專利名稱：超聲心臟消融監(jiān)測的干擾減少和信噪比改善的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種系統(tǒng)、設(shè)備、方法和計算機程序產(chǎn)品，用于減少超聲心臟消融應(yīng)用中的干擾，尤其是用于減少在利用具有超聲換能器的RF導(dǎo)管進行RF消融期間的干擾，所述超聲換能器用于監(jiān)測對心臟組織造成的損傷的進展。
背景技術(shù)：
心臟消融技術(shù)作為一種處置心房纖顫的常見流程，通常基于具有消融電極的消融裝置，消融電極提供于用于在患者體內(nèi)游歷的射頻(RF)導(dǎo)管之內(nèi)。消融電極提供于導(dǎo)管的遠端，從而能夠處置位于消融電極與緊鄰患者身體定位的無關(guān)電極之間的組織。與通常基于超聲(US)的成像系統(tǒng)組合，這樣的消融裝置旨在向患者心臟的心房壁提供特定深度的損傷。消融形成的損傷比健康組織導(dǎo)電弱得多，并由此有效破壞了傳導(dǎo)導(dǎo)致纖維性顫動的信號的任何電通路。通常，要生成的損傷應(yīng)當(dāng)穿透整個心房壁，對于本流程而言是心房纖顫要有效處置的心壁，其中，例如在人體中，心房壁可以厚達8mm。然而，造成過深的損傷可能是致命的；例如，食管是不應(yīng)受到影響的緊要器官。因此，提供了一種與消融裝置耦合的超聲(US)換能器，其尤其被構(gòu)建到消融導(dǎo)管中，并且在適當(dāng)?shù)那闆r下，與消融電極相鄰地集成，以便生成與消融處置的進展相關(guān)的信息。亦即，US監(jiān)測能夠給外科醫(yī)師提供關(guān)于損傷的進展的反饋機制，這可以提高流程的成功率。盡管如此，RF消融會給US信號帶來干擾，因此在很多情況下，US監(jiān)測不夠可靠或者不夠可信，并且不能有效地進行組織消融和相應(yīng)的心房纖顫處置。換言之，當(dāng)前，不論任何成像系統(tǒng)，執(zhí)行這些消融流程都沒有適當(dāng)?shù)臋C制來評估損傷的精確進展，因為例如存在RF信號到US信號中的電容耦合，即，RF信號干擾US信號。這讓外科醫(yī)師非常謹(jǐn)慎，例如，因為過熱會有受傷的危險。此外，對于欠熱的情況，處置無效。因此，即使將US監(jiān)測集成在消融系統(tǒng)中，仍然會有顯著數(shù)量的處置是無效的。在所有這些情況下，都不能通過生成損傷使得傳導(dǎo)導(dǎo)致纖維性顫動的信號的電路徑被有效破壞。因此，對射頻(RF)導(dǎo)管的要求是對組織中損傷發(fā)展的更充分控制，尤其是RF消融期間的實時控制。能夠提供損傷發(fā)展的實時反饋以及關(guān)于損傷深度(尤其是相對于處置部位的組織的厚度)的實時信息的系統(tǒng)，例如也將防止RF導(dǎo)管消融流程中過熱導(dǎo)致的受傷和死亡。如上所述，能夠使用高頻超聲(US)來監(jiān)測運動模式(M模式)成像中的損傷邊界進展，但仍未克服上述缺點。RF信號干擾US信號，使得不能夠容易地看到組織反射
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種設(shè)備、系統(tǒng)和方法，用于基于RF消融處置組織，并基于超聲監(jiān)測處置進展和組織特性，使得外科醫(yī)師能夠向組織提供足夠深度的損傷。本發(fā)明的另一目的是減小因過熱而受傷的危險。本發(fā)明的另一目的是減少RF信號到US信號中的電容耦合效應(yīng)，尤其是增強基于超聲對消融深度的監(jiān)測。而且，本發(fā)明的目的是提供一種超聲心臟消融監(jiān)測器，其較不容易受到RF與US信號之間任何干擾的影響，并且便于US監(jiān)測一般的組織特性，同樣是在處置心房壁之外任何其他組織的語境中。換言之，本發(fā)明的目的是在US信號干擾任何其他信號，例如干擾RF消融信號時，改善US監(jiān)測。這些目的中的至少一個是由權(quán)利要求1所述的設(shè)備、權(quán)利要求4所述的裝置、權(quán)利要求14所述的用于干擾減少的系統(tǒng)以及權(quán)利要求6所述的用于干擾減少的方法實現(xiàn)的。由此，本發(fā)明適用于使用超聲監(jiān)測例如組織特性的療法等，尤其是在有高度重復(fù)的干擾信號時，例如RF消融裝置的干擾信號。具體而言，在RF消融的語境中，本發(fā)明解決的問題依賴于如下等內(nèi)容。通常，RF信號干擾US信號，使得不容易看到組織反射，因為與US組織反射相比，RF信號的幅度大得多。