Уменьшение помех и улучшение отношения сигнал-шум для ультразвукового мониторинга кардиальной абляции

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам для уменьшения помех при применениях ультразвука. Устройство содержит устройство абляции, ультразвуковое устройство, ультразвуковой преобразователь. Устройство выполнено с возможностью формирования двух импульсов ультразвукового возбуждения, причем ультразвуковой преобразователь выполнен с возможностью ультразвукового сканирования и приема двух объединенных ультразвуковых сигналов. Каждый из принятых объединенных ультразвуковых сигналов содержит сигнал помехи, при этом один сигнал обрабатывается вместе с другим принятым объединенным ультразвуковым сигналом. Способ уменьшения помех осуществляется посредством устройства с использованием носителя информации. Изобретение позволяет улучшить ультразвуковой мониторинг на глубине абляции. 3 н. и 9 з.п. ф-лы, 8 ил.

 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к системе, устройству, способу и компьютерному программному продукту для уменьшения помех при применениях ультразвука для кардиальной абляции, в частности для уменьшения помех во время радиочастотной абляции, использующей радиочастотные катетеры, имеющие ультразвуковые преобразователи для мониторинга развития патологических изменений, созданных в кардиальной ткани.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Технология кардиальной абляции, как общей процедуры лечения предсердной фибрилляции, обычно основана на устройстве абляции с абляционным электродом, обеспечиваемом внутри радиочастотного (RF) катетера для перемещений внутри тела пациента. Абляционный электрод располагается на дистальном конце катетера, так чтобы можно было обрабатывать ткань, расположенную между абляционным электродом и нейтральным электродом, расположенным рядом с телом пациента. В сочетании с системой получения изображения, обычно основанной на использовании ультразвука (US), такое абляционное устройство предназначено для создания патологических изменений на конкретной глубине в предсердной стенке сердца пациента. Патологические изменения, сформированные посредством абляции, обладают значительно меньшей проводимостью, чем здоровая ткань, и, таким образом, эффективно разрушаются любые пути прохождения электрического тока, по который проходят сигналы, вызывающие фибриллирование. В целом, чтобы получить эффективное лечение предсердного фибриллирования, патологические изменения, созданные в процессе этой процедуры, должны проникать через всю предсердную стенку, соответственно, стенку сердца, причем, например, у людей предсердная стена может обладать толщиной до 8 мм. Однако патологическое изменение, сделанное слишком глубоко, может быть смертельным; например, пищевод является критическим органом, который не должен быть затронут. Поэтому предусматривается ультразвуковой (US) преобразователь, соединенный с устройством абляции, в частности, встроенный в абляционный катетер, и, когда это возможно, интегрированный рядом с абляционным электродом, чтобы формировать информацию, связанную с прогрессом абляционного лечения. То есть, ультразвуковой мониторинг может предоставить хирургу механизм обратной связи в отношении прогресса абляционного лечения, что может повысить частоту успеха процедуры. При этом радиочастотная абляция создает помехи ультразвуковым сигналам, поэтому во многих случаях ультразвуковой мониторинг оказывается недостаточно надежным или достоверным и абляция ткани и, соответственно, лечение предсердного фибриллирования не может проводиться эффективно.

Другими словами, в настоящее время, даже при наличии любой системы получения изображения, эти процедуры абляции выполняются без надлежащего механизма оценки точного прогресса патологического изменения, так как существует, например, емкостная связь радиочастотных сигналов с ультразвуковыми сигналами, то есть радиочастотные сигналы создают помехи ультразвуковым сигналам. Это заставляет хирурга быть очень осторожным, например, из-за опасности травмы из-за перегрева. Дополнительно, в случае недогрева лечение является неэффективным. Поэтому, даже если ультразвуковой мониторинг интегрируется в систему абляции, остается значительное количество случаев, когда такое лечение не эффективно. Во всех таких случаях патологические изменения могут не быть созданы таким образом, чтобы электрические пути, по который проходят сигналы, вызывающие фибриллирование, эффективно разрушались.

Поэтому существует потребность в радиочастотных катетерах, которые более адекватно управляют развитием патологического изменения в ткани, в частности, в реальном времени во время радиочастотной абляции. Система, способная обеспечивать обратную связь в реальном времени для развития патологического изменения, а также информацию в реальном времени о глубине патологического изменения, особенно в отношении толщины ткани в месте лечения, может предотвращать травму и смерть, например, также из-за перегревания при процедурах абляции с помощью радиочастотного катетера. Как упомянуто выше, высокочастотный ультразвук (US) может использоваться для мониторинга прогресса границы патологического изменения в режиме движения (М-режиме) при получении изображения, но упомянутые недостатки еще не преодолены. Радиочастотный сигнал создает помехи ультразвуковому сигналу, из-за чего отражения от ткани видеть трудно.

РАСКРЫТИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Задача настоящего изобретения заключается в обеспечении устройства, системы и способа лечения ткани, основываясь на радиочастотной абляции и мониторинге прогресса лечения и характеристик ткани на ультразвуковой основе, что позволяет хирургу создавать патологические изменения на соответствующую глубину в ткани. Дополнительная задача настоящего изобретения состоит в снижении опасности травмы из-за перегревания. Другой задачей настоящего изобретения является снижение влияния емкостной связи радиочастотных сигналов на ультразвуковые сигналы, особенно, чтобы улучшить ультразвуковой мониторинг глубины абляции. Кроме того, задача настоящего изобретения заключается в обеспечении ультразвукового монитора кардиальной абляции, который менее восприимчив, соответственно, более устойчив к любой помехе между радиочастотными и ультразвуковыми сигналами, и облегчении ультразвукового мониторинга характеристик ткани, в целом, а также в контексте с лечением любой другой ткани, отличной от предсердной стенки. Другими словами, задача настоящего изобретения состоит в улучшении ультразвукового мониторинга, когда ультразвуковые сигналы взаимодействуют с любыми другими сигналами, например, с сигналами радиочастотной абляции.

