ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ

ČESKÉ VYSOKÉ UČENÍ TECHNICKÉ Fakulta elektrotechnická Katedra elektromagnetického pole Šroubovicový aplikátor pro léčbu srdečních arytmií Bakalářská práce Vedoucí práce: Prof. Ing. Jan Vrba, CSc. Student: Praha, květen 2011

2

Anotace: Tématem této bakalářské práce je návrh, numerická simulace, optimalizace a realizace šroubovicového intrakavitárního mikrovlnného aplikátoru, určeného k léčbě srdečních arytmií mikrovlnnou ablací. Zadaná pracovní frekvence je f = 2,45GHz. Návrh šroubovicového aplikátoru vycházel z použití vhodného koaxiálního kabelu co nejmenšího průměru se zdravotně nezávadným pláštěm. Numerická simulace a optimalizace byla provedena v programu SEMCAD. Tento program byl také použit k zobrazení průběhu hodnoty činitele odrazu s 11 v závislosti na frekvenci a k zobrazení 3D distribuce SAR simulovaného aplikátoru. V práci je uveden i podrobný popis realizace navrženého šroubovicového intrakavitárního aplikátoru. Na závěr jsou uvedeny naměřené hodnoty činitele odrazu s 11 a 3D distribuce SAR realizovaných aplikátorů, měřených v agarovém fantomu. Klíčová slova šroubovicový intrakavitární aplikátor, srdeční arytmie, hypertermie, ablace, termoablace, činitel odrazu s 11, SAR výkon absorbovaný na 1kg tkáně Abstract: The topic of this work is the design, numeric simulation, optimalization and realisation of helix microwave intracavitary applicator for the purpose of treatment the cardiac arrythmia by microwave ablation. The working frequency was set on 2,45GHz. The design of helix applicator should be made of the suitable coaxial cable as thin as possible with healthy jacket material characteristics. The numeric simulation and optimalization were done in SEMCAD programme. This programme was also used for the imagining of the reflection coefficient value depending on the frequency and the imagining 3 D SAR of the simulated applicator. The work also includes the description details of the realized helix applicator. The measured values of the reflection coefficient s 11 and 3D SAR distribution measured in the agar phantom are possible to find at the end of the work. Keywords helix intracavitary applicator, cardiac arrythmia, hypertermia, ablation, termoablation, reflection coefficient s 11, SAR specific absorption rate 3

P r o h l á š e n í Prohlašuji, že jsem bakalářskou práci na téma Šroubovicový aplikátor pro léčbu srdečních arytmií vypracovala samostatně a použila k tomu literaturu, kterou uvádím v seznamu přiloženému k práci. Nemám námitky proti půjčování, zveřejnění a dalšímu využití práce, pokud s tím bude souhlasit katedra elektromagnetického pole.. podpis studenta V Praze dne 4

Poděkování Ráda bych zde poděkovala především vedoucímu bakalářské práce panu prof. Ing. Janu Vrbovi CSc. za pomoc s měřením a cenné rady poskytnuté v průběhu vypracovávání této práce. Dále za pomoc při řešení problému s programem SEMCAD doktorandovi Ing. Tomáši Vydrovi. Také bych ráda poděkovala firmě MEDICAL TECHNOLOGIES CZ A.S. se sídlem v Praze 6, Radimova 36, která mi umožnila použít při měření její mikrovlnný generátor. Jmenovitě panu Jiřímu Vyskočilovi, který mi věnoval čas, pro vysvětlení ovládání generátoru. Děkuji i své rodině za podporu nejen při vypracovávání bakalářské práce, ale i za podporu, kterou mi poskytla v průběhu studia. 5

Obsah Seznam použitých symbolů... 7 Seznam obrázků... 8 Seznam tabulek... 9 1. Úvod... 10 2. Hypertermie... 11 2.1. Vzájemné působení mezi elektromagnetickým polem a biologickou tkání... 11 2.2. Biologické účinky... 11 2.3. Hygienické normy... 11 2.4. Historie hypertermie... 13 2.5. Podstata a použití hypertermie... 13 3. Typy používaných aplikátorů... 15 4. Srdce... 17 4.1. Stavba srdce... 17 4.2. Funkce srdce... 18 4.3. Převodní systém srdeční... 19 4.4. Poruchy srdce... 20 4.5. Léčba poruch srdce ablací... 21 5. Termoablace s použitím mikrovln... 24 5.1. Princip ohřevu pomocí mikrovln... 24 5.2. Postup při termoablaci... 24 6. Šroubovicový aplikátor... 26 7. Popis návrhu šroubovicového aplikátoru... 27 7.1. Technické parametry a vlastnosti aplikátoru... 27 7.2. Popis návrhu... 28 8. Výsledky z programu SEMCAD... 34 9. Popis realizace... 39 10. Naměřené hodnoty realizovaných aplikátorů... 42 10.1. Měření činitele odrazu... 42 10.2. Měření 3D distribuce SAR... 44 11. Závěr... 48 Literatura... 49 12. Příloha... 51 6

Seznam použitých symbolů SYMBOL JEDNOTKA VÝZNAM A m délka šroubovice c m.s -1 rychlost světla C m obvod středního průměru šroubovice C λ m násobek vlnové délky pro výpočet středního průměru šroubovice d m průměr vodiče šroubovice D m střední průměr šroubovice E V.m -1 intenzita elektrického pole f Hz frekvence G S.m -1 elektrická vodivost l m délka L m délka jednoho závitu šroubovice m kg hmotnost n - počet závitů p W.m -2 hustota dopadajícího výkonu P W výkon PSV(SWR) - poměr stojatých vln S m stoupání šroubovice SAR W.kg -1 absorbovaný výkon na 1kg (Specific Absorption Rate) S λ m násobek vlnové délky pro výpočet stoupání šroubovice s 11 db činitel odrazu t s čas T C teplota V m -3 objem Z Ω impedance α - úhel stoupání šroubovice ε r - relativní permitivita λ m vlnová délka λ r m redukovaná vlnová délka σ S.m -1 měrná elektrická vodivost ρ kg.m -3 hustota tkáně 7

Seznam obrázků Obr. 2.1 Závislost oteplení tkáně na době expozice [2]... 13 Obr. 3.1 Uspořádání hypertermické soustavy [1]... 15 Obr. 4.1 Stavba srdce [3]... 18 Obr. 4.2 Převodní systém srdeční [4]... 20 Obr. 6.1 Varianty zapojení šroubovice aplikátoru [12]... 26 Obr. 7.1 Koaxiální kabel [13]... 27 Obr. 7.2 Graf uvádějící rozdílné módy dle rozměru šroubovice (průměr a stoupání) [15]... 29 Obr. 7.3 Módy vyzařování [16]... 29 Obr. 7.4 a) šroubovice, b) vztah mezi obvodem středního závitu, stoupání a délkou jednoho závitu [15]... 30 Obr. 7.5 Detail šroubovice 16mm pro návrh se 13,3 závity... 32 Obr. 7.6 Aplikátor zasunutý v modelu srdeční tkáně v programu SEMCAD... 33 Obr. 8.1 Činitel odrazu s 11 pro šroubovicový aplikátor 1... 34 Obr. 8.2 Činitel odrazu s 11 pro šroubovicový aplikátor 2... 35 Obr. 8.3 Distribuce SAR pro šroubovici 1 příčný řez... 36 Obr. 8.4 Distribuce SAR pro šroubovici 1 detail příčného řezu... 36 Obr. 8.5 Distribuce SAR pro šroubovici 1 řez vedený podél šroubovice... 37 Obr. 8.6 Distribuce SAR pro šroubovici 2 příčný řez... 37 Obr. 8.7 Distribuce SAR pro šroubovici 2 detail příčného řezu... 38 Obr. 8.8 Distribuce SAR pro šroubovici 2 řez vedený podél šroubovice... 38 Obr. 9.1 Obrázek k bodu 1... 39 Obr. 9.2 Obrázek k bodu 2... 40 Obr. 9.3 Obrázek k bodu 3... 40 Obr. 9.4 Obrázek k bodu 4... 40 Obr. 9.5 Detail použitého SMA konektoru... 41 Obr. 9.6 Realizované aplikátory... 41 Obr. 9.7 Detailní pohled na šroubovice zrealizovaných aplikátorů... 41 Obr. 10.1 Měřicí pracoviště - analyzátor Agilent Technologies E5062A... 42 Obr. 10.2 Graf činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 1v uzavřené dlani... 43 Obr. 10.3 Graf činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 1v agarovém fantomu... 43 Obr. 10.4 Graf činitele odrazu šroubovicového aplikátoru 2 umístěného v agarovém fantomu... 44 8