更具體而言，RF消融信號的頻率大約為450kHz，并且US損傷監(jiān)測是利用高于IOMHz的頻率執(zhí)行的。然而，RF信號包含高頻諧波，其會顯著影響US換能器帶寬中的US信號。到目前為止，仍然不能夠利用模擬濾波器濾除耦合到US信號中的RF消融信號。本發(fā)明基于以下認識等。消融信號，以及因此由超聲換能器拾取的干擾，具有重復(fù)性質(zhì)。盡管不能事先估計干擾信號的精確形狀，但這種形狀僅隨時間緩慢變化。導(dǎo)致這種干擾信號變化的主要原因是由于損傷形成導(dǎo)致的組織阻抗變化，組織變化僅緩慢地發(fā)生。在一個例示性范例中，考慮在水中工作在20MHz，提供大致30 ii m分辨率的超聲系統(tǒng)，組織中最快的運動是由流經(jīng)毛細血管的血流引起的，其小于4.5mm/so這意味著,在兩次回波掃描間隔開3ms時，運動導(dǎo)致的細節(jié)損失可以忽略，因為運動的幅度大約為0.0135mm,即低于30iim的分辨率。在IOMHz和更高頻率下，組織中的典型穿透深度限于小于1cm。組織中的聲速大約為1500m/s，這導(dǎo)致典型的測量時間小于13y S。因此，在本例示性范例中，在3ms的時段內(nèi)能夠進行的回波掃描最大次數(shù)將幾乎與230相同，這是最大3ms的周期和小于13 u s的測量時間造成的。于是，能夠執(zhí)行若干次超聲掃描，每次都提供至少大致相等的信號序列，并且能夠?qū)⑦@些信號與任何干擾信號相比較，以便獲得平均的US回波信號和/或使US掃描與RF消融信號 同步，如本發(fā)明實施例的語境中所進一步闡述的那樣。由此，主要優(yōu)點是能夠?qū)⒂糜诟蓴_減少的設(shè)備、系統(tǒng)和裝置用于現(xiàn)有的常用消融系統(tǒng)，尤其是無需修改，即使在這些系統(tǒng)生成顯著的RF干擾時也是如此。亦即，不必改變現(xiàn)有的系統(tǒng)。由此，本發(fā)明提出了一種機制，其中，可以執(zhí)行，尤其是在一時段內(nèi)快速相繼地執(zhí)行若干次超聲(us)掃描，使得由于組織或流體運動導(dǎo)致的細節(jié)損失少于由超聲系統(tǒng)提供的分辨率?？梢酝ㄟ^脈沖串(burst)那樣的模式來這樣做，尤其是通過考慮后續(xù)脈沖的極性來這樣做。即，能夠?qū)γ總€脈沖串的US掃描進行定時，并且也能夠?qū)γ}沖串自身進行定時。由此，能夠通過快速相繼地提供脈沖來簡單地實現(xiàn)干擾減少，從而使得組織的運動或患者移動不會對US回波信號的質(zhì)量造成顯著的負面效應(yīng)。根據(jù)第一方面，組合檢測到的干擾信號與相應(yīng)的超聲回波信號，以提供組合回波信號，并對組合回波信號中的至少兩個求平均，以便獲得具有高信噪比的平均回波信號，這樣能夠?qū)崿F(xiàn)更好的基于US的監(jiān)測，尤其是消融深度方面。換言之，組合回波信號對應(yīng)于從換能器接收的信號，包括成像希望要的信號以及干擾信號。由此，值得關(guān)注的是，它可能足以對有限數(shù)量的US掃描的回波信號求平均。對掃描和相應(yīng)的信號求平均可能獲得回波信號更好的信噪比(SNR)，因為在后續(xù)掃描中US分量至少大致相同，而干擾信號和噪聲可能不同。求平均能夠提供更小的干擾，從而重建US回波信號。亦即，在消融介入的實際環(huán)境中，每次掃描的測量時間短，并且被跟蹤的物體速度低，根據(jù)本發(fā)明，在一個應(yīng)用范例中，可以進行幾乎相互相同的高達230次掃描。然而，可能需要少得多的掃描?；谇笃骄?，能夠通過提高信噪比來簡單地實現(xiàn)干擾減少，從而能夠以更高質(zhì)量獲得超聲回波信號。根據(jù)能夠與以上第一方面組合的第二方面，能夠?qū)⒊曆b置連接到消融裝置，以便能夠使激勵脈沖與RF消融信號同步，使得回波信號與消融信號之間干擾的相應(yīng)干擾信號具有預(yù)定相位。于是，通過使相應(yīng)的超聲激勵脈沖與消融信號同步，干擾將具有預(yù)定相位，尤其是相對于記錄的回波信號具有預(yù)定相位，這樣使得例如US信號的相位能夠有目的地相對于消融信號的相位被偏移?；谕?，可以通過考慮干擾信號的相位來簡單地實現(xiàn)干擾減少，因此可以相對于消融信號的相位有目的地調(diào)節(jié)回波信號的相位。于是，本發(fā)明減少了由強RF消融信號在消融電極上導(dǎo)致的不可避免的干擾，所述消融信號與從超聲換能器接收的超聲信號稱合，其中，US換能器能夠位于這一消融電極之內(nèi)。因此，本發(fā)明還提供了如下優(yōu)點:對US換能器裝置的限制更少，并且對屏蔽要求更少。