По меньшей мере одна из этих задач решается посредством устройства, заявленного в п.1 формулы изобретения, устройства, заявленного в п.4 формулы изобретения, системы снижения помех, заявленной в п.14 формулы изобретения, и способа снижения помех, заявленного в п.6 формулы изобретения.

Таким образом, настоящее изобретение, помимо прочего, применимо для терапевтических концепций, когда ультразвук используется для мониторинга, например, характеристик ткани, в частности, когда существует сигнал помехи с высокой повторяемостью, как, например, сигнал помехи устройства радиочастотной абляции. В частности, в контексте с радиочастотной абляцией, решение проблемы настоящим изобретением опирается, помимо прочего, на следующее. Обычно радиочастотный сигнал взаимодействует с ультразвуковым сигналом, из-за чего отражения от ткани трудно видеть, поскольку радиочастотный сигнал имеет намного большую амплитуду по сравнению с отражениями от ткани ультразвукового сигнала. Более конкретно, частота сигнала радиочастотной абляции составляет приблизительно 450 кГц, а ультразвуковой мониторинг патологического изменения выполняется на частотах выше 10 МГц. Однако радиочастотные сигналы содержат высокочастотные гармоники, значительно влияющие на ультразвуковые сигналы в полосе частот ультразвукового преобразователя. До настоящего времени было невозможно посредством аналогового фильтра отфильтровать сигнал радиочастотной абляции, связанный с ультразвуковым сигналом.

Изобретение основано, помимо прочего, на признании следующих фактов. Сигнал абляции и поэтому помеха, воспринимаемая ультразвуковым преобразователем, имеют периодический характер. Хотя точная форма сигнала помехи не может быть оценена заранее, эта форма изменяется во времени исключительно медленно. Главной причиной изменений этого сигнала помехи является изменение импеданса ткани за счет формирования патологического изменения, а изменения в ткани происходят исключительно медленно. В одном иллюстративном примере, где рассматривается ультразвуковая система, работающую на частоте 20 МГц в воде, предлагающая разрешающую способность приблизительно 30 мкн, самое быстрое движение в ткани вызывается кровью, текущей через капилляры, скорость которой меньше 4,5 мм/с. Это означает, что в случае, когда два эхо-сканирования выполняются с интервалом менее 3 мс, потеря деталей, вызванная движением, незначительна, поскольку расширение за счет движения имеет порядок 0,0135 мм, то есть, меньше разрешающей способности 30 мкн. На частотах 10 МГц и выше типичная глубина проникновения в ткани ограничиваются менее чем 1 см. При скорости звука в ткани приблизительно 1500 м/с это приводит в результате к типичному времени измерения менее 13 мкс. Поэтому в этом иллюстративном примере максимальное количество эхо-сканирований, которые могут быть проведены в течение периода 3 мс и которые будут почти идентичны, равно 230, исходя из периода максимум 3 мс и времени измерения менее 13 мкс. Таким образом, могут быть выполнены несколько ультразвуковых сканирований, каждое из которых дает, по меньшей мере, приблизительно равную последовательность сигналов, и эти сигналы могут сравниваться с любыми сигналами помехи, чтобы получить усредненный ультразвуковой отраженный сигнал и/или синхронизировать ультразвуковые сканирования с сигналами радиочастотной абляции, как объясняется далее в контексте вариантов осуществления изобретения. Таким образом, главное преимущество состоит в том, что оборудование, система и устройство для снижения помех могут использоваться с существующими широко используемыми системами абляции без особых изменений, даже если эти системы создают существенную радиочастотную помеху. То есть, нет необходимости изменять существующие системы.

Таким образом, настоящее изобретение предлагает механизм, при котором несколько ультразвуковых сканирований могут быть выполнены, в частности, в быстрой последовательности, в пределах такого периода времени, что потеря подробностей из-за движения ткани или жидкости меньше, чем разрешающая способность, обеспечиваемая ультразвуковой системой. Это может быть сделано в режиме, подобном пакетному, в частности, учитывая полярность последовательных импульсов. То есть, ультразвуковые сканирования каждого пакета могут быть синхронизированы и сами пакеты также могут быть синхронизированы. Тем самым может быть просто достигнуто уменьшение помех, подавая импульсы в быстрой последовательности, так чтобы движения ткани или пациента перемещения не оказывали значительного отрицательного влияния на качество ультразвуковых отраженных сигналов.

В соответствии с первым вариантом, объединение обнаруженных сигналов помехи с соответствующим ультразвуковым отраженным сигналом для обеспечения объединенного отраженного сигнала и усреднение по меньшей мере двух из объединенных отраженных сигналов, чтобы получить усредненный отраженный сигнал с высоким отношением сигнал-шум, могут привести к улучшенному ультразвуковому мониторингу, в частности, глубины абляции. Другими словами, объединенный отраженный сигнал соответствует сигналу, принятому от преобразователя, содержащему сигнал, требующийся для получения изображения, и сигнал помехи. Таким образом, обратим внимание, что может быть достаточным усреднить отраженные сигналы для ограниченного количества ультразвуковых сканирований. Усреднение сканирований и, соответственно, сигналов может привести в результате к улучшенному отношению сигнал-шум (SNR) отраженного сигнала, так как ультразвуковая составляющая, по меньшей мере, приблизительно одна и та же при последовательных сканированиях, тогда как сигнал помехи и шум могут различаться. Усреднение может обеспечить уменьшенную помеху и, таким образом, улучшенные реконструированные отраженные ультразвуковые сигналы. То есть, при практических обстоятельствах абляционного вмешательства, при малом времени измерения в течение одного сканирования и низкой скорости объектов, которые должны прослеживаться, в соответствии с изобретением, в одном примере применения могут быть выполнены до 230 сканирований, которые почти идентичны между собой. Однако, может потребоваться много меньше сканирований. Основываясь на усреднении, уменьшение помех может быть достигнуто, просто увеличивая отношение сигнал-шум, так чтобы отраженные ультразвуковые сигналы могли быть получены с более высоким качеством.