Obr. 10.5 a) teoretický průběh 3D distribuce SAR b) znázornění šroubovicového aplikátoru [1]... 44 Obr. 10.6 Průběh teploty v okolí šroubovicového aplikátoru [1]... 44 Obr. 10.7 Měřicí pracoviště... 45 Obr. 10.8 Mikrovlnný generátor... 45 Obr. 10.9 Detail panelu mikrovlnného generátoru WFL - IIIE... 45 Obr. 10.10 Termokamera FLIR P25 [19]... 46 Obr. 10.11 Průběh teploty fantomu snímaného termokamerou pro šroubovicový aplikátor 1... 46 Obr. 10.12 Průběh teploty fantomu snímaného termokamerou pro šroubovicový aplikátor 2... 47 Obr. 12.1 Činitel odrazu s 11 pro 18mm/13z. simulace v programu SEMCAD... 51 Obr. 12.2 Graf činitele odrazu šroubovicového aplikátoru 18mm/13z. umístěného v agarovém fantomu... 52 Obr. 12.3 Graf činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 18mm/13z. v uzavřené dlani... 52 Obr. 12.4 Činitel odrazu s 11 pro 15,5mm/14z. simulace v programu SEMCAD... 53 Obr. 12.5 Graf činitele odrazu šroubovicového aplikátoru 15,5mm/14z. umístěného v agarovém fantomu... 53 Obr. 12.6 Graf činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 18mm/13z. v uzavřené dlani... 54 Obr. 12.7 Průběh teploty fantomu snímaného termokamerou pro šroubovicový aplikátor 15,5mm/14z.... 55 Seznam tabulek Tab. 7.1 Parametry koaxiálního kabelu RG-178[12]... 27 Tab. 7.2 Provozní vlastnosti koaxiálního kabelu [12]... 27 Tab. 7.3 Závislost útlumu koaxiálního kabelu na použité frekvenci [12]... 28 Tab. 12.1 Výsledné porovnání parametrů navržených aplikátorů simulovaných v programu SEMCAD... 35 9

1. Úvod Menší nebo větší zdravotní problémy srdce snad provázejí lidstvo, co existuje. Může to být důsledek vrozených vad nebo nevhodného způsobu života jako je přetěžování, špatná životospráva a stresové situace. Jedním ze zdravotních problémů srdce je přítomnost srdeční arytmie, čili nepravidelné srdeční činnosti, která může vést až k zástavě srdce se všemi jejími důsledky pro organismus. Existuje několik druhů arytmií a tím pádem i několik způsobů jejich léčby. Méně závažné arytmie jsou léčeny podáním vhodných léků. Zpomalení srdečního rytmu se nejčastěji řeší implantací kardiostimulátoru. Některé druhy arytmií je však nutné řešit chirurgickým zákrokem. Abychom se vyhnuli přímému chirurgickému zákroku, vyžadujícímu otevření hrudníku, snaha je použít moderní metody, využívající katetrizační ablaci. Hlavním cílem této bakalářské práce je navrhnout a numericky simulovat, optimalizovat a následně realizovat šroubovicový intrakavitární mikrovlnný aplikátor. Tento aplikátor by měl být vhodný pro léčbu srdečních arytmií pomocí mikrovlnné ablace. Mikrovlnná ablace je jedním ze způsobů léčby pomocí hypertermie. 10

2. Hypertermie 2.1 Vzájemné působení mezi elektromagnetickým polem a biologickou tkání Elektromagnetické pole o vysokých kmitočtech je schopné proniknout a také se v lidském těle šířit formou elektromagnetické vlny. Biologická tkáň představuje pro elektromagnetickou vlnu ztrátové dielektrikum, proto dochází k jejímu absorbování a k přeměně elektromagnetické energie na teplo, tím však zároveň dochází ke zvýšení teploty biologické tkáně v místě ozáření. Tato teplota a tedy její prostorové rozložení závisí na několika faktorech, a to především na frekvenci a tvaru vyzařované elektromagnetické vlny, která může být rovinná, válcová, kulová popřípadě jiná. Dále teplota závisí na prostorovém rozložení biologické tkáně v ozařovaném objemu a na dielektrických a tepelných parametrech tkání v uvažované oblasti. Přičemž situace je komplikovaná sítí krevního řečiště, jež je v lidském těle rozloženo velmi nerovnoměrně. Navíc pokud se v nějaké oblasti těla zvýší teplota, organismus reaguje na toto zvýšení dodáváním většího množství krve, a tak dochází k ochlazení tohoto místa. [1] 2.2 Biologické účinky Biologické účinky dělíme na netepelné a tepelné. Netepelné účinky jde o přímé účinky elektromagnetického pole, kdy nedošlo k absorpci většího výkonu, a tedy ani ke zvýšení teploty biologické tkáně, což platí pro velmi nízké energetické úrovně. Krátké vystavení biologické tkáně netepelným účinkům se zatím neprojevuje žádnými prokázanými škodlivými účinky. Tepelné účinky v případě absorbování vyšší úrovně elektromagnetické energie dochází ke zvýšení teploty, a tedy ohřevu biologické tkáně. Tepelných účinků se právě využívá při léčbě hypertermií. Zároveň však kromě tepelných účinků působí při vysoké úrovni elektromagnetického pole i účinky netepelné, kde oddělené vyhodnocení jejich účinků je velmi obtížné. [1] 2.3 Hygienické normy Jde o normy, které určují maximální hodnoty intenzity elektrického pole nebo maximální hodnoty dopadajícího výkonu, jejichž účinkům smí být člověk vystaven, aniž by došlo k jakémukoliv ohrožení jeho zdraví. 11

SAR- Specific Absorption Rate [W/kg] Jedná se o výkon absorbovaný na 1 kg tkáně. Pomocí SARu je možno velmi přesně definovat míru expozice biologické tkáně elektromagnetickým polem. Obtížně se měří. Podle ANSI (American National Standard Institute) platí: = = = = (2.1) W elektromagnetická energie absorbovaná v biologické tkáni t čas m hmota p výkon elektromagnetické vlny, která se šíří biologickou tkání ρ hustota tkáně V objem Prostorové rozložení intenzity elektrického pole E(x,y,z) lze ve vzorci pro SAR vyjádřit takto: = (,, ) (2.2) σ měrná elektrická vodivost uvažované tkáně Hygienická norma pro ochranu lidí před ozářením elektromagnetickým polem slouží zejména k rozlišení situace, kdy účinky elektromagnetického pole nejsou nebezpečné, a kdy naopak není možné vyloučit vliv nepříznivých účinků. Hygienická norma dle ANSI a norma Evropské unie V USA je stanovena hranice bezpečné absorpce elektromagnetické energie v biologické tkáni na úroveň SAR= 4W/kg. Pokud je tato hranice překročena, dochází ke zvyšování teploty exponované biologické tkáně. Hranice hygienické normy byla proto stanovena na SAR= 0,4W/kg, vzhledem k požadovanému bezpečnostnímu faktoru 10. [1] 12