同時，提高了測量的US回波信號的信噪比(SNR)，因此增加了 US信號進入心臟組織的穿透深度。根據(jù)可以與以上第一和 第二方面的任一個組合的第三方面，能夠提供一種利用基于超聲的監(jiān)測在射頻(RF)消融應(yīng)用中減少干擾的脈沖發(fā)生裝置，其中，所述脈沖發(fā)生裝置被布置成接收RF消融信號，接收開始脈沖串信號以開始包括超聲信號的至少兩個超聲掃描的第一脈沖串，生成激勵脈沖，使激勵脈沖與RF消融信號同步從而使得回波信號與消融信號之間干擾的干擾信號具有預(yù)定相位，并所述且脈沖發(fā)生裝置還能夠被布置成向信號處理單元提供定時信息，以便相對于消融信號對所述激勵脈沖以及后續(xù)掃描的開始和/或第二掃描脈沖串的開始進行定時。換言之，可以在脈沖串狀的模式中提供US信號，相繼脈沖具有不同極性。在接收到的掃描和相應(yīng)信號中，能夠針對每個后續(xù)掃描反轉(zhuǎn)US分量，而干擾信號將是相同的。通過將后續(xù)掃描中的信號彼此相減，能夠使US分量加倍，而干擾信號則被抵消。能夠獲得基于組合信號求平均的所得信號?？梢酝ㄟ^組合干擾信號與US回波信號來獲得組合信號，其中，在所得信號中，超聲回波被放大，尤其是被加倍，干擾被減少，尤其是抵消。根據(jù)可以與以上第一、第二和第三方面的任一個方面組合的第四方面，備選地或此外，能夠提供，尤其是以脈沖串模式提供US信號，相繼脈沖與超聲回波信號具有相同極性，但相位相對于消融裝置的信號稍微偏移。在接收的掃描中，通過使超聲激勵脈沖與相應(yīng)的超聲信號同步，US分量保持在相同時間(位置)，而干擾信號可能發(fā)生偏移。同樣，通過對若干次掃描的信號求平均，改善了回波信號的信噪比(SNR)。根據(jù)可以與以上第一、第二、第三和第四方面的任一個組合的第五方面，響應(yīng)于激勵脈沖的極性，組合回波信號可以具有交替的正負極性，以便增加針對其使用正激勵的信號并減去具有負激勵的信號，和/或根據(jù)均具有相同極性的激勵脈沖，所述組合回波信號與超聲回波信號具有相同極性。由此，能夠通過增大響應(yīng)信號并消除干擾來簡單地實現(xiàn)干擾減少。此外，能夠?qū)⒚}沖發(fā)生裝置布置成執(zhí)行激勵脈沖與RF消融信號的同步，使得回波信號與消融信號之間干擾的相應(yīng)干擾信號具有預(yù)定相位，并且該系統(tǒng)還能夠被布置成以向所述脈沖發(fā)生裝置提供開始脈沖串信號，以便觸發(fā)脈沖發(fā)生裝置生成同步超聲激勵脈沖的序列。此外，能夠相對于消融信號使組合回波信號的相位偏移。由此，能夠通過保存有用信號同時降低噪聲水平和被干擾信號的水平來簡單地實現(xiàn)干擾減少?？梢赃x擇重復(fù)率，使得先前激勵脈沖沒有記錄的回波。當(dāng)然，可以使用其他干擾減少選項。例如，可以在特定時間內(nèi)以特定的掃描時間執(zhí)行和重復(fù)脈沖串，從而可以為發(fā)生干擾的任何應(yīng)用找到適當(dāng)?shù)耐椒椒ā？梢詫⑸鲜鲈O(shè)備實現(xiàn)為包括消融裝置、US裝置和若干個用于求平均和/或同步的裝置的設(shè)備。作為備選，可以將用于求平均和/或同步的任何裝置集成到消融裝置和/或US裝置中。應(yīng)當(dāng)理解，權(quán)利要求1的設(shè)備、權(quán)利要求4的裝置、權(quán)利要求14的系統(tǒng)、權(quán)利要求6的方法和權(quán)利要求15的計算機程序具有具體如從屬權(quán)利要求中定義的類似和/或相同優(yōu)選實施例。應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明的優(yōu)選實施例也可以是從屬權(quán)利要求與相應(yīng)獨立權(quán)利要求的任
意組合。本發(fā)明的這些和其他方面將從下文描述的實施例變得顯而易見并參考其加以闡述。


在附圖中:圖1示出了用于人體內(nèi)心臟消融的常規(guī)布置的示意圖；圖2示出了將圖1的消融系統(tǒng)與超聲監(jiān)測聯(lián)合起來的示意圖；圖3示出了根據(jù)本發(fā)明用于減少干擾的基本系統(tǒng)設(shè)置的示意方框圖；圖4示出了根據(jù)本發(fā)明用于心臟消融的布置的示意圖；圖5示意性示出了干擾減少技術(shù)第一實施例的信號的范例；圖6示意性示出了干擾減少技術(shù)第一實施例的典型掃描序列；圖7示意性示出了干擾減少技術(shù)第二實施例的信號的范例；以及圖8示意性示出了干擾減少技術(shù)第二實施例的典型掃描序列。