В соответствии со вторым вариантом, который может быть объединен с упомянутым выше первым вариантом, ультразвуковое устройство может быть соединено с устройством абляции, чтобы обеспечить синхронизацию импульсов возбуждения с сигналами радиочастотной абляции, так чтобы соответствующий сигнал помехи между отраженными сигналами и сигналами абляции имел заданную фазу. Таким образом, синхронизируя соответствующий импульс ультразвукового возбуждения с сигналами абляции, помеха будет иметь заданную фазу, в частности, относительно зарегистрированных отраженных сигналов, что позволяет, например, преднамеренно сдвигать фазу ультразвуковых сигналов относительно фазы сигналов абляции. Основываясь на синхронизации, снижение помехи легко может быть достигнуто, учитывая фазу сигналов помехи, так чтобы фаза отраженных сигналов могла преднамеренно регулироваться относительно фазы сигналов абляции.

Таким образом, настоящее изобретение уменьшает неизбежную помеху, вызванную гармониками мощных сигналов радиочастотной абляции на абляционном электроде, которые объединяются с ультразвуковыми сигналами, принятыми от ультразвукового преобразователя, причем ультразвуковой преобразователь может находиться внутри этого абляционного электрода. Поэтому настоящее изобретение также обеспечивает преимущества меньшего количества ограничений при установке ультразвукового преобразователя, а также меньших требований к экранировке. Одновременно, оно увеличивает отношение сигнал-шум (SNR) измеренных отраженных ультразвуковых сигналов и, следовательно, глубину проникновения ультразвуковых сигналов в кардиальную ткань.

В соответствии с третьим вариантом, который может объединяться с любым из упомянутых выше первым и вторым вариантами, может обеспечиваться устройство формирования импульсов для уменьшения помех при применениях для радиочастотной (RF) абляции, используя ультразвуковой мониторинг, в котором устройство формирования импульсов выполнено с возможностью приема сигнала радиочастотной абляции, приема сигнала запуска пакета для запуска первого пакета по меньшей из двух ультразвуковых сканирований, содержащих ультразвуковые сигналы, формирования импульсов возбуждения, синхронизации импульсов возбуждения с упомянутыми сигналам радиочастотной абляции, так что сигнал помехи между отраженными сигналами и сигналами абляции имеет заданную фазу, и устройство формирования импульсов может дополнительно быть выполнено с возможностью предоставления информации синхронизации на блок обработки сигналов, чтобы синхронизовать упомянутые импульсы возбуждения и запуск последующего сканирования и/или запуск второго пакета сканирования относительно сигналов абляции. Другими словами, ультразвуковые сигналы могут обеспечиваться в режиме, подобном пакетному, с последовательными импульсами, имеющими разную полярность. В принятых соответствующих сигналах сканирования, ультразвуковая составляющая может быть полностью изменена для каждого последующего сканирования, тогда как сигнал помехи будет оставаться тем же самым. Вычитая сигналы при последовательных сканированиях друг из друга, ультразвуковая составляющая может быть удвоена, в то время как сигнал помехи исключается. Может быть получен результирующий сигнал, основанный на среднем значении объединенных сигналов. Объединенные сигналы могут быть получены в результате объединения сигналов помехи с отраженными ультразвуковыми сигналами, причем в результирующем сигнале ультразвуковой отраженный сигнал усиливается, в частности, удваивается, а помеха уменьшается, в частности, исключается.

В соответствии с четвертым вариантом, который может объединяться с любым из упомянутых выше первым, вторым или третьим вариантами, альтернативно или дополнительно, могут обеспечиваться ультразвуковые сигналы, в частности, в пакетном режиме, с последовательными импульсами, имеющими ту же самую полярность, что и отраженные ультразвуковые сигналы, но немного сдвинутыми по фазе относительно сигналов устройства абляции. Для принятых сигналов сканирования за счет синхронизации импульсов ультразвукового возбуждения, то есть, ультразвуковых сигналов, ультразвуковая составляющая остается в том же самом временном положении, тогда как сигнал помехи может быть сдвинут. Также, усредняя сигналы для множества сканирований, отношение сигнал-шум (SNR) отраженных сигналов улучшается.

В соответствии с пятым вариантом, который может быть объединен с любым из упомянутых выше первым, вторым, третьим и четвертым вариантами, чувствительные к полярности импульсов возбуждения объединенные отраженные сигналы могут иметь чередующуюся положительную и отрицательную полярность, чтобы складывать сигналы, для которых используется положительное возбуждение, и вычитать сигналы с отрицательным возбуждением, и/или объединенные отраженные сигналы имеют ту же самую полярность, что и отраженные ультразвуковые сигналы, соответствующие импульсам возбуждения, которые все имеют одну и ту же полярность. Таким образом, уменьшение помех может быть достигнуто, просто увеличивая ответный сигнал и подавляя помеху. Дополнительно, устройство формирования импульсов может быть выполнено с возможностью осуществления синхронизации импульсов возбуждения с сигналами радиочастотной абляции, так чтобы соответствующий сигнал помехи между отраженными сигналами и сигналами абляции имел заданную фазу, и система может дополнительно быть выполнена с возможностью обеспечения подачи сигнала запуска пакета на упомянутое устройство формирования импульсов, чтобы запускать устройство формирования импульсов для формирования последовательности синхронизированных импульсов ультразвукового возбуждения. Дополнительно, фаза объединенных отраженных сигналов может быть сдвинута относительно сигнала абляции. Таким образом, уменьшение помехи может быть достигнуто, просто сохраняя полезные сигналы и в то же время уменьшая уровень шума и уровень сигналов помехи. Частота повторения может быть выбрана такой, что от предыдущих импульсов возбуждения никакие отражения не регистрируются.