2.4 Historie hypertermie Skutečnost, že nádory reagují na zvýšenou teplotu znali již v Egyptě (3000 př.n.l.) a v Indii (200 př.n.l.). Roku 1866 popsal W. Busch několik případů, kdy po prodělání horečnatých stavů u pacientů docházelo k ústupu nádorů. Právě W. Busch je označován jako první, kdo popsal vliv zvýšené teploty v souvislosti s léčením nádorových onemocnění. Počátkem minulého století byly prováděny první experimenty s vlivem teploty na biologickou tkáň i na nádory. Vlastní zájem o hypertermii začal však počátkem 70. let minulého století, což bylo zároveň dáno i rozvojem elektroniky. Intenzivní biologický výzkum začal v letech 1975 až 1980 a zabýval se vlivem přehřátí nádorových tkání na jejich metabolismus a přežití. [1] 2.5 Podstata a použití hypertermie Použití mikrovlnné hypertermie je dnes jen jednou z možností využití mikrovln v lékařství. Hypertermie je převážně používána v onkologii, například pro léčbu rakoviny prostaty, nebo také jako doplňková léčba při ozařování nádorových onemocnění. Vlastní hypertermie je založena na rozdílné teplotní reakci zdravé a nádorové buňky na zahřátí po určitou omezenou dobu. Pokud tělo vystavíme působení elektromagnetického pole, dojde ke zvýšení teploty. Zdravé buňky mohou odolat teplotě až 45 C a to zpravidla bez poškození. Naopak rakovinové buňky jsou velmi citlivé na teplotu 42 C. Důvodem je nedostatečné zásobení krví takovéto buňky, způsobené její chaotickou cévní strukturou. Vzhledem k nedostatečnému průtoku krve, dochází k rychlejšímu přehřátí nežli u zdravé tkáně. Vše samozřejmě velmi záleží na typu buněk, například zdravé buňky mozkové tkáně nedokážou odolávat příliš vysokým teplotám. [1], [2] Na obr 2.1 je znázorněna rozdílná tepelná rekce nádorové tkáně a zdravé tkáně v závislosti na době zahřívání. Je zde dobře vidět, že u zdravé tkáně dostatečný průtok krve zajistí ochlazení zahřívané tkáně a oproti tomu teplota nádorové tkáně vzrůstá i nadále. Obr. 2.1 Závislost oteplení tkáně na době expozice [2] 13

Hypertermie se pro léčbu nádorových onemocnění začala využívat přibližně v roce 1975. Zejména se osvědčila při kombinovaném použití s radioterapií. Vlastní hypertermie se hodí spíše pro léčbu větších a hlubších nádorů, protože se tyto nádory snadněji a rychleji ohřívají a jsou schopny déle zadržovat teplo. Výhodou také je, že při tomto způsobu léčby nebyly zjištěny druhotné karcinogenní účinky. Tak lze hypertermii použít jako doplňkovou léčbu v případě recidivy nádorového onemocnění, kdy lze při léčbě použít pouze omezené dávky radioterapie. Tím dojde k zefektivnění léčby. [1] V závislosti na rozsahu ohřevu a na použité efektivní teplotě lze hypertermii rozdělit na: lokální (42-45 C) regionální (42-43 C) celotělovou (40-42 C) Toto rozdělení samozřejmě úzce souvisí s použitím aplikátorů pro daný typ hypertermie, které jsou blíže popsány v kapitole 3. Lokální hypertermie se používá nejčastěji v kombinaci s radioterapií, a to při recidivách nádorů, které se vyskytují podkožně i povrchově. Dále lze lokální hypertermie také použít u nádorů s větším průměrem, u sarkomů a melanomů. Zejména v dětské onkologii je výhodné, že při kombinaci hypertermie a radioterapie není nutné zatěžovat dětský organismus vysokými dávkami radioterapie, ale postačí použít jen poloviční dávku. Regionální hypertermie je používána jak u problému s centrálně uloženými nádory, taky i pro případy, že se ve větší oblasti vyskytuje několik menších nádorů. Regionální hypertermie je často kombinována nejen s radioterapií, ale i s chemoterapií. Klinické aplikace regionální hypertermie jsou velmi náročné. Je nutné, aby léčba byla sledována lékaři spolu s techniky, zejména proto, aby nedošlo k nebezpečnému ohřevu životně důležitých orgánů, jako je například mozek a srdce. U celotělové hypertermie jde ještě o náročnější postup léčby, a proto je zde nezbytná přítomnosti dobře vyškoleného týmu lékařů a techniků. Z hlediska léčby, pro celotělovou hypertermii platí to stejné co pro regionální hypertermii, s tím, že teplota a funkce životně důležitých orgánů musí být kontrolována. V případě potřeby je nutné léčené oblasti účinně ochlazovat. 14

3. Typy používaných aplikátorů Základními funkcemi aplikátoru jsou: zaprvé přenos energie z výkonového generátoru do tkáně a zadruhé přizpůsobení výstupní impedance použitého výkonového generátoru impedanci tkáně. [2] Od typu hypertermie se přirozeně odvíjí i typ používaných aplikátorů, které jsou velmi důležitou součástí tzv. hypertermické soustavy, jež kromě aplikátoru obsahuje: výkonový generátor, teploměr (může být použita soustava teplotních čidel nebo termokamera) a samozřejmě počítač, který řídí výkonový generátor a zpracovává údaje z teploměru. Obr. 3.1 Uspořádání hypertermické soustavy [1] Druhy aplikátorů a jejich provedení: vlnovodné aplikátory - léčba malých i velkých nádorů, velká hloubka ohřevu aplikátory tvořené úsekem vedení nebezpečí nerovnoměrného ohřevu, jež může způsobit vznik tzv. horkých míst kapacitní aplikátory - jednoduchá realizace, ale vzhledem k nehomogenitě lidského těla (obezita obyvatelstva) dochází ke vzniku tzv. horkých míst induktivní aplikátory používány v provedení šroubovicovém, toroidálním nebo smyčkovém 15

Rozdělení aplikátorů podle druhu léčby pro lokální terapii o povrchové o podpovrchové o hloubkové intrakavitární o koaxiální o planární o šroubovicové o vlnovodné intersticiální regionální celotělové U lokální terapie se používá rovinné vlny, která zajišťuje největší hloubku ohřevu. Používá se vlnovod s libovolným tvarem příčného průřezu, nejčastěji však obdélníkového. Používané frekvence jsou: pro větší hloubky 13,56MHz, 27,12MHz a 40,68MHz pro podpovrchovou lokální terapii 433,92MHz pro povrchovou terapii 2,45GHz Použití aplikátorů závisí zejména na oblasti, pro kterou jsou určeny. Například intrakavitární aplikátory jsou určeny pro léčbu oblastí, které se obvykle nachází na stěnách tělních dutin či v jejich blízkosti. Protože je nutné takovéto aplikátory umístit přímo do tělní dutiny, bývá jejich tvar válcový a jejich apertura musí být dané tělní dutině uzpůsobena. Intrakavitární aplikátory mohou být v provedení koaxiálním, plantárním, šroubovicovém a vlnovodném. Nejčastěji se používá provedení koaxiální. [1] Intersticiální aplikátory jsou zpravidla realizovány formou systému miniaturních sond. Tyto sondy bývají dočasně voperovány do postižené tkáně. Pro ohřev je použito vysokofrekvenčního proudu, který protéká mezi sondami. Aplikátory pro regionální léčbu využívají sbíhavé válcové vlny nebo její části. Od těchto aplikátorů se požaduje ohřev rozsáhlejší části těla. Regionální léčbě je blízká i celotělové léčbě. Ta má za úkol ohřev celého těla na teplotu 40 až 41 C. [2] 16