具體實施例方式在以下實施例中，提出了一種增強的干擾減少系統(tǒng)，尤其用于組織消融應(yīng)用，其中，US成像受到RF信號的影響，使得外科醫(yī)師的處置可能受到限制。
根據(jù)實施例，對組合信號求平均，此外，可以使超聲激勵信號與消融信號同步。因此，干擾減少系統(tǒng)適于提高US信號的信噪比。在下文中，從現(xiàn)有技術(shù)的簡述開始，描述了使用求平均以及同步的兩個實施例。圖1示出了用于人體10之內(nèi)心臟消融的常規(guī)布置的示意圖，其中，消融電極22提供于導(dǎo)管23之內(nèi)，以在人體10之內(nèi)游歷，以便處置消融電極22與無關(guān)電極21之間的組織。消融電極22和無關(guān)電極21分別經(jīng)由消融導(dǎo)線22a和連接21a連接到消融裝置20。圖2示出了圖1的消融系統(tǒng)的示意圖，但結(jié)合了超聲裝置30。將小型高頻超聲換能器32構(gòu)建到消融裝置20的消融導(dǎo)管23中，使得導(dǎo)管23的用法不變。使用這種換能器32，能夠在消融流程期間對組織，尤其是對心壁進行可視化。超聲裝置30物理連接到消融系統(tǒng)20，從而直接與消融電極22相鄰地提供超聲換能器32。與消融電極22這樣接近地使用超聲裝置30帶來了實際問題，因為通常是利用頻率介于440和480kHz之間，功率為20到50瓦的正弦信號進行消融的。組織形成大約100到300歐姆的負載。因此，消融需要的電壓容易為幾十伏。但基頻的諧波很難抑制，強諧波能夠高達幾兆赫。需要10到50MHz范圍中的高頻超聲來以充分高分辨率對心壁進行可視化。盡管消融的基頻遠在感興趣頻帶之夕卜，但其諧波在這個頻帶之內(nèi)。在實際系統(tǒng)中，因此極難，即實際上不可能充分屏蔽US換能器32，以將消融裝置20的干擾減少到充分低水平。因此，需要特殊的機制來減少干擾。這種超聲系統(tǒng)的第二個問題是，信噪比(SNR)限制了超聲系統(tǒng)能夠看到，相應(yīng)地，能夠掃描/分析組織的深度。組織衰減隨著頻率增大，因此必須要在分辨率(表示頻率)與穿透深度之間進行折衷。于是，利用這種現(xiàn)有技術(shù)，由于干擾和US可視性受限，外科醫(yī)師必須要非常小心，以免傷害組織或造成過深的損傷。圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的基本系統(tǒng)設(shè)置，以便利用相同的方法減輕上述兩個問題。開始脈沖串信號SI觸發(fā)脈沖器40以生成脈沖序列，從而激勵超聲換能器32。脈沖器40還接收消融信號S (a)，使其能夠?qū)⒚}沖與消融信號S (a)同步。換言之，超聲裝置連接到或具備脈沖發(fā)生裝置40，其被布置成接收由消融裝置生成的RF消融信號。超聲換能器32被布置成接收響應(yīng)于超聲激勵脈沖，尤其是響應(yīng)于每個超聲激勵脈沖生成的超聲回波信號?？梢詫Q能器32提供的這些聲信號轉(zhuǎn)發(fā)到放大器50，以便作為回波信號被處理，通過求平均提高其信噪比，其中，檢測RF消融信號與US信號之間的干擾的干擾信號。尤其是，能夠設(shè)計超聲換能器以檢測干擾信號。能夠相對于每個激勵脈沖進行檢測，或者，相對于特定的激勵脈沖，例如，每隔一個激勵脈沖或每隔兩個激勵脈沖。能夠相對于相應(yīng)的US回波信號進一步進行檢測。能夠由放大器50處理超聲回波信號。能夠?qū)z測到的干擾信號組合到相應(yīng)的超聲回波信號，以便獲得組合回波信號。換言之，組合回波信號對應(yīng)于從換能器接收的信號，包括成像希望要的信號和干擾信號。組合回波信號能夠在放大器50中被放大并在A/D變換器60中被變換成數(shù)字信號，以便將其提供到信號處理單元70。信號處理單元70能夠被布置成對所述組合回波信號的至少兩個求平均。亦即，信號處理單元70中的信號處理能夠負責(zé)所需的求平均，并且也能夠從脈沖器40接收定時信息Tl，以便定時下一個掃描，相應(yīng)的后續(xù)脈沖串的開始。由此，能夠在硬件或軟件中執(zhí)行信號處理部分。優(yōu)選在硬件中實施，因為它能夠顯 著減少利用超聲信號向系統(tǒng)傳輸所需的數(shù)據(jù)。所有其他模塊都是硬件模塊。利用這種技術(shù)，能夠進行求平均以及同步。這意味著，能夠提高US回波信號的信噪比，盡管有干擾，也能夠在消融電極的緊鄰處嵌入US換能器。圖4示出了具有修改的消融導(dǎo)管23a的規(guī)則消融裝置20，修改的消融導(dǎo)管23a被布置成提供消融電極22和US換能器32，使得干擾不會顯著影響US成像質(zhì)量。