Конечно, могут использоваться другие варианты уменьшения помех. Например, пакеты могут передаваться и повторяться в конкретные периоды времени с конкретным временем сканирования, так что для любого применения, при котором возникает помеха, можно найти подходящий способ синхронизации.

Устройство, описанное выше, может быть осуществлено как устройство, содержащее устройство абляции, ультразвуковое устройство и несколько устройств для усреднения и/или синхронизации. Как альтернатива, любые устройства для усреднения и/или синхронизации могут интегрироваться в устройстве абляции и/или в ультразвуковое устройство.

Следует понимать, что устройство по п.1 формулы изобретения, устройство по п.4 формулы изобретения, система по п.14 формулы изобретения, способ по п.6 формулы изобретения и компьютерная программа по п.15 формулы изобретения имеют схожие и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, в частности, определенные в зависимых пунктах формулы изобретения.

Следует понимать, что предпочтительный вариант осуществления изобретения может также быть любой комбинацией зависимых пунктов с соответствующим независимым пунктом формулы изобретения.

Эти и другие варианты изобретения станут очевидны и будут разъяснены со ссылкой на варианты осуществления, описанные здесь далее.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

На следующих чертежах:

Фиг. 1 - схематическое изображение традиционного устройства для кардиальной абляции внутри человеческого тела;

Фиг. 2 - схематическое изображение системы абляции, показанной на Фиг. 1, в сочетании с ультразвуковым мониторингом;

Фиг. 3 - блок-схема базовой системы для снижения помех в соответствии с настоящим изобретением;

Фиг. 4 - схематическое изображение устройства кардиальной абляции, соответствующего настоящему изобретению;

Фиг. 5 - примеры сигналов для первого варианта осуществления способа снижения помех;

Фиг. 6 - типичная последовательность сканирования согласно первому варианту осуществления способа уменьшения помех;

Фиг. 7 - примеры сигналов для второго варианта осуществления способа уменьшения помех; и

Фиг. 8 - типичная последовательность сканирования согласно второму варианту осуществления способа уменьшения помех.

ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В последующих вариантах осуществления предложена улучшенная система уменьшения помех, в частности, для применений при абляции ткани, где на получение ультразвукового изображения оказывают влияние радиочастотные сигналы, так что возможности лечения для хирурга ограничиваются.

В соответствии с вариантами осуществления, выполняется усреднение объединенных сигналов и, дополнительно, может выполняться синхронизация ультразвуковых импульсов возбуждения с сигналами абляции. Следовательно, система снижения помех может быть выполнена с возможностью увеличения отношения сигнал-шум для ультразвуковых сигналов.

Далее описываются два варианта осуществления, использующих усреднение, а также синхронизацию, начиная с краткого описания предшествующего состояния техники.

На Фиг. 1 схематично представлена традиционное устройство для кардиальной абляции внутри человеческого тела 10, в котором абляционный электрод 22 обеспечивается внутри катетера 23, который должен перемещаться внутри человеческого тела 10, чтобы обрабатывать ткань, расположенную между абляционным электродом 22 и нейтральным электродом 21. Абляционный электрод 22 и нейтральный электрод 21 соединяются с устройством 20 абляции посредством провода 22а абляции и соединения 21a, соответственно.

На Фиг. 2 схематично представлена система абляции, показанная на Фиг. 1, но в сочетании с ультразвуковым устройством 30. Маленький высокочастотный ультразвуковой преобразователь 32 встроен в катетер 23 абляции устройства 20 абляции таким образом, что пользование этим катетером 23 не меняется. Используя преобразователь 32, ткань, в частности, стенка сердца, может визуализироваться во время процедуры абляции. Ультразвуковое устройство 30 физически соединяется с системой 20 абляции таким образом, что ультразвуковой преобразователь 32 располагается в непосредственной близости от абляционного электрода 22. Использование ультразвукового устройства 30 в такой непосредственной близости от абляционного электрода 22 создает практическую проблему, поскольку абляция обычно выполняется, используя синусоидальный сигнал с частотой между 440 и 480 кГц и с мощностью 20-50 ватт. Ткань образует нагрузку порядка 100-300 Ом. Напряжение, требуемое для абляции, равняется, очевидно, нескольким десяткам вольт. Но гармоники основной частоты очень трудно подавить и мощные гармоники могут измеряться на частотах до нескольких мегагерц. Высокочастотный ультразвук в диапазоне 10-50 МГц необходим для визуализации стенки сердца с достаточной разрешающей способностью. Хотя основная частота абляции лежит далеко за пределами интересующей полосы, ее гармоники попадают в пределы этой полосы. В практической системе, таким образом, чрезвычайно трудно, то есть, фактически невозможно, в достаточной степени экранировать ультразвуковой преобразователь 32, чтобы уменьшить помеху от устройства 20 абляции до достаточно низкого уровня. Следовательно, существует потребность в специальных механизмах уменьшения помех.

Вторая проблема с такой ультразвуковой системой состоит в том, что отношение сигнал-шум (SNR) ограничивает глубины, на которые ультразвуковая система может видеть и, соответственно, сканировать/анализировать ткань. Затухание ткани увеличивается с увеличением частоты, поэтому должен быть принят компромисс между разрешающей способностью, которая означает частоту, и глубиной проникновения. Таким образом, при такой технологии, соответствующей уровню техники, из-за помех и ограниченной ультразвуковой видимости хирург должен быть очень осторожен, чтобы не повредить ткань или не создать патологические изменения, которые слишком глубоки.