4. Srdce 4.1 Stavba srdce Srdce je velký dutý svalový orgán umístěný ve středu hrudníku. Srdce se skládá z pravé a levé předsíně (atrium) a pravé a levé komory (ventrikulus), které mají funkci čerpacího zařízení. Tyto dvě poloviny srdce jsou od sebe odděleny tzv. septem, širokou nepoddajnou stěnou. [3] Srdce je chráněno obalem, jemuž se říká perikard (osrdečník). V něm probíhají tepny a žíly. Jde v podstatě o vak naplněný malým množstvím tekutiny. Tekutina chrání srdce před nárazy a nadměrným třením. Srdeční povrch pokrývá epikard. Jedná se o dvojitou membránu. Stěny uvnitř srdce jsou vystlány tzv. endokardem, zároveň jsou jím pokryty i chlopně. Endokard funguje jako těsnění, kterým nesmí ven proniknout ani kapka krve. Důležitá vrstva srdeční svaloviny se nazývá myokard. Ten je umístěn mezi endokardem a perikardem. Předsíně mají tenčí stěny nežli komory, protože jsou primárně určeny k příjmu přitékající krve a ne k jejímu pumpování. Pravá komora, která má na starost cirkulaci krve v plicním oběhu má větší tloušťku než předsíně, ale menší tloušťku, než levá komora, která musí vypuzovat krev ze srdce do celého těla. [4] Další velmi důležitou částí srdce jsou chlopně. Ty brání návratu vypuzené krve zpět do srdce. V srdci jsou čtyři chlopně, které se automaticky zavírají a otevírají. Tvoří je pružné cípy, jež jsou složeny z vazivové tkáně a připojeny jsou k pevným prstencům, které jsou tvořeny srdeční svalovinou a vazivovou kostrou. Pokud krev protéká správným směrem, jsou cípy chlopní přitlačovány ke stěnám srdce, a tak může krev bez problému protéci. V případě, že by se krev snažila protéci špatným směrem, dojde k nadouvání chlopenní kapsy, tím že okraje cípů splynou a vznikne tak těsný uzávěr. Mezi předsíněmi a komorami se nacházejí tzv. síňokomorové, neboli atrioventrikulární chlopně. Vstup do pravé komory střeží trojcípá (trikuspidální) chlopeň, stejný úkol pro levou komoru plní dvojcípá, neboli mitrální chlopeň. Další dvě chlopně tzv. poloměsíčné (semilunární) se nachází mezi komorami a tepnami. V pravé části srdce jde o plicní chlopeň a v levé části srdce pak o chlopeň aortální. [3], [4],[5] Srdce potřebuje své vlastní zásobování krví, neboť nedokáže kvůli vysokému tlaku v komorách využít krev, která jím protéká. Tenké kapiláry neboli krevní cévy rozvádí krev do všech částí srdečního svalu. Srdce má i své dvě vlastní tepny. Tyto věnčité (koronární) tepny tvoří síť na celém povrchu srdce. [4] 17

Obr. 4.1 Stavba srdce [3] 4.2 Funkce srdce Srdce pracuje ve dvou fázích, a to kontrakce neboli stah a relaxace neboli uvolnění. Rytmu střídání těchto dvou fází říkáme srdeční tep. V průběhu relaxace je pravá předsíň plněna krví, která do ní přichází dutými žilami z celého těla jako neokysličená. Pravá předsíň má tenké stěny, a proto se snadno roztahuje. Ze síně protéká krev přes chlopeň (odděluje dutiny srdce, aby nedocházelo ke zpětnému toku srdce) do pravé komory. Svalovina pravé komory představuje čerpací část srdce. Aby se krev okysličila, je vypuzována pravou komorou do plic. Okysličená krev se vrací zpět do srdce, ale už do levé komory, odkud je rozváděna do celého těla. Pro fáze srdečního cyklu se také používá názvů diastola a systola. Při diastole krev vtéká z předsíní do komor přes atrioventrikulární chlopeň, přičemž plicní a aortální chlopně jsou uzavřeny. Naopak při systole proudí krev ze srdečních komor do tepen přes plicní a aortální chlopeň, v té chvíli jsou trikuspidální a mitrální chlopně uzavřeny, aby nedocházelo k návratu krve do předsíně. [4] 18

4.3 Převodní systém srdeční Elektrické impulzy, které nutí srdce k pravidelným stahům, vznikají ve specializovaném elektrickém systému. Mluvíme o takzvaném převodním systému srdečním. Tento systém je zcela soběstačný, není založen na nervech v pravém slova smyslu, ale na svalových buňkách upravených tak, že jsou schopny přenášet elektrický signál. [6] Přenos elektrických vzruchů v srdci souvisí nejen s elektrickými, ale také i s chemickými ději, proto pro správné pochopení je nutné mluvit o atomech, a to konkrétně o atomech sodíku a draslíku. Ty mají tendenci zejména v roztocích ztrácet elektrony, tím se z nich stávají ionty. Kromě nich se v srdeční tkáni objevují i dvojmocné ionty vápníku. Myokardem jsou sodíkové ionty vypuzovány ven z nitra buňky, draslíkové ionty jsou naopak vtahovány dovnitř. Protože draslíkové ionty jsou vtahovány dovnitř mnohem pomaleji, než jsou sodíkové ionty vypuzovány, dojde k vytvoření převahy kladně nabitých iontů na povrchu buňky. Vnitřek buňky je naopak oproti jejímu vnějšku elektricky negativní. Výsledkem je vznik membránového potenciálu. Ve chvíli dosažení určitého prahu, dojde k otevření tzv. iontových bran v membráně. Tím je dovoleno sodíkovým iontům opět proniknout nazpět do vnitřku buňky. Jde o ztrátu elektrické polarity, při níž se vytváří ve svalové tkáni elektrický proud. Tomuto jevu se říká depolarizace. V následující fázi, nazývané repolarizace, jsou opět sodíkové ionty z buňky vypuzeny ven a děj se opakuje. V membránách buněk převodního systému dochází neustále ke spontánní změně membránového potenciálu. Ve chvíli, kdy dojde k dosažení spouštěcí úrovně, vznikne akční potenciál. Ten se šíří do pracovního myokardu a zároveň způsobí jeho kontrakci. Poté co skončí akční potenciál, začne se opět na membránách tvořit nový. Z toho vyplývá, že buňky samy jsou zdrojem vzruchů. Příčinnou rytmické práce srdce jsou právě pravidelně vznikající akční potenciály. Hlavním zdrojem vzruchů je SA uzel (sinoatriální uzel). Tento shluk buněk se nachází blízko žilního splavu ve stěně pravé předsíně. SA uzel generuje vzruchy i pro ostatní části převodního systému a určuje rytmus srdeční frekvence přibližně na 40 tepů za minutu. SA uzel nepracuje úplně nezávisle. Je také řízen pokyny modifikujícími rychlost srdečních kontrakcí. Tyto pokyny přichází nervy autonomního nervového systému z kardioregulačního centra v mozkovém kmeni. AV uzel (atrioventrikulární uzel), který běžně převádí jen vzruch z SA uzlu, může generovat i vzruch pro celé srdce. Nachází se mezi síněmi a komorami. AV uzel postup elektrických vzruchů poněkud zpožďuje. Toto zpoždění je nutné k tomu, aby nejprve došlo ke stahu síní a poté s malým zpožděním ke stahu komor. 19