在導(dǎo)管23a的遠端提供消融電極22和US換能器32，以在身體之內(nèi)游歷，以便通過向心臟組織造成損傷來處置心房纖顫。能夠?qū)S換能器32嵌入在消融電極22中，對其進行很好的屏蔽，以使其從消融信號拾取的干擾最小化。換言之，有利地，能夠?qū)S換能器32與現(xiàn)有常用的消融系統(tǒng)一起使用(如圖2所示)，尤其是不需要對消融電極或?qū)Ч苓M行任何修改，即使在這些系統(tǒng)產(chǎn)生顯著的RF干擾時也是這樣。因此，不必對現(xiàn)有系統(tǒng)做出顯著改變，因此基本可以在所有這些常用消融系統(tǒng)中實現(xiàn)所提出的用于干擾減少的設(shè)備、裝置和系統(tǒng)。超聲裝置30，以及對應(yīng)的脈沖器，產(chǎn)生或?qū)е驴焖傧嗬^地產(chǎn)生至少兩個掃描，以及相應(yīng)的激勵脈沖，尤其是在由于組織或流體運動比超聲裝置提供的分辨率更小而導(dǎo)致細節(jié)損失的時間內(nèi)。由此，可以將超聲裝置30連接到被布置成生成激勵脈沖的脈沖器。能夠使這些脈沖與消融信號同步，其中，提供了超聲裝置30與消融裝置20之間的連接30a，尤其是以從消融導(dǎo)線22a到超聲裝置30的額外電纜的形式。而且，所述脈沖器能夠被布置成接收RF消融信號。由于求平均的原因，可以增大回波信號的信噪比(SNR)。噪聲是真隨機過程，添加n個相同但有噪聲的信號將會使信號功率增大倍n2，但噪聲僅增大V n倍，因此可以將信噪比提高V n倍。因此，利用例如兩次掃描，能夠?qū)NR增大3dB。圖5示意性示出了能夠提供根據(jù)干擾減少技術(shù)第一實施例的信號的序列。以交變極性快速相繼(信號脈沖串)地執(zhí)行若干次超聲掃描，其中，可以由與用于生成激勵脈沖的脈沖發(fā)生裝置通信的超聲換能器執(zhí)行掃描，每次掃描都是響應(yīng)于相應(yīng)的激勵脈沖執(zhí)行的。亦即，響應(yīng)于具有交變極性的正負激勵脈沖，能夠為組合回波信號S (e)、S (f)提供交替的正負極性，其中，相應(yīng)的組合回波信號S (e)、S (f)包括超聲信號S (d)和干擾信號S (b)。在下文中，簡短解釋根據(jù)第一實施例的干擾減少技術(shù)的原理。將正超聲激勵脈沖S (C)鎖定(即，同步)到消融信號S (a)，使得干擾將具有固定相位，尤其是相對于記錄的US回波信號。最后，增加針對其使用正激勵的所得回波信號S (e)，減去具有 負激勵的那些。其中，圖5示出了所涉及信號的非常簡化的范例。具有諧波的消融信號S Ca)通常是幾十伏特。作為范例，在正弦信號的下降沿示出了交叉失真，生成高水平的諧波。信號S (b)是由US換能器拾取的所得干擾信號。這一信號通常會在微伏到毫伏的范圍內(nèi)。信號S (C)對換能器顯示出正的US激勵脈沖，尤其是鎖定到消融信號S (a)。在沒有干擾時，US回波信號S (d)呈現(xiàn)出范例響應(yīng)。組合US回波信號S (e)呈現(xiàn)出相同的信號，但具有干擾，使用正激勵脈沖，信號S (d)和S (b)的總和也是如此。類似地，組合US回波信號S(f)是由負激勵信號生成的。所得響應(yīng)和信號S (e)相同，但極性相反，使用的是負激勵脈沖。然而，添加的干擾有原來的極性。從S (e)中減去S (f)后生成的信號，理論上講，響應(yīng)信號會加倍，干擾會抵消掉。在實踐中，一些干擾可能還會發(fā)生，因為干擾不是完全固定的并且因為在超聲激勵脈沖與消融信號之間會有一些抖動。而且，對負激勵脈沖的響應(yīng)不一定和由正激勵脈沖引起的響應(yīng)完全相反，例如，由于組織和/或換能器的非線性，或者由于電子系統(tǒng)中的任何缺陷。優(yōu)選地，選擇重復(fù)率，使得以前的激勵脈沖沒有回波記錄。然而，總的脈沖序列應(yīng)該盡可能地短，使得血細胞的運動不會引起超聲圖像劣化，或者可能的情況是導(dǎo)致基于US的監(jiān)測劣化，該血細胞的運動被認為是發(fā)生在US換能器視場中的最快運動之一。圖6示出了根據(jù)干擾減少技術(shù)的第一實施例的典型掃描序列的范例。在這一范例中，每個脈沖串包含四次掃描，兩次正掃描和兩次負掃描。該脈沖串重復(fù)周期T (b)可以是大約例如10到100ms。更具體地說，如果為了減少干擾高掃描率是有利的，脈沖串重復(fù)周期T (b)也可以是大約例如Ims或更少，這可能取決于干擾信號。掃描重復(fù)周期T (S)，即兩次相繼掃描之間的時間，可以是大約例如IOy s到IOOii S。