На Фиг. 3 представлена базовая система, соответствующая изобретению, чтобы уменьшить обе проблемы, упомянутые выше, с помощью одного и того же подхода. Сигнал S1 запуска пакета запускает импульсный генератор 40, чтобы сформировать последовательность импульсов для возбуждения ультразвукового преобразователя 32. Импульсный генератор 40 также принимает сигнал абляции S(a), чтобы можно было синхронизировать импульсы с сигналом S(a) абляции. Другими словами, ультразвуковое устройство соединяется с устройством 40 формирования импульсов или снабжается устройством 40 формирования импульсов, выполненным с возможностью приема сигналов радиочастотной абляции, создаваемых устройством абляции. Ультразвуковой преобразователь 32 выполнен с возможностью приема отраженного ультразвукового сигнала, формируемого в ответ на импульсы ультразвукового возбуждения, в частности, в ответ на каждый импульс ультразвукового возбуждения. Эти акустические сигналы, обеспечиваемые преобразователем 32, могут направляться к усилителю 50 для обработки в качестве отраженных сигналов, для которых отношение сигнал-шум должно увеличиваться посредством усреднения, с помощью которого обнаруживается сигнал помехи между сигналами радиочастотной абляции и ультразвуковыми сигналами. В частности, ультразвуковой датчик может быть предназначен для обнаружения сигналов помехи. Обнаружение может выполняться относительно каждого импульса возбуждения или, альтернативно, относительно конкретного импульса возбуждения, например, каждого следующего импульса возбуждения или каждого третьего импульса возбуждения. Обнаружение дополнительно может выполняться в отношении соответствующего отраженного ультразвукового сигнала. Отраженные ультразвуковые сигналы могут обрабатываться усилителем 50. Обнаруженные сигналы помехи могут объединяться с соответствующими отраженными ультразвуковыми сигналами, чтобы получить объединенные отраженные сигналы. Другими словами, объединенный отраженный сигнал соответствует сигналу, принятому от преобразователя, и содержит сигнал, требующийся для получения изображения, и сигнала помехи. Объединенные отраженные сигналы могут усиливаться в усилителе 50 и преобразовываться в цифровые сигналы в аналого-цифровом преобразователе 60 для подачи на блок 70 обработки сигналов. Блок 70 обработки сигналов может быть выполнен с возможностью усреднения по меньшей мере двух из упомянутых объединенных отраженных сигналов. То есть, в блок 70 обработки сигналов при обработке сигналов может выполнять требуемое усреднение и может также принимать информацию Т1 синхронизации от импульсного генератора 40, чтобы синхронизировать запуск следующего сканирования, то есть, следующего пакета.

Таким образом, часть обработки сигналов может выполняться посредством аппаратного обеспечения или посредством программного обеспечения. Вариант осуществления посредством аппаратного обеспечения предпочтителен, поскольку при этом может быть значительно снижен объем данных, которые должны передаваться системе, используя ультразвуковой сигнал. Все другие модули являются аппаратными модулями.

С помощью такой технологии могут быть выполнены усреднение, а также синхронизация. Это означает, что отношение сигнал-шум отраженных ультразвуковых сигналов может быть увеличено и, несмотря на помеху, ультразвуковой преобразователь может быть расположен в непосредственной близости от абляционного электрода.

На Фиг. 4 показано обычно устройство 20 абляции с модифицированным катетером 23а абляции, причем модифицированный катетер 23а абляции выполнен с возможностью обеспечения как абляционного электрода 22, так и ультразвукового преобразователя 32 таким образом, что помеха не оказывает заметного влияния на качество ультразвукового изображения. Абляционный электрод 22 и ультразвуковой преобразователь 32 обеспечиваются на дистальном конце катетера 23 для направления движения внутри тела, чтобы лечить предсердное фибриллирование, создавая патологические изменения в кардиальной ткани. Ультразвуковой преобразователь 32 может быть вмонтирован в абляционный электрод 22 и хорошо экранирован, чтобы минимизировать помеху, создаваемую сигналом абляции. Другими словами, предпочтительно, ультразвуковой преобразователь 32 может использоваться с существующими, обычно используемыми системами абляции (как показано на Фиг. 2), в частности, не требуя каких-либо изменений абляционного электрода или катетера, даже если эти системы создают существенную радиочастотную помеху. Таким образом, нет необходимости существенно изменять существующие системы, поскольку предложенные оборудование, устройство и система для уменьшения помех, в основном, могут быть осуществлены во всех этих обычно используемых системах абляции. Ультразвуковое устройство 30, то есть, импульсный генератор, формирует или вызывает формирование по меньшей мере двух сканирований, то есть, импульсов возбуждения в быстрой последовательности, в частности, в пределах такого периода времени, что потеря подробностей из-за движения ткани или текучей среды будет меньше разрешающей способности, обеспечиваемой ультразвуковым устройством. Таким образом, ультразвуковое устройство 30 может также быть соединено с импульсным генератором, выполненным с возможностью формирования импульсов возбуждения. Эти импульсы могут быть синхронизированы с сигналом абляции, причем соединение 30a между ультразвуковым устройством 30 и устройством 20 абляции обеспечивается, в частности, в форме дополнительного кабеля от провода 22a абляции к ультразвуковому устройству 30. Кроме того, импульсный генератор может быть выполнен с возможностью приема сигналов радиочастотной абляции.

Благодаря усреднению, отношение сигнал-шум (SNR) отраженных сигналов может быть увеличено. Шум несомненно является случайным процессом и добавление n идентичных, но шумовых сигналов, будет увеличивать мощность сигнала с коэффициентом n², а шум только с коэффициентом n, поэтому отношение сигнал-шум может быть увеличено в √n раз. Так, при использовании например, двух сканирований, отношение SNR может быть увеличено на 3 дБ.

На Фиг. 5 схематично представлена последовательность, в которой могут предоставляться сигналы в соответствии с первым вариантом осуществления способа снижения помехи. Несколько ультразвуковых сканирований выполняются в быстрой последовательности (сигнальный пакет) с переменной полярностью, причем сканирования могут выполняться ультразвуковым преобразователем, осуществляющим связь устройством формирования импульсов для формирования импульсов возбуждения, и каждое сканирование выполняется в ответ на соответствующий импульс возбуждения. То есть, чувствительный к положительным и отрицательным импульсам возбуждения с переменной полярностью объединенный отраженный сигнал S(e), S (f) может быть обеспечен переменной положительной и отрицательной полярностью, причем соответствующий объединенный отраженный сигнал S(e), S(f) состоит из ультразвукового сигнала S(d) и сигнала S(b) помехи. Далее будет коротко объяснен принцип способа уменьшения помехи в соответствии с первым вариантом осуществления. Положительный импульс S(c) ультразвукового возбуждения захватывается (то есть, синхронизируется) сигналом S(a) абляции, так что помеха будет иметь фиксированную фазу, в частности, относительно зарегистрированных ультразвуковых отраженных сигналов. Наконец, результирующие отраженные сигналы S(e), для которых используется положительное возбуждение, добавляются, а отраженные сигналы с отрицательным возбуждением вычитаются.