Z AV uzlu vychází tzv. Hisův svazek, který se dále dělí na dvě Tawarova raménka (pravé a levé). Postup signálu se opět zrychlí. Každé raménko míří k pracovnímu myokardu. Tam se větví na Purkyňova vlákna, která probíhají pod endokardem a šíří vzruch do stěn komor. [4] Obr. 4.2 Převodní systém srdeční [4] 4.4 Poruchy srdce Srdeční arytmie souvisí s poruchou srdečního rytmu, konkrétně většinou dochází k nesprávné funkci převodního systému. V případě arytmií dochází buď ke změně rychlosti vzniku vzruchů, nebo dojde ke změně vedení elektrických vzruchů v srdci. Poruchu, při níž srdce pracuje pomaleji, nazýváme bradykardie, při příliš rychlé práci srdce mluvíme o tachykardii. K dalším poruchám patří: extrasystoly srdeční stahy vznikají předčasně fibrilace depolarizace a repolarizace buněk srdečního svalu jsou zcela náhodné, stahy srdečního svalu jsou velmi rychlé, nepravidelné a oběhově neúčinné flutter - rychlé kmitání 250-350 pohybů za minutu, ale pravidelné srdeční stahy 20

Bradykardie se dají účinně odstranit implantací kardiostimulátoru, proto se pro tento typ arytmií nepoužívá ablace, není proto pro nás tak důležitá. [4],[6] Tachykardie Tachykardie je častěji způsobena reentry mechanismem, abnormální automacií (stereotypním, někdy periodicky se opakujícím dějem) a spouštěnou aktivitou. V případě reentry mechanismu neboli návratových vzruchů, jde o kroužení vzruchů po určitém funkčně či anatomicky definovaném okruhu. Vlastností tohoto okruhů bývá zpravidla existence jednosměrné blokády a zóny pomalého vedení. Při abnormální automacii dojde v části buněk myokardu k vytvoření vzruchů o frekvenci, která převyšuje frekvenci fyziologického centra srdeční automacie. U spouštěné aktivity jde o patologickém prodloužení akčního potenciálu. [5], [6] Tzv. supraventrikulární tachykardie bývá u dospělých nejčastěji způsobena centry v AV uzlu. U dětí se objevuje tato arytmie často v důsledku přítomnosti dalšího vodivého spojení mezi síněmi a komorami, tedy existencí síňokomorové spojky. Nejčastěji se pak vzruch šíří do komor AV uzlem a síňokomorovou spojkou poté nazpět, opačný postup nebývá tak častý. Pro léčbu tachykardií se využívá katetrizační ablace. [5] Metody léčení srdečních arytmií primárně závisí na typu arytmie. Léčba pak spočívá v podávání tzv. antiarytmik, v implantování kardiostimulátorů nebo je proveden chirurgický zásah. V posledním desetiletí se však používá jako první volba léčby katetrizační ablace. Ablační energii lze získat několika způsoby. Podle toho se pak jedná o kryoablaci, radiofrekvenční, mikrovlnnou, laserovou či ultrazvukovou ablaci.[7] 4.5 Léčba poruch srdce ablací Ablace Princip léčby srdce ablací je založen na přerušení nevhodných okruhů, které jsou zdrojem poruch srdeční činnosti. Cílem je vytvořit lézi čili překážku, která zamezí dalšímu šíření návratových vzruchů. Způsobu vytvoření lézí je několik. Podle toho se rozlišuje několik ablačních technik. 21

Druhy ablací: Klasická chirurgická ablace V případě chirurgické ablace jde o kompletní přerušení tkáně naříznutím a poté jejím opětovným sešitím. Za několik týdnů se jizva zhojí, vznikne tím hluboká léze a elektrický blok. Takto provedená ablace znamená nejbezpečnější přerušení vedení a je permanentní. Nevýhodou tohoto druhu ablace je, že rekonvalescence pacienta po takovémto zákroku je velmi dlouhá. Jde o operaci vyžadující otevření hrudníku rozříznutím hrudní kosti. Po ukončení zákroku je hrudník uzavřen a hrudní kost je zpevněna drátem. Než dojde k srůstu hrudní kosti, musí se pacient vyvarovat nadměrné fyzické zátěži. [8] Následující druhy ablací jsou založeny na tom, že do příslušné části srdce, v níž byl diagnostikován daný typ arytmie, je zaveden speciální katétr. Místo kudy bude katétr zaveden, je znecitlivěno použitím lokální anestézií a kůže v tomto místě je pouze naříznuta. Výhodou tedy je, že není zapotřebí, aby byl pacientovi otevřen hrudník. [6] Radiofrekvenční ablace Jde o nejpoužívanější techniku, která využívá unipolárních radiofrekvenčních sond. Hrot sondy je pomocí radiofrekvenční energie zahříván na 80 C, tím dochází při aplikaci k destrukci buněk. Při přímém kontaktu tkáně se sondou dochází k ohmickému ohřevu. Tento ohřev je povrchový. Teplo se však šíří dál i do hlubších vrstev tkáně, toto šíření tepla hraje velkou roli. Radiofrekvenční ablace se většinou používá v kombinaci s jinými léčebnými výkony, čímž se prodlouží operace obvykle o 10 až 20 minut. Rizikem při použití chirurgické unipolární radiofrekvenční ablace je možné poškození tepen a navíc vytvořené léze jsou trombogenní (trombus=krevní sraženina). Tento fakt zvyšuje riziko, že po operaci se vytvoří krevní sraženiny a může dojít k embolii. Kryoablace U kryoablace je hrot sondy rychle ochlazen na -150 C. Dochází ke vzniku trvalé celostěnové kryolézi. Zmražení a tání tkáně vytváří ledové krystaly a následně i nevratné léze, které vzniknou asi po 2 hodinách od aplikace. Přibližně po 12 týdnech se vyvine homogenní celostěnová léze. Výhodou je, že kryoablace není trombogenní a nebylo zaznamenáno ani poškození koronárních tepen. Udržení sinusového rytmu srdce je po použití kryoablace přibližně u 70-80% pacientů. Kryoablace se používá jako kombinovaný výkon, časově vyžaduje zhruba 20 minut navíc. 22

Mikrovlnná ablace Zkušenosti s mikrovlnnou ablací nejsou zdaleka tak široké jako s aplikací radiofrekvenční ablace či kryoablace. V případě mikrovlnné ablace je konec sondy zahříván mikrovlnou energií. Mechanizmus poškození tkáně je založen na dielektrickém zahřívání, které je vyvoláno molekulárními pohyby. Přímý převod tepla ze sondy proto nehraje tak velkou roli. Mikrovlnná ablace teoreticky redukuje riziko vytvoření trombů, i přesto s ní lze dosáhnout hlubokých lézí. Bližší popis v kapitole 5. Laserová ablace Tato technologie je podobná mikrovlnné ablaci, umožňuje však hlubší průnik energie a je méně závislá na ohřívání tkáně vedením. [8] High-intensity focused ultrasound Volně přeloženo, jedná se o použití ultrazvuku o vysoké intenzitě, který je vhodnou úpravou sondy ve tvaru paraboly soustředěn tak, že se léčené místo nalézá v jejím ohnisku. Použitý rozsah mechanických kmitů může být v rozmezí 1 až 20MHz s opakovacím kmitočtem 1,67 khz. Jde o jednu z moderních ablačních technologií. Pomocí ultrazvuku o vysoké intenzitě jsou tak vytvořeny léze v hloubce až 10 mm. Výhodou je, že ultrazvuk je asi o 30% více absorbován v měkké tkáni než v krvi. [9] 23