圖7示意性示出了能夠提供根據(jù)干擾減少技術(shù)的第二實施例的信號的序列。以與超聲回波信號S (d)相同的極性快速相繼(信號脈沖串)地執(zhí)行若干次超聲掃描。亦即，響應(yīng)于均具有相同極性的激勵脈沖，為組合回波信號S (el)、S (e2)提供相同的極性。在下文中，簡短解釋根據(jù)這一第二實施例的干擾減少技術(shù)的原理。與第一實施類似，相應(yīng)的超聲激勵脈沖S (Cl),S (c2)、S (c3)與消融信號同步，但是對于每個脈沖而言，有目的地偏移了相對于消融系統(tǒng)的相位。因此，相對于記錄的回波信號S (d)，RF干擾也將有稍微偏移的相位。最后，對針對其使用正激勵的所得回波信號S (el),S (e2)求平均，如果做更多的平均干擾信號會減少。其中，圖7示出了所涉及信號的非常簡化的范例。信號S Ca)是具有諧波的消融信號。作為范例，在正弦信號的下降沿示出交叉失真，生成高水平的諧波。信號S (b)是由US換能器拾取的所得干擾信號。信號S (cl),S (c2)和S (C3)分別示出了針對換能器的第一、第二和第三次激勵脈沖。在沒有干擾時，信號S (d)為US響應(yīng)(回波信號)示出范例。信號S (el)呈現(xiàn)出相同的信號，但具有干擾，其是尤其根據(jù)信號S (Cl)的在施加第一激勵脈沖時獲得的。信號S (e2)呈現(xiàn)出尤其根據(jù)信號S (c2)的在施加第二激勵脈沖時的具有干擾的信號。能夠看出，干擾信號S (e2)相對于干擾信號S (el)有點兒偏移。所得響應(yīng)表示了信號S (el)和S (e2)及其他生成的類似信號的平均值。通過這種方式，有用的信號會保留，然而隨著求平均的次數(shù)增加，噪聲水平和干擾信號的水平會降低。如圖5語境中提到的，可以這樣選擇重復(fù)率，使得以前的激勵脈沖沒有回波記錄。然而，總的脈沖序列應(yīng)該盡可能地短，使得血細胞的運動，不會引起超聲圖像劣化，或者可能的情況是導(dǎo)致基于US的監(jiān)測劣化，該血細胞的運動被認為是發(fā)生在US換能器視場中的最快運動之一。圖8示出了 根據(jù)干擾減少技術(shù)的第一實施例的典型掃描序列的范例。在這一范例中，每個脈沖串包含四次正掃描，但是也可以改變掃描的次數(shù)。如第一實施例的語境中那樣，脈沖串重復(fù)周期T (b)可以是大約例如10到100ms。掃描重復(fù)周期T (S)，即兩次相繼掃描之間的時間，可以是大約例如IOy s到IOOii S。應(yīng)當(dāng)理解，有一種序列，其中，可以根據(jù)干擾減少技術(shù)的第三實施例提供信號，第三實施例是第一和第二實施例的組合，即正和負掃描及偏移。在隨后的每對脈沖中，都使用正和負激勵脈沖，并減去所得回波。這在提高SNR的同時抑制了干擾。然而，一些殘余干擾可能是不可避免的。對于下一對，稍微偏移了相對于消融系統(tǒng)的相位，并且重復(fù)相同的步驟。殘余干擾與前一對相比具有相同的強度但不同的相位。因此，通過對這些對脈沖求平均，可以比第一實施例進一步抑制殘余干擾。總之，在必須要對心壁造成損傷的用于處置心房纖顫的心臟消融中，一種超聲監(jiān)測機制適于評估損傷的進展，使得外科醫(yī)師能夠為損傷提供足夠大深度，其中，減少了由消融裝置導(dǎo)致的干擾，并改善了回波信號的信噪比。換言之，在使用US成像的RF應(yīng)用中，干擾減少系統(tǒng)適于至少顯著消除干擾效應(yīng)，從而增強基于US的監(jiān)測，尤其是監(jiān)測消融深度。通過研究附圖、公開和所附權(quán)利要求，本領(lǐng)域的技術(shù)人員在實踐請求保護的本發(fā)明時能夠理解和實現(xiàn)所公開實施例的其他變化。在權(quán)利要求中，“包括” 一詞不排除其他元件或步驟，不定冠詞“一”或“一個”不排除多個。單個處理器、感測單元或其他單元可以完成權(quán)利要求中列舉的幾個項目的功能。在互不相同的從屬權(quán)利要求中列舉特定手段的簡單事實并不表示不能有利地使用這些手段的組合。應(yīng)當(dāng)指出的是，可以至少部分在圖3的相關(guān)功能塊處的軟件模塊中實施根據(jù)以上實施例的所提出解決方案。所得的計算機程序產(chǎn)品可以包括代碼模塊，用于令計算機執(zhí)行圖3的功能的以上流程的步驟。因此，當(dāng)計算機程序產(chǎn)品在計算機上運行時，由所述計算機程序產(chǎn)品產(chǎn)生流程步驟?？梢栽谶m當(dāng)?shù)慕橘|(zhì)上存儲和/或分布的計算機程序，介質(zhì)例如是與其他硬件一起供應(yīng)或作為其他硬件一部分供應(yīng)的光存儲介質(zhì)或固態(tài)介質(zhì)，但也可以在其他形式中分布，例如通過互聯(lián)網(wǎng)或其他有線或無線電信系統(tǒng)。權(quán)利要求中的任何附圖標(biāo)記不應(yīng)被解釋為限制其范圍。在必須要對心壁造成損傷的用于處置心房纖顫的心臟消融中，一種超聲監(jiān)測機制適于評估損傷的進展，使得外科醫(yī)師能夠為損傷提供足夠大深度，其中，減小了由消融裝置導(dǎo)致的干擾，并改善了回波 信號的信噪比。