Здесь, на Фиг. 5 показан очень упрощенный пример участвующих сигналов. Сигнал S(a) абляции с гармониками обычно составляет несколько десятков вольт. Как пример, искажения типа "ступенька" показаны на отрицательном перепаде синусоидального сигнала, образуя гармоники высокого уровня. Сигнал S(b) является результирующим сигналом помехи, воспринимаемым ультразвуковым преобразователем. Этот сигнал обычно находится в диапазоне от микровольт до милливольт. Сигнал S(c) показывает положительный импульс ультразвукового возбуждения для преобразователя, в частности, захваченный сигналом S(a) абляции. Отраженный ультразвуковой сигнал S(d) показывает пример реакции, как если бы никакая помеха не присутствовала. Объединенный отраженный ультразвуковой сигнал S(e) является тем же самым сигналом, но с помехой, то есть, суммой сигналов S(d) и S(b), в которой используется положительный импульс возбуждения. Аналогично, объединенный ультразвуковой сигнал S(f) является результатом отрицательного сигнала возбуждения. Результирующая реакция является такой же, как сигнал S(e), но с противоположной полярностью, использующей отрицательный импульс возбуждения. Добавленная помеха имеет, однако, первоначальную полярность. Вычитание S(f) из S(e) приводит в результате к сигналу, в котором теоретически сигнал реакции удваивается, а помеха подавляется.

На практике может случиться, что некоторая помеха остается, поскольку помеха не является абсолютно стационарной и поскольку будет существовать некоторое дрожание фазы между ультразвуковым импульсом возбуждения и сигналом абляции. Кроме того, реакция на отрицательный импульс возбуждения не обязательно совершенно противоположна реакции, вызванной положительным импульсом возбуждения, например, из-за нелинейности ткани и/или датчика, или из-за каких-либо несовершенств в электронной системе.

Предпочтительно, частота повторения выбирается такой, что, никакие отраженные сигналы от предыдущих импульсов возбуждения не регистрируются. Однако, общая последовательность импульсов должна быть как можно более короткой, так чтобы движение клетки крови, которое, как предполагается, является одним из самых быстрых движений, встречающихся в поле видимости ультразвукового преобразователя, не вызвало ухудшение ультразвукового изображения или, в зависимости от обстоятельств, ультразвукового мониторинга.

На Фиг. 6 представлен пример типичной последовательности сканирования в соответствии с первым вариантом осуществления способа уменьшения помех. В этом примере каждый пакет содержит четыре сканирования, два положительных сканирования и два отрицательных сканирования. Период T(b) повторения пакетов может быть порядка, например, 10-100 мс. Более конкретно, период T(b) повторения пакетов может также быть порядка, например, 1 мс или менее, если предпочтительны высокие скорости сканирования, чтобы уменьшить помеху, которая может зависеть от сигнала помехи. Период T(s) повторения сканирования, то есть, время между двумя соседними сканированиями, может быть порядка, например, 10-100 мкс.

На Фиг. 7 схематично представлена последовательность, в которой могут обеспечиваться сигналы в соответствии со вторым вариантом осуществления способа уменьшения помех. Несколько ультразвуковых сканирований выполняются в быстрой последовательности (сигнальный пакет) с той же самой полярностью, что и отраженные ультразвуковые сигналы S(d). То есть, реагируя на импульсы возбуждения, каждый из которых имеет одну и ту же полярность, объединенные отраженные сигналы S(е1), S(e2) обеспечиваются с одной и той же полярностью. Далее коротко объясняется принцип способа уменьшения помех в соответствии с этим вторым вариантом осуществления. Аналогично первому варианту осуществления, соответствующий ультразвуковой импульс возбуждения S(с1), S(c2), S(c3) синхронизируется с сигналом абляции, но для каждого импульса фаза относительно системы абляции преднамеренно сдвигается. Поэтому радиочастотная помеха также будет иметь немного сдвинутую фазу относительно зарегистрированных отраженных сигналов S(d). Наконец, результирующие отраженные сигналы S(е1), S(e2), для которых используется положительное возбуждение, усредняются и сигнал помехи уменьшается, если усреднение увеличивается.

Здесь на Фиг. 7 показан очень упрощенный пример используемых сигналов. Сигнал S(a) является сигналом абляции с гармониками. Как пример, на отрицательном перепаде синусоидального сигнала показано искажение типа "ступенька", создающее гармоники высокого порядка. Сигнал S(b) является результирующим сигналом помехи, воспринимаемым преобразователем. Сигналы S(с1), S(c2) и S(c3) соответственно показывают первый, второй и третий импульсы возбуждения для датчика. Сигнал S(d) показывает пример ультразвуковой реакции (отраженный сигнал), если никакая помеха не присутствует. Сигнал S(е1) показывает тот же самый сигнал, но с помехой, полученной, когда действует первый импульс возбуждения, в частности, соответствующий сигналу S(с1). Сигнал S(e2) показывает сигнал с помехой, когда действует второй импульс возбуждения, в частности, соответствующий сигналу S(c2). Можно видеть, что сигнал S(e2) помехи немного смещен относительно сигнала S(е1) помехи. Результирующая реакция представляет среднее значение сигналов S(е1) и S(e2) и других подобным образом сформированных сигналов. Таким образом, полезный сигнал будет оставаться, в то время как уровень шума и уровень сигнала помехи уменьшаются по мере увеличения количества усреднений.