5. Termoablace s použitím mikrovln 5.1 Princip ohřevu pomocí mikrovln Tento princip lze jednoduše vysvětlit na molekule vody. Její tvar je dán atomem kyslíku a dvěma atomy vodíku. Tyto atomy spolu přibližně svírají úhel 105. Uspořádání tedy připomíná tvar dipólu. Vzhledem k tomu, že záporné náboje elektronových obalů a kladné náboje jader nejsou umístěny v molekule vody přesně symetricky, jeví se molekula navenek na jedné straně více kladně nabitá a na druhé straně více záporně nabitá. Zdrojem elektromagnetických vln je mikrovlnný generátor. Elektromagnetické vlnění působí ve zvýšené míře právě na látky s vysokým obsahem vody. Změna polarity elektromagnetického pole v daném místě působí na dipóly vody a rozkmitává je, tím jim vlastně dodává energii. Tato energie se projeví například rozrušováním chemických vazeb v řetězcích molekul navázaných k sobě a zvyšováním pohybové energie molekul. Tento zvýšený pohyb je navenek pozorován jako růst teploty. Důležité je, že frekvence mikrovln 2,45GHz je stejná jako vlastní frekvence kmitání dipólů vody, tedy dochází k rezonanci. [10] 5.2 Postup při termoablaci Při termoablaci s použitím mikrovln je katétrem zavedena do srdce speciálně navržená mikrovlnná anténa, která vyzařuje specifický tvar pole. Tím jsou překonány problémy přílišného ohřevu povrchu v kontaktním bodě. Anténu tvoří vodič stočený do tvaru šroubovice. Jeden konec šroubovice je spojen se středním vodičem koaxiálního kabelu a druhý konec je připojen na jeho opletení. Aby nedošlo k přímému kontaktu antény s tkání a krví, je umístěna v balónku, naplněném nevodivým médiem s nízkými dielektrickými ztrátami. Tím může být čistý dusík, vzduch nebo pérfluorkabon. Používaný výkon je v rozsahu od 50 do 150W při frekvencích 915MHz nebo 2,45GHz. Doba ohřevu tkáně pro vytvoření požadované léze se s ohledem na použitý výkon, pohybuje v rozmezí 30 až 90s. Srdeční tkáň obsahuje relativně velký podíl vody a má tak vysokou elektrickou vodivost. Obecně platí, že vodivé látky se při absorbovaní elektromagnetického výkonu s prostupem vlny zahřívají. Toho lze využít i při ablaci. Krev má podobné vlastnosti jako srdeční tkáň - přibližně stejnou vodivost ale o 20% nižší dielektrickou konstantu. Dochází tak k malému odrazu dopadající vlny na rozhraní mezi katétrem a srdeční tkání případně krví. Na druhou stranu tuková tkáň má o víc než jeden řád nižší vodivost. 24

Ze vztahu = (5.1) pak vyplývá, že při použití stejného výkonu při ohřevu tkání je intenzita v tukové tkáni vyšší než v srdeční, a proto zde dochází k nebezpečnému nadměrnému ohřevu. [11] 25

6. Šroubovicový aplikátor Šroubovicový intrakavitární aplikátor vychází ze šroubovicové antény, která je používána v radiové komunikaci na vysokých kmitočtech. Šroubovicovou anténu podrobně popsal prof. John Daniel Kraus W8JK. V anglické literatuře je uváděna pod názvem Helical Beam Antenna. V případě, že délka obvodu šroubovice je srovnatelná s vlnovou délkou frekvence, na které má anténa pracovat, je využíván podélný mód a elektromagnetická vlna je vyzařována podélně okolo osy antény. Pro lékařské účely by takováto anténa rozměrově nevyhovovala, a tak se využívá příčný mód vyzařování, kdy rozměry antény jsou značně menší, než je vlnová délka používané frekvence. Maximum vyzařování vlny je v kolmém směru k ose šroubovice. V případě, že pro zhotovení šroubovicového aplikátoru je použit koaxiální kabel, je šroubovice navinuta na jeho části, kde je odstraněno opletení. Jsou pak možné tři varianty provedení. Šroubovice je připojena jen na vnější vodič (opletení), nebo na vnější vodič a vnitřní vodič, případně pouze na vnitřní vodič. [12] Obr. 6.1 Varianty zapojení šroubovice aplikátoru [12] 26

7. Popis návrhu šroubovicového aplikátoru 7.1 Technické parametry a vlastnosti aplikátoru Úkolem tohoto projektu bylo navržení šroubovicového intrakavitárního aplikátoru pro léčbu srdečních arytmií pro pracovní kmitočet 2,45GHz. Vzhledem k požadavku co nejmenších rozměrů aplikátoru byl pro návrh zvolen koaxiální kabel RG-178 o vnějším průměru 1,8 mm s následujícími parametry: Obr. 7.1 Koaxiální kabel [13] POLOŽKA MATERIÁL ROZMĚRY POZNÁMKA 1 Vnitřní vodič Postříbřená měď 0,3 ± 0,02mm Vlákna 7/0,101mm 2 Dielektrikum PTFE PolyTetraFluorEthylene 0,86± 0,05mm Pevné 3 Vodivé opletení 4 Plášť Postříbřená měď 1,30± 0,15mm - FEP- Tetrafluoretylénhexafluorpropylén Tab. 7.1 Parametry koaxiálního kabelu RG-178[13] 1,8 ± 0,12mm - Charakteristická impedance [Ω] 50 ± 2 Frekvenční rozsah [GHz] 3 Teplotní rozsah - 40 C až +165 C Kapacita [pf/m] 104,9 Tab. 7.2 Provozní vlastnosti koaxiálního kabelu [13] 27

Frekvence [MHz] db/m Výkon[W] 100 0,52 255 200 0,71-400 1,08 113 Maximální útlum 800 1,42-1000 1,70 66 2000 2,33-3000 2,64-5000 3,62 - Tab. 7.3 Závislost útlumu koaxiálního kabelu na použité frekvenci [13] Vnitřní vodič je tvořen sedmi vlákny s postříbřené mědi. Dielektrikum je z polytetrafluoretylénu (PTFE/teflon), který se vyznačuje mimořádnou odolností proti chemikáliím a teplu (-200 C až +260 C, krátkodobě 300 C), a je zdravotně nezávadný. Vodivé opletení je také z postříbřené mědi. Plášť je z tetrafluoretylén-hexafluorpropylénu (FEP). Je druh teflonu, který je svými tepelnými a chemickými vlastnostmi podobný PTFE. Je měkčí a tedy i více flexibilní než PTFE a je více odolný chemickému působení na druhou stranu má menší pevnost v tahu a nižší bod tání (260 C). [14] K vytvoření šroubovice je využit střední vodič koaxiálního kabelu, který je navinut na PTFE dielektriku a konec je spojen s opletením. Průměr šroubovice je dán průměrem dielektrika koaxiálního kabelu. Její délka je závislá na mnoha aspektech. Zejména na zvolené frekvenci, na průměru vodiče z něhož je navinuta, také na průměru na němž je navinuta. Důležitým parametrem, který musí být při návrhu splněn, je impedanční přizpůsobení aplikátoru. Aplikátor musí být přizpůsoben impedanci 50Ω, protože impedance koaxiálního kabelu i impedance generátoru, z něhož je do aplikátoru přiváděna vysokofrekvenční energie, je také 50Ω. Impedanční přizpůsobení je důležité k tomu, aby docházelo k optimálnímu přenosu energie a ztráty byly tím pádem minimální. 7.2 Popis návrhu Pro numerickou simulaci bylo použito simulátoru elektromagnetického pole v programu SEMCAD. Do programu byly zadány hodnoty zvoleného koaxiálního kabelu průměr středního vodiče a také průměr, na němž je šroubovice navinuta. Vzdálenost mezi závity vychází ze zvolené délky šroubovice a počtu závitů. Pro co možná nejmenší velikost aplikátoru byly zvoleny délky šroubovice 15,5 mm, 16mm a 18mm. Pro prvotní výpočet pomocí programu SEMCAD vycházela volba rozměrů šroubovice z následující úvahy. K přenosu vysokofrekvenční energie do prostoru lze použít smyčku z vodiče, připojeného mezi střední vodič a opletení koaxiálního kabelu, o délce λ 0, 28