權(quán)利要求
1.一種用于利用基于超聲的監(jiān)測在射頻(RF)消融應(yīng)用中減少干擾的設(shè)備，所述設(shè)備包括: -消融裝置(20)，其被布置成生成供應(yīng)給消融電極(22)的RF消融信號(S (a))， -超聲裝置(30)； -超聲換能器(32)，其被連接到所述超聲裝置(30)； 其中，所述設(shè)備被布置成生成至少兩個超聲激勵脈沖(S (c)；S (cl), S (c2),S (c3 ,以便激勵所述超聲換能器(32)，所述超聲換能器(32)被布置成針對每個超聲激勵脈沖執(zhí)行超聲掃描，每次超聲掃描包括超聲信號(S2)，并且所述設(shè)備被布置成響應(yīng)于所述超聲激勵脈沖接收超聲回波信號(S (d))； 其中，所述超聲換能器(32)還被設(shè)計成檢測所述RF消融信號(S (a))與所述超聲回波信號(S (d))之間的干擾的干擾信號(S (b))，以便處理所述干擾信號(S (b))和所述超聲回波信號(S (d))并減小由所述干擾信號(S (b))引起的對基于超聲的監(jiān)測的不利效應(yīng)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述設(shè)備還被布置成組合所述檢測的干擾信號(S (b))與相應(yīng)的超聲回波信號(S (d))，用于提供組合回波信號(S (e),S (f)；S (el),S(e2))并對所述組合回波信號中的至少兩個求平均，以便獲得具有高信噪比的平均回波信號。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè) 備，其中，所述超聲裝置(30)被連接到所述消融裝置(20)，以便能夠使所述激勵脈沖與所述RF消融信號同步，從而使得回波信號(S (d))與消融信號(S (a))之間的干擾的相應(yīng)干擾信號(S (b))具有預(yù)定相位。
4.一種用于利用基于超聲的監(jiān)測減少射頻(RF)消融應(yīng)用中的干擾的脈沖發(fā)生裝置(40)，所述脈沖發(fā)生裝置(40)被布置成: a.接收RF消融信號(S(a))； b.接收開始脈沖串信號(SI)，用于開始包括超聲信號(S2)的至少兩次超聲掃描的第一脈沖串； c.生成激勵脈沖(S(c) ;S (cl)，S (c2)，S (c3))； d.使所述激勵脈沖與所述RF消融信號同步，從而使得回波信號(S(d))與消融信號(S(a))之間的干擾的干擾信號(S (b))具有預(yù)定相位。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的脈沖發(fā)生裝置，其還被布置成向信號處理單元(70)提供定時信息(Tl)，以便相對于消融信號對所述激勵脈沖和后續(xù)掃描的開始和/或第二掃描脈沖串的開始進行定時。
6.一種利用基于超聲的監(jiān)測在射頻(RF)消融應(yīng)用中減少干擾的方法，所述方法包括: a.生成RF消融信號S(a)并檢測所述RF消融信號S (a)； b.生成至少兩個超聲激勵脈沖(S(c) ；S (cl), S (c2), S (c3))，以及向超聲換能器(32)提供所述超聲激勵脈沖以響應(yīng)于所述超聲激勵脈沖執(zhí)行超聲掃描； c.接收響應(yīng)于超聲激勵脈沖生成的超聲回波信號(S(d))； d.檢測所述RF消融信號S(a)與超聲回波信號(S (d))之間的干擾信號(S (b)),以便處理所述干擾信號(S (b))和所述超聲回波信號(S (d))，并減小由所述干擾信號(S (b 弓I起的對基于超聲的監(jiān)測的不利效應(yīng)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，所述方法還包括:將所述檢測到的干擾信號(s (b))組合到所述超聲回波信號(S (d))，以獲得組合回波信號(S (e), S (f) ；S (el), S (e2));以及 對所述組合回波信號中的至少兩個求平均以獲得平均回波信號。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，響應(yīng)于具有交變極性的正負激勵脈沖，為所述組合回波信號(S (e), S (f) ；S (el), S (e2))提供交變的正負極性。