Как упомянуто в связи с Фиг. 5, частота повторения может быть выбрана такой, что никакие отраженные сигналы от предыдущих импульсов возбуждения не регистрируются. Однако, общая последовательность импульсов должна быть как можно более короткой, так чтобы движение клетки крови, которое, как предполагается, является одним из самых быстрых движений, встречающихся в поле видимости ультразвукового датчика, не вызвало ухудшение ультразвукового изображения или, в зависимости от обстоятельств, ультразвукового мониторинга.

На Фиг. 8 показан пример типичной последовательности сканирования в соответствии с первым вариантом осуществления способа уменьшения помехи. В этом примере каждый пакет содержит четыре положительных сканирования, но количество сканирований также может быть различным. Как в случае с первым вариантом осуществления, период T(b) повторения пакетов может быть порядка, например, 10-100 мс. Период T(s) повторения сканирований, то есть, время между двумя соседними сканированиями, может быть, например, порядка 10-100 мкс.

Следует понимать, что существует последовательность, в которой могут обеспечиваться сигналы, соответствующие третьему варианту осуществления способа уменьшения помехи, причем третий вариант осуществления является объединением первого и второго вариантов осуществления, то есть, положительного и отрицательного сканирования, а также смещения фазы. В каждой паре последовательных импульсов используются положительный и отрицательный импульсы возбуждения и результирующие отраженные сигналы вычитаются. Это подавляет помеху, увеличивая SNR. Однако, некоторая остаточная помеха может быть неизбежной. Для следующей пары фаза относительно системы абляции несколько смещается и та же самая процедура повторяется. Остаточная помеха имеет ту же самую мощность, но другую фазу по сравнению с предыдущей парой. Поэтому, посредством усреднения этих пар импульсов, остаточная помеха может быть подавлена дополнительно по сравнению с первым вариантом осуществления.

В итоге, при кардиальной абляции для лечения предсердного фибриллирования, при котором в стенке сердца должны быть созданы патологические изменения, механизм ультразвукового мониторинга может быть выполнен с возможностью оценки прогресса формирования патологического изменения, так чтобы хирург мог обеспечивать патологическое изменение соответствующей глубины, в котором помеха, вызванная устройством абляции, уменьшается и отношение сигнал-шум отраженных сигналов улучшается. Другими словами, при радиочастотных применениях, где используется ультразвуковое получение изображений, система уменьшения помех выполнена с возможностью, по меньшей мере, существенного подавления действия помех, так чтобы улучшался ультразвуковой мониторинг, в частности, мониторинг глубины абляции.

Другие изменения в раскрытых вариантах осуществления могут стать понятны и быть осуществлены специалистами в данной области техники при практической реализации заявленного изобретения, исходя из изучения чертежей, раскрытия и прилагаемой формулы изобретения.

В формуле изобретения слово "содержащее" не исключает другие элементы или этапы, и единственное число не исключает множественное число.

Единый процессор, блок считывания или другой блок могут выполнять функции нескольких позиций, описанных в пунктах формулы изобретения. Простой факт, что определенные критерии описываются во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не указывает, что комбинация этих критериев не может использоваться для достижения преимущества.

Заметим, что предложенное решение, соответствующее описанным выше вариантам осуществления, может быть осуществлено, по меньшей мере, частично, в программных модулях, показанных на соответствующих функциональных блоках на Фиг. 3. Результирующий компьютерный программный продукт может содержать программное средство, чтобы заставить компьютер выполнять этапы упомянутых выше процедур функций, показанных на Фиг. 3. Следовательно, процедурные этапы создаются компьютерным программным продуктом, когда он работает на компьютере.

Компьютерный программный продукт может храниться/ распространяться на соответствующем носителе, таком как оптический носитель или твердотельный носитель, предоставляемый вместе с аппаратным обеспечением или как часть другого аппаратного обеспечения, но может также распространяться в других формах, таких как через Интернет или другие проводные или беспроводные системы связи.

Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничение его объема.

При кардиальной абляции для лечения предсердного фибриллирования, когда патологические изменения должны быть сделаны в стенке сердца, механизм ультразвукового мониторинга выполнен с возможностью оценки прогресса развития патологического изменения, так чтобы хирург мог создавать патологическое изменение с соответствующей глубиной, и в котором помеха, создаваемая устройством абляции, уменьшается, и отношение сигнал-шум для отраженных сигналов улучшается.

1. Устройство уменьшения помех при применениях для радиочастотной (RF) абляции с использованием ультразвукового мониторинга в реальном времени, причем упомянутое устройство содержит:
- устройство (20) абляции, выполненное с возможностью формирования сигналов (S(a)) радиочастотной абляции, подаваемых к абляционному электроду (22),
- ультразвуковое устройство (30);
- ультразвуковой преобразователь (32), соединенный с упомянутым ультразвуковым устройством (30);
при этом упомянутое устройство выполнено с возможностью формирования по меньшей мере двух импульсов (S(c), S(c1), S(c2), S(c3)) ультразвукового возбуждения для возбуждения упомянутого ультразвукового преобразователя (32), причем упомянутый ультразвуковой преобразователь (32) выполнен с возможностью осуществления ультразвукового сканирования для каждого импульса ультразвукового возбуждения, при этом каждое ультразвуковое сканирование содержит ультразвуковые сигналы (S2), и приема по
меньшей мере двух объединенных ультразвуковых сигналов (S(e), S(e1), S(e2), S(f));
при этом каждый из принятых объединенных ультразвуковых сигналов содержит сигнал (S(b)) помехи между упомянутыми сигналами (S(a)) радиочастотной абляции и ультразвуковым отраженным сигналом (S(d)) в ответ на импульс ультразвукового возбуждения,
при этом по меньшей мере один принятый объединенный ультразвуковой сигнал обрабатывается вместе по меньшей мере с одним другим принятым объединенным ультразвуковым сигналом, чтобы уменьшить отрицательное влияние на ультразвуковой мониторинг, которое может быть вызвано упомянутым сигналом (S(b)) помехи.

