bộ
thông
tin
có
thể
có
(Malmivuo,
1976;
Oostendorp,
van
Oosterom,
và
Huiskamp,
1992).
3.
Trong
MCG,
chúng
ta
quan
tâm
đến
hoạt
động
điện
trong
toàn
bộ
cơ
tim
chứ
không
chỉ
ở
trên
bề
mặt.
Do
đó,
để
bù
lại
hiệu
ứng
lân
cận,
các
phép
đo
MCG
cần
thực
hiện
một
cách
đối
xứng,
ở
cả
đằng
trước
và
đằng
sau
của
ngực.
Thật
ra,
phép
đo
MCG
từ
phía
sau
làm
tăng
lượng
thông
tin
thu
được
ở
phía
sau
của
tim,
mà
ở
đó
độ
nhạy
của
toàn
bộ
đạo
trình
ECG
thấp
do
hiệu
ứng
cách
ly
của
phổi.
(Như
đã
chú
ý
trong
các
phần
trước,
trong
phép
đo
MEG,
chúng
ta
chủ
yếu
quan
tâm
đến
hoạt
động
điện
trên
vỏ
não.
Do
đó,
phép
đo
đơn
cực
thích
hợp
trong
việc
đo
MEG
hơn.)
4.
Trên
cơ
sở
các
bài
viết
hiện
nay
về
MCG,
phép
đo
đơn
điểm
không
đối
xứng
có
vẻ
có
cùng
chất
lượng
chẩn
đoán
với
phương
pháp
ánh
xạ
thành
phần
x
của
từ
trường
tại
phần
phía
trước
của
ngực.
5.
Sự
kết
hợp
giữa
các
phép
đo
điện
và
từ
(ví
dụ,
ECG
và
MCG)
đưa
tới
chất
lượng
chẩn
đoán
tốt
hơn
từng
phương
pháp
đo
riêng
rẽ
với
cùng
số
lượng
thông
số
chẩn
đoán,
bởi
vì
số
các
phép
đo
độc
lập
tăng
gấp
đôi.
SÁCH THAM KHẢO
Baule GM, McFee R (1963): Detection of the magnetic field of the heart. Am. Heart J. 66:(7) 95-6. Baule GM, McFee R (1970): The magnetic heart vector. Am. Heart J. 79:(2) 223-36. Cohen D, Chandler L (1969): Measurements and simplified interpretation of magnetocardiograms from humans. Circulation 39: 395-402. Cohen D, Kaufman LA (1975): Magnetic determination of the relationship between the S-T segment shift and the injury current produced by coronary artery occlusion. Circ. Res. 36: 414. Cohen D, McCaughan D (1972): Magnetocardiograms and their variation over the chest in normal subjects. Am. J. Cardiol. 29:(5) 678-85. Cohen D, Norman JC, Molokhia F, Hood W (1971): Magnetocardiography of direct currents: S-T segment and baseline shifts during experimental myocardial infarction. Science 172:(6) 1329-33. Eskola H (1983): On the properties of vector magnetocardiographic leads. Tampere Univ. Tech., Tampere, Finland, Thesis, pp. 154. (Dr. tech. thesis) Eskola HJ, Malmivuo JA (1983): Optimizing vector magnetocardiographic lead fields by using physical torso model. Il Nuvo Cim. 2:(2) 356-67. Gulrajani RM, Savard P, Roberge FA (1988): The inverse problem in electrocardiography: Solution in terms of equivalent sources. CRC Crit. Rev. Biomed. Eng. 16: 171-214. Karp P (1981): Cardiomagnetism. In Biomagnetism, Proc. Third Internat. Workshop On Biomagnetism, Berlin (West), May 1980, ed. SN Erné, H-D Hahlbohm, H Lübbig, pp. 219-58, Walter de Gruyter, Berlin. Malmivuo JA (1976): On the detection of the magnetic heart vector - An application of the reciprocity theorem. Helsinki Univ. Tech., Acta Polytechn. Scand., El. Eng. Series. Vol. 39., pp. 112. (Dr. tech. thesis) Malmivuo JA (1980): Distribution of MEG detector sensitivity: An application of reciprocity. Med. & Biol. Eng. & Comput. 18:(3) 365-70. Malmivuo JA (1981): Properties of an ideal MCG-recording system. In Biomagnetism. Proc. Third Internat. Workshop On Biomagnetism, Berlin (West), May 1980, ed. SN Erné, H-D Hahlbohm, H Lübbig, pp. 343-9, Walter de Gruyter, Berlin. Malmivuo JA, Saarinen M, Siltanen P (1973): A clinical method in magnetocardiography. In Digest X Internat. Conf. Med. Biol. Eng, Vol. I, ed. A Albert, W Vogt, W Helbig, p. 251,, Dresden. Nenonen J, Katila T, Leiniö M, Montonen J, Mäkijärvi M, Siltanen P (1991): Magnetocardiographic functional localization using current multipole models. IEEE Trans. Biomed. Eng. 38:(7) 648-57. Nenonen J, Purcell CJ, Horácek BM, Stroink G, Katila T (1991): Magnetocardiographic functional localization using a current dipole in a realistic torso. IEEE Trans. Biomed. Eng. 38:(7) 658-64. Nousiainen JJ (1991): Behavior of the vector magnetocardiogram in normal subjects and in some abnormal cases. Tampere Univ. Tech., Tampere, Finland, Thesis, pp. 177. (Dr. tech. thesis) Nousiainen JJ, Lekkala JO, Malmivuo JA (1986): Comparative study of the normal vector magnetocardiogram and vector electrocardiogram. J. Electrocardiol. 19:(3) 275-90. Nousiainen J, Oja S, Malmivuo J (1994a): Normal vector magnetocardiogram. I. Correlation with the normal vector ECG. J. Electrocardiol. 27:(3) 221-231. Nousiainen J, Oja S, Malmivuo J (1994b): Normal vector magnetocardiogram. II. Effect of constitutional variables. J. Electrocardiol. 27:(3) 233-241. Oja OS (1993): Vector magnetocardiogram in myocardial disorders. University of Tampere, Medical Faculty, pp. 168. (MD thesis) Oostendorp TF, van Oosterom A, Huiskamp GJ (1992): The activation sequence of the heart as computed from all three magnetic field components. In Proc. Of the XIX International Congress On Electrocardiology, ., p. 132,, Lisbon. Rosen A, Inouye GT (1975): A study of the vector magnetocardiographic waveforms. IEEE Trans. Biomed. Eng. BME-22: 167-74. Rush S (1975): On the interdependence of magnetic and electric body surface recordings. IEEE Trans. Biomed. Eng. BME-22: 157-67. Saarinen M, Karp P, Katila T, Siltanen P (1978): The normal magnetocardiogram: I. Morphology. Ann. Clin. Res. 10:(S21) 1-43. Sakauchi Y, Kado H, Awano N, Kasai N, Higuchi M, Chinone K, Nakanishi M, Ohwada K, Kariyone M (1989): Measurement of cardiac magnetic field vector. In Advances in Biomagnetism, ed. SJ Williamson, M Hoke, G Stroink, M Kotani, pp. 425-8, Plenum Press, New York. Seppänen M, Katila T, Tuomisto T, Varpula T, Duret D, Karp P (1983): Measurement of the biomagnetic fields using multichannel superconducting magnetometer techniques. Il Nuvo Cim. 2 D: 166-74. Shirae K, Furukawa H, Katayama M (1988): Measurements and characteristics of vector magnetocardiography. In Biomagnetism '87, ed. K Atsumi, M Kotani, S Ueno, T Katila, SJ Williamson, pp. 294-7, Tokyo Denki University Press, Tokyo. Siltanen P (1989): Magnetocardiography. In Comprehensive Electrocardiology. Theory and Practice in Health and Disease, Vol. 2, ed. PW Macfarlane, TDV Lawrie, pp. 1405-38, Pergamon Press, New York. Stratton JA (1941): Electromagnetic Theory, McGraw-Hill, New York. Swithenby SJ (1987): Biomagnetism and the biomagnetic inverse problem. Phys. Med. Biol. MJ Day (ed.): The Biomagnetic Inverse Problem, 32:(1) 146. (Papers from a conference at the Open University, April 1986). Waller AD (1887): A demonstration on man of electromotive changes accompanying the heart's beat. J. Physiol. (Lond.) 8: 229-34. Wikswo JP, Malmivuo JA, Barry WM, Leifer M, Fairbank WM (1979): The theory and application of magnetocardiography. In Advances in Cardiovascular Physics, Vol. 2, ed. DN Ghista, pp. 1-67, S. Karger, Basel. Willems JL, Lesaffre E (1987): Comparison of multigroup logistic and linear discriminant ECG and VCG classification. J. Electrocardiol. 20: 83-92.
Trang trước | Từ tâm đồ | Trang tiếp |