9.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，以如下方式執(zhí)行所述求平均:增加針對其使用所述正激勵的所述組合回波信號，并且減去具有負激勵的所述組合回波信號，由此獲得其中超聲回波被放大并且干擾被減少的所得信號。
10.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，還包括: 使所述超聲激勵脈沖與所述消融信號同步，使得干擾信號(S (b 具有預(yù)定相位。
11.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其中，響應(yīng)于其中的每個具有相同極性的激勵脈沖，為組合回波信號(S (e),S (f)；S (el),S (e2))提供與所述超聲回波信號(S (d))相同的極性,并且 其中，以如下方式執(zhí)行所述求平均:對針對其使用所述正激勵的所述組合回波信號求平均，由此獲得所得信號。
12.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，所述方法還包括: 使所述超聲激勵脈沖與所述消融信號同步，其中，相對于所述消融信號偏移所述超聲回波信號(S (d))的相位，使得所述干擾信號(S (b))將相對于所述超聲回波信號(S (d 具有偏移的相位。
13.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，所述方法還包括: -在所述求平均的步驟之前，放大所述組合回波信號； -在所述求平均的步驟之前，將所述組合回波信號轉(zhuǎn)換成數(shù)字回波信號； -在所述求平均的步驟之后，從所述脈沖發(fā)生裝置(40 )向所述信號處理單元(70 )提供定時信息(Tl)，并使所述超聲激勵脈沖與所述消融信號同步， 其中，以脈沖串狀的模式快速相繼地生成至少兩個超聲激勵脈沖(S (c) ；S (cl), S(c2), S (c3)),每個脈沖串包含至少四次掃描,每次掃描優(yōu)選與后續(xù)掃描分開小于0.1ms,并且每個脈沖串優(yōu)選與后續(xù)脈沖串分開超過1ms，所述脈沖發(fā)生裝置(40)接收開始脈沖串信號(SI)，以便生成激勵脈沖的序列，所述定時信息(Tl)用于對后續(xù)脈沖串的開始進行定時。
14.一種利用基于超聲的監(jiān)測在射頻(RF)消融應(yīng)用中減少干擾的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)包括: -消融裝置(20)和消融電極(22)，所述消融裝置(20)被布置成向所述脈沖發(fā)生裝置(40)并向所述消融電極(22)提供RF消融信號(S (a))； -超聲裝置(30)和連接到所述超聲裝置(30)的超聲換能器(32)； -脈沖發(fā)生裝置(40)，其向所述超聲換能器(32)提供激勵脈沖以執(zhí)行超聲掃描； -所述超聲換能器(32)被設(shè)計成接收超聲回波信號(S (d))，并檢測所述RF消融信號(S (a))與所述超聲回波信號(S (d))之間干擾的干擾信號(S (b))， 其中，所述系統(tǒng)被布置成組合所述檢測的干擾信號(S (b 與相應(yīng)的超聲回波信號(S(d))，提供組合回波信號(S (e),S (f)；S (el),S (e2))，并對至少兩個所述組合回波信號求平均，以便獲得具有高信噪比的平均回波信號。
15.一種計算機程序產(chǎn)品，其包括代碼模塊，當(dāng)所述代碼模塊在計算裝置上運行時，用于產(chǎn)生根據(jù)權(quán)利要 求7所述的步驟。
全文摘要
在必須要對心壁造成損傷的用于處置心房纖顫的心臟消融中，一種超聲監(jiān)測機制適于評估損傷的進展，使得外科醫(yī)師能夠為損傷提供足夠大深度，其中，減小了由消融裝置導(dǎo)致的干擾，并改善了回波信號的信噪比。
文檔編號A61B8/08GK103209645SQ201180054957
公開日2013年7月17日 申請日期2011年11月15日 優(yōu)先權(quán)日2010年11月18日
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