2. Устройство по п. 1, при этом упомянутое устройство обрабатывает по меньшей мере два из упомянутых объединенных ультразвуковых сигналов посредством усреднения, чтобы получить усредненный отраженный сигнал с высоким отношением сигнал-шум.

3. Устройство по п. 1, в котором упомянутое ультразвуковое устройство (30) соединено с упомянутым устройством (20) абляции, чтобы обеспечить синхронизацию упомянутых импульсов возбуждения с упомянутыми сигналами радиочастотной абляции, так что соответствующий сигнал (S(b)) помехи между отраженными сигналами (S(d)) и сигналами (S(a)) абляции имеет заданную фазу.

4. Способ уменьшения помех при применениях для радиочастотной (RF) абляции с использованием ультразвукового
мониторинга в реальном времени, причем упомянутый способ содержит этапы, на которых:
a) формируют сигналы S(a) радиочастотной абляции и обнаруживают упомянутые сигналы S(а) радиочастотной абляции;
b) формируют по меньшей мере два импульса (S(c), S(c1), S(c2), S(c3)) ультразвукового возбуждения и подают упомянутые импульсы ультразвукового возбуждения на ультразвуковой преобразователь (32) для выполнения ультразвуковых сканирований в ответ на упомянутые импульсы ультразвукового возбуждения;
c) принимают по меньшей мере два объединенных ультразвуковых сигнала (S(e), S(e1), S(e2), S(f)), причем каждый из принятых объединенных ультразвуковых сигналов содержит сигнал (S(b)) помехи между упомянутыми сигналами (S(a)) радиочастотной абляции и ультразвуковым отраженным сигналом (S(d)), в ответ на импульс ультразвукового возбуждения;
d) обрабатывают по меньшей мере один принятый объединенный ультразвуковой сигнал по меньшей мере вместе с одним другим принятым объединенным ультразвуковым сигналом, чтобы уменьшить отрицательное влияние на ультразвуковой мониторинг, которое может быть вызвано упомянутым сигналом (S(b)) помехи.

5. Способ по п. 4, в котором этап обработки содержит этап, на котором усредняют по меньшей мере два из упомянутых объединенных ультразвуковых сигналов, чтобы получить усредненный отраженный сигнал с высоким отношением сигнал-шум.

6. Способ по п. 5, в котором один из по меньшей мере двух объединенных ультразвуковых сигналов реагирует на положительный импульс возбуждения, а другой из по меньшей мере двух объединенных ультразвуковых сигналов реагирует на отрицательный импульс возбуждения, причем положительный импульс возбуждения и отрицательный импульс возбуждения имеют переменную полярность.

7. Способ по п. 6, в котором упомянутый этап усреднения выполняется таким образом, что упомянутые объединенные ультразвуковые сигналы, для которых используется упомянутое положительное возбуждение, суммируются, а упомянутые объединенные ультразвуковые сигналы с отрицательным возбуждением вычитаются, тем самым получая результирующий сигнал, в котором ультразвуковой отраженный сигнал усиливается и в котором помеха уменьшается.

8. Способ по п. 5, дополнительно содержащий этап, на котором
синхронизируют упомянутые импульсы ультразвукового возбуждения с упомянутым сигналом абляции, так что сигнал (S(b)) помехи имеет заданную фазу.

9. Способ по п. 5, в котором объединенные ультразвуковые сигналы (S(e), S(f); S(e1), S(e2)), в ответ на импульсы возбуждения, каждый из которых имеет одну и ту же полярность, получают с той же самой полярностью, что и упомянутые ультразвуковые отраженные сигналы (S(d)), и
в котором упомянутый этап усреднения выполняют таким образом, что упомянутые объединенные ультразвуковые сигналы, для
которых используют положительное возбуждение, усредняются, получая результирующий сигнал.

10. Способ по п. 5, причем упомянутый способ дополнительно содержит этап, на котором
синхронизируют упомянутые импульсы ультразвукового возбуждения с упомянутым сигналом абляции, при этом фаза упомянутых ультразвуковых отраженных сигналов (S(d)) сдвигается относительно упомянутых сигналов абляции, так что упомянутый сигнал (S(b)) помехи будет иметь фазу, сдвинутую относительно упомянутых ультразвуковых отраженных сигналов (S(d)).

11. Способ по п. 5, причем упомянутый способ дополнительно содержит этапы, на которых:
- перед упомянутым этапом усреднения усиливают упомянутый объединенный ультразвуковой сигнал;
- перед упомянутым этапом усреднения преобразуют упомянутый объединенный ультразвуковой сигнал в цифровой ультразвуковой сигнал;
- после упомянутого этапа усреднения предоставляют информацию (Т1) о синхронизации от упомянутого устройства (40) формирования импульсов к упомянутому блоку (70) обработки сигналов и синхронизируют упомянутые импульсы ультразвукового возбуждения с упомянутым сигналом абляции,
при этом этап формирования по меньшей мере двух импульсов (S(c), S(c1), S(c2), S(c3)) ультразвукового возбуждения в
быстрой последовательности осуществляется в режиме, схожем с пакетным, где каждый пакет содержит по меньшей мере четыре сканирования, причем каждое сканирование предпочтительно находится на расстоянии менее 0,1 мс до следующего сканирования, и каждый пакет предпочтительно находится на расстоянии более 1 мс до следующего пакета, причем упомянутое устройство (40) формирования импульсов принимает сигнал (S1) запуска пакета, чтобы формировать последовательность импульсов возбуждения, и упомянутая информация (Т1) о синхронизации используется для синхронизации запуска следующего пакета.

12. Носитель информации, на котором хранится компьютерная программа для обеспечения выполнения компьютером этапов по п. 4, когда компьютерная программа выполняется на компьютере.