vycházející z použitého kmitočtu při respektování hodnot relativní permitivity použitého dielektrika ε rk koaxiálního kabelu a relativní permitivity ε rs srdeční tkáně. Vzhledem k tomu, že smyčka díky velkému rozměru by byla pro praktické použití nevhodná, bylo zvoleno šroubovicové provedení. Aby šroubovicová anténa splňovala požadavek na příčný mód vyzařování, to je kolmo na osu šroubovice, lze z vyšrafované části grafu na obr. 6.2 pro návrh takovéto antény odečíst rozměry C λ a S λ. Ty mohou nabýt maximální hodnotu 0,5. Obr. 7.3 Módy vyzařování [16] Obr. 7.2 Graf uvádějící rozdílné módy dle rozměru šroubovice (průměr a stoupání) [15] C λ násobek vlnové délky pro výpočet středního průměru šroubovice S λ násobek vlnové délky pro výpočet stoupání šroubovice 29

Obr. 7.4 a) šroubovice, b) vztah mezi obvodem středního závitu, stoupáním a délkou jednoho závitu [15] A délka šroubovice = n S C obvod středního průměru šroubovice = πd D střední průměr šroubovice (od středu do středu vodiče) d průměr vodiče šroubovice L délka jednoho závitu n počet závitů S stoupání závitů šroubovice (od středu do středu vodiče) α úhel stoupání šroubovice = arctan S/πD Pro určení rozměrů šroubovice byly provedeny následující výpočty: 1) Výpočet redukované vlnové délky λ r šroubovicového aplikátoru Šroubovicový aplikátor bude umístěn ve tkáni, jejíž relativní permitivita ε rs = 52,73. Šroubovice bude navinuta PTFE o relativní permitivitě ε rk = 2,1. Celková relativní permitivita: = Vlnová délka použitého kmitočtu: Vlnová délka redukovaná: =,, =27,41 (7.1) = =, =0,1224 m (7.2) = =,, =23,36 10 (7.3) [17] 30

Protože byl pro realizování šroubovicového aplikátoru vybrán koaxiální kabel RG-178 na jehož vnitřní izolaci bude šroubovice navinuta, bude střední průměr šroubovice: = +2 =0,86 10 +2, =1,16 10 (7.4) b průměr vnitřní PTFE izolace, d průměr vnitřního vodiče koaxiálního kabelu 2) Kontrola hodnoty C λ C = =,, =0,0499 (7.5) Tato hodnota splňuje požadavek, že C λ 0,5, vyplývající z grafu na obr. 6.2. Anténa pak pracuje v příčném módu. 3) Kontrola hodnoty S λ V případě, že maximální hodnota stoupání šroubovice bude zvolena S = 1,5 10-3 m vychází: S = =,, =0,064 (7.6) Tato hodnota také splňuje, aby dle grafu na obr. 6.2 S λ 0,5. Anténa pak pracuje v příčném módu. Pro výpočet šroubovice a tedy počtu závitů, stoupání a její délky byla vzata úvaha, že pokud by se jednalo o smyčkovou anténu, byla by délka smyčky rovna λ r = 23,36 10-3 m. Je-li zvoleno stoupání šroubovice S = 0,8 10-3 m, je počet závitů šroubovice: = = =, (, ) (, ) =6,261. (7.7) Tyto výpočty by se však daly uplatnit pouze v případě, že by se jednalo o jednoduchou šroubovicovou anténu. Avšak v tomto případě jde o aplikátor, jenž je složen z kombinace šroubovicové antény a monopólu, proto neexistuje jednoduchý výpočet, pomocí něhož by se daly snadno a přesně vypočítat rozměry šroubovice aplikátoru. Celou situaci komplikuje i fakt, že jednotlivé části použitého koaxiálního kabelu jsou vyrobeny z materiálů s různou relativní permitivitou. Není tak známa celková relativní permitivita, která má vliv na celkovou 31

vlnovou délku prostředí. Zároveň hodnota relativní permitivity pro srdce, není stejná u každého člověka. Postupnými změnami délky šroubovice a počtu závitů se v programu SEMCAD podařilo získat výsledky, které odpovídaly požadavkům zadání, tj. aby byl aplikátor optimalizován na frekvenci 2,45GHz. To znamená dosažení činitele odrazu alespoň -10dB a z toho vyplývající poměr stojatých vln menší než 2. Jako nejvýhodnější se vzhledem k výsledkům z programu SEMCAD, jeví délky šroubovice 16mm a 18mm. Do programu SEMCAD byly zadány následující parametry: Rozměry šroubovice 1: Celková délka: 16mm Navinuto na poloměr: 0,58mm Stoupání: 1,2mm Počet závitů: 13,3 z Rozměry šroubovice 2: Celková délka: 18 mm Navinuto na poloměr: 0,58mm Stoupání: 1,33 mm Počet závitů: 13,5 z Relativní permitivita dielektrika koaxiálního kabelu: ε rk = 2,1 Relativní permitivita srdeční tkáně: ε rs = 52,73 Elektrická vodivost srdeční tkáně: G = 1,7388 S/m Hustota srdeční tkáně: ρ = 1060 kg/m -3 Ostatní hodnoty byly ponechány implicitním nastavením programu. Obr. 7.5 Detail šroubovice 16mm pro návrh se 13,3 závity 32

Obr. 7.6 Aplikátor zasunutý v modelu srdeční tkáně v programu SEMCAD Kromě těchto dvou aplikátorů s parametry šroubovic 16mm/13,3závitů a 18mm/13,5závitů, byly navrženy a následně zrealizovány ještě další dva aplikátory, a to první s parametry 18mm/13závitů a druhý s parametry 15,5mm/14závitů. Jejich vlastnosti a naměřené hodnoty jsou pro porovnání uvedeny v Příloze. 33

8. Výsledky z programu SEMCAD Prvním zjišťovaným parametrem byl činitel odrazu s 11. Jedná se o rozptylový parametr, používaný obecně při popisu dvojbranu. Pokud je splněna podmínka, že výstup dvojbranu je dokonale přizpůsoben, je rozptylový parametr s 11 vlastně činitelem odrazu na výstupu dvojbranu. Pomocí absolutní hodnoty činitele odrazu je možno určit poměr stojatých vln PSV(SWR), který popisuje impedanční přizpůsobení. [18] = (8.1) Ideálně je PSV rovno jedné. Činitel odrazu s 11 je bezrozměrný, ale program SEMCAD ho uvádí v db. Přepočtu je dán vzorcem =20log (8.2) Průběh činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 1 s parametry 16mm/13,3 závitů. Obr. 8.1 Činitel odrazu s 11 pro šroubovicový aplikátor 1 Navržený šroubovicový aplikátor 1 dosahoval nejlepšího činitele odrazu s 11 = -27,3dB na kmitočtu přibližně 2,475GHz. PSV bylo pro 2,45 GHz přibližně 1,16 a činitel odrazu s 11 = - 22,5dB. 34

Průběh činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 2 s parametry 18mm a 13,5 závitů Obr. 8.2 Činitel odrazu s 11 pro šroubovicový aplikátor 2 Šroubovicový aplikátor 2 má nejlepší činitel odrazu s 11 = -18,5dB na kmitočtu přibližně 2,37GHz. PSV je pro 2,45 GHz rovno 1,45 a činitel odrazu s 11 = - 14,9dB. Následující tabulka porovnává hodnoty navržených aplikátorů: Číslo aplikátoru Délka šroubovice Počet závitů Frekvence [GHz] PSV [-] s 11 [db] PSV 2,45 [-] s 11(2,45) [db] 1 16 mm 13,3 2,475 1,09-27,3 1,16-22,5 2 18 mm 13,5 2,37 1,27-18,5 1,62-14,9 Tab. 8.1 Výsledné porovnání parametrů navržených aplikátorů simulovaných v programu SEMCAD Požadované frekvenci 2,45GHz se v tomto případě blíží více šroubovicový aplikátor 1 16mm/13,3závitů. Pro šroubovicový aplikátor 2 18mm/13závitů byla sice frekvence 2,44GHz a činitel odrazu vycházel -20,5dB, ale při měření realizovaného aplikátoru 2 frekvence stoupla na 2,478GHz při činiteli odrazu -25,907dB a pro 2,45GHz byl činitel odrazu pouze -14,344dB. To může být způsobeno zjednodušeným zadáním parametrů koaxiálního kabelu do programu SEMCAD. Takže po zkušenostech s měřením činitele odrazu na zrealizovaných aplikátorech, kdy byla reálně změřená frekvence vyšší než frekvence získaná v programu SEMCAD, byl zvolen návrh šroubovice s nižší frekvencí než 2,45GHz. 35

Druhým zjišťovaným parametrem byla distribuce SAR. Na následujících obrázcích jsou postupně znázorněny rozložení distribuce SAR v řezu jak ve směru příčném tak i podél osy šroubovice. Průběhy pro oba šroubovicové aplikátory vyšly stejně. Rozdíl je pouze v maximální hodnotě SARu, které je o 0,047W/kg větší pro šroubovicový aplikátor 2 18mm/13,5z. Obr. 8.3 Distribuce SAR pro šroubovici 1 - příčný řez Obr. 8.4 Distribuce SAR pro šroubovici 1 - detail příčného řezu 36

Obr. 8.5 Distribuce SAR pro šroubovici 1 řez vedený podél šroubovice Obr. 8.6 Distribuce SAR pro šroubovici 2 - příčný řez 37

Obr. 8.7 Distribuce SAR pro šroubovici 2 - detail příčného řezu Obr. 8.8 Distribuce SAR pro šroubovici 2 řez vedený podél šroubovice 38

9. Popis realizace Jak již bylo zmíněno v kapitole 5, pro realizaci aplikátoru byl zvolen koaxiální kabel RG- 178. Ke zhotovení šroubovice je použit vnitřní vodič koaxiálního kabelu, který je po odstranění vodivého opletení namotán na vnitřní dielektrikum a jeho druhý konec přiletován k vodivému opletení. Viz postup zhotovení. Pro výpočet potřebné délky vnitřního vodiče koaxiálního kabelu, nutné k vytvoření šroubovice navinuté na vnitřním dielektriku o průměru 0,86mm vnitřním vodičem o průměru 0,3mm byl použit vzorec (9.1) pro délku jednoho závitu šroubovice. Celková délka vnitřního vodiče je pak dána vynásobením počtem závitů n. Pro výpočet byl použit aplikátor 18mm/13,5z. Pro délku jednoho závitu platí: = + = (1,16 10 ) +, =3,876 10 (9.1) D střední průměr šroubovice (od středu do středu vodiče) L délka jednoho závitu S stoupání závitů šroubovice - dáno poměrem délky a počtu závitů Pro n=13,5 závitu je celková potřebná délka vnitřního vodiče: =13,5 3,876 10 =52,326 10 (9.2) Pro snadnější realizaci šroubovice byla zvolena délka 70mm. Nepotřená část vodiče byla po navinutí odstraněna. Postup zhotovení 1) odstranění vnější izolace (pláště) koaxiálního kabelu Obr. 9.1 Obrázek k bodu 1 39

2) odstranění vodivého opletení koaxiálního kabelu Obr. 9.2 Obrázek k bodu 2 3) odstranění vnitřního dielektrika koaxiálního kabelu Obr. 9.3 Obrázek k bodu 3 4) namotání šroubovice a připojení druhého konce šroubovice k opletení Obr. 9.4 Obrázek k bodu 4 40

Aplikátory byly opatřeny SMA konektory typu SMA M RG174KG. Obr. 9.5 Detail použitého SMA konektoru Obr. 9.6 Realizované aplikátory Obr. 9.7 Detailní pohled na šroubovice zrealizovaných aplikátorů 41

10. Naměřené hodnoty realizovaných aplikátorů Hlavní měřené vlastnosti realizovaných aplikátorů byly: měření činitele odrazu s 11 a měření 3D distribuce SAR. Měřené aplikátory byly v průběhu měření umístěny v agarovém fantomu. Jde o fantom, který slouží jako model biologické tkáně. Pro simulaci tkání, které mají vysoký obsah vody (např. svalové tkáně) se zpravidla používá agarové želatiny. 10.1 Měření činitele odrazu Měření činitele odrazu aplikátoru bylo provedeno na ČVUT na katedře elektromagnetického pole. K měření byl použit Network Analyzator Agilent Technologies E5062A 300kHz-3GHz. První orientační měření v rozsahu 2GHz až 3GHz bylo uskutečněno na aplikátorech 16mm/13závitů, 18mm/13závitů a 15,5mm/14závitů. Nebylo použito agarového fantomu, ale měřené aplikátory byly postupně vloženy do uzavřené dlaně. Na základě výsledků z tohoto měření byl dodatečně navržen aplikátor 18mm/13,5závitů. Později byl činitel odrazu všech navržených aplikátorů umístěných v agarovém fantomu změřen v rozmezí 100MHz až 3 GHz. Obr. 10.1 Měřicí pracoviště - analyzátor Agilent Technologies E5062A Naměřené hodnoty získané z analyzátoru byly v programu Excel zpracovány a výsledkem jsou následující grafy. Červené trojúhelníčky v grafech ukazují hodnotu činitele odrazu při frekvenci 2,45GHz. 42

Průběh činitele odrazu šroubovicového aplikátoru 1 s parametry 16mm, 13,3z umístěného v uzavřené dlani 0,00 2,000 2,100 2,200 2,300 2,400 2,500 2,600 2,700 2,800 2,900 3,000 f [GHz] -10,00-20,00-19,51 db -30,00-40,00-50,00 s 11 [db] -60,00 Obr. 10.2 Graf činitele dorazu pro šroubovicový aplikátor 1v uzavřené dlani Průběh činitele odrazu šroubovicového aplikátoru 1 s parametry 16mm, 13,3z umístěného v agarovém fantomu 0 0,00 0,40 0,80 1,20 1,60 2,00 2,40 2,80 3,20 f [GHz] -5-10 -15-20 -20,02 db -25-30 -35-40 s 11 [db] -45 Obr. 10.3 Graf činitele odrazu pro šroubovicový aplikátor 1v agarovém fantomu Z grafů je patrné, že rozdíl mezi činitelem odrazu v uzavřené dlani a v agarovém fantomu je pro frekvenci 2,45GHz roven 0,51dB. Pro návrh šroubovicového aplikátoru 1 bylo dosaženo činitele odrazu -19,51dB resp. -20,02dB, který splňuje minimální desetidecibelovou hranici a to dokonce v rozsahu kmitočtů od 2,2 až 2,8GHz. 43