基于功能成像的消融監(jiān)測的制作方法
【專利摘要】用于在生物組織中進行定位的功能成像需要測量組織（240）對電磁輻射的響應(yīng)。用于對心臟消融進行實時監(jiān)測的導(dǎo)管（200）被用于從夾層壞死和健康組織中區(qū)分出血區(qū)（232），或者用于從邊界原生組織區(qū)分外源光聲對比劑。在出血區(qū)或存在對比劑的地方，和在吸收相對相似的別處，針對輻射的不同吸收（244）相應(yīng)地選擇一對波長。近紅外激光或LED光可以光聲地用于連續(xù)采集（S310、S320）要進行比較的兩個數(shù)據(jù)集，每個表示時間波形。備選地，采集一對微波感應(yīng)熱聲數(shù)據(jù)的波段。不論哪種情況，數(shù)據(jù)集對的成員用減法或除法相組合（110、122），以實現(xiàn)用于所得信號實時顯示（218）的逐段消除/增強。
【專利說明】基于功能成像的消融監(jiān)測
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及用于在生物組織中進行定位的成像，并且更具體而言，涉及分析組織對電磁輻射的響應(yīng)。
【背景技術(shù)】
[0002]在對心臟心律不齊的微創(chuàng)處置中，射頻(RF)消融導(dǎo)管是最常使用的治療工具，并且被稱為新型消融導(dǎo)管設(shè)計試驗中的黃金標(biāo)準。RF消融的一個主要挑戰(zhàn)是在處置期間對消融設(shè)置進行有效控制。目前，治療專家依賴他或她自己的專業(yè)知識來確定用于消融的最佳參數(shù),諸如功率、溫度和持續(xù)時間。應(yīng)當(dāng)注意到，由于局部心壁厚度、灌注、血壓和速度、心律等的相當(dāng)大的患者間差異，這些設(shè)置變化很大。盡管技術(shù)嫻熟的治療專家能夠利用這種方法獲得成功，但情況并非總是如此，并且當(dāng)出現(xiàn)錯誤時，會對患者造成嚴重后果。
[0003]兩個主要的治療相關(guān)的問題源自部位的低熱或者過熱。在低熱的情況下，組織沒有被充分凝結(jié)或者消融損傷不足夠深以形成治療專家想要的心律不齊阻塞損傷。這能夠?qū)е禄颊叱志玫幕驈?fù)發(fā)的癥狀，并且需要(一種或多種)后續(xù)處置、更長的住院時期以及更大的卒中和栓塞的風(fēng)險。重做消融流程更加難以執(zhí)行，因為已經(jīng)被處置的區(qū)域非常難以從未被充分處置的區(qū)域區(qū)分開來。另一種極端情況是過熱，其或者造成在處置部位處的組織的斷裂，潛在地釋放威脅生命的顆粒進入血流，或者對鄰近器官和組織造成破壞。在其他器官受到影響的情況下，能夠發(fā)展出瘺管并且這些瘺管常常是威脅生命的(例如，在食道中的瘺管大約有75%的死亡率)。
[0004]現(xiàn)有技術(shù)表明光聲測量對燒傷深度評估通常是有用的。參見Talbert，R.J等人于 2007 年在 Physics in Medicine and Biology, vol.52, n0.7,第 1815 頁上的“Photoacoustic discrimination of viable and thermally coagulated blood using atwo-wavelength method for bum injury monitoring”一文(多波長光聲成像方法以使用統(tǒng)計學(xué)方法區(qū)分在皮膚燒傷體模中的凝結(jié)和未凝結(jié)血液)。Talbert的研究通過兩個光學(xué)波長的光聲成像找到了在活的與壞死的皮膚組織之間的邊界。壞死組織包含明顯是褐色的熱凝結(jié)血液。潛在的發(fā)炎組織的特征在于存在活的、即未凝結(jié)的紅色血液。使用平面血液層，Talbert發(fā)現(xiàn)分別在543納米(nm)和633nm波長的光聲吸收率在未凝結(jié)血液中為13.5:1 ;然而，在凝結(jié)血液中比率是1.6:1。通過統(tǒng)計學(xué)技術(shù)，定位活的與壞死狀況的皮膚之間的邊界。也有現(xiàn)有技術(shù)表明功能性光聲成像對單血管的血紅蛋白氧飽和度有用。參見Zhang，
H.F 等人于 2006 年 7 月在 Nature Biotechnology, Volume24, Number7 上的 “Functionalphotoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging，，一文。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0005]本發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)存在將消融期間的壞死心臟組織從潛在的健康心臟組織分離的出血環(huán)(或區(qū))。心臟RF消融損傷通常由指示凝結(jié)壞死的可視淡白色來表征，并且心臟RF消融損傷被指示出血的暗紅區(qū)圍繞，即，被出血環(huán)圍繞。
[0006]在兩個適當(dāng)選擇的波長的輻照在壞死組織和健康組織兩者中導(dǎo)致相似的吸收，但在出血區(qū)中導(dǎo)致明顯不同的吸收。
[0007]有利地，能夠組合采集的光聲(PA)數(shù)據(jù)的兩個特定波長組，以便抑制或消除來自圍繞出血區(qū)的組織的信號，從而使出血區(qū)信號相對增強。能夠以短序列，例如，對于厚度IOmm的心房為大約15微秒(μ s)，相繼采集所述兩組數(shù)據(jù)，并且人的心房通常是若干毫米(mm)厚。假設(shè)每分鐘100次心跳，一個心臟周期大約為600毫秒(ms)。因此，在該時段期間心臟運動最小并且不會顯著影響數(shù)據(jù)的組合。
[0008]信號的顯示便于對RF心臟消融進行實時監(jiān)測。因此，功能成像，其涉及生理而非解剖體或結(jié)構(gòu)，被用在RF心臟消融監(jiān)測中。
[0009]在本發(fā)明的一個方面中，執(zhí)行成像以通過從健康組織和消融組織中區(qū)分處于健康組織與消融組織之間的出血區(qū)來監(jiān)測生物組織消融。
[0010]在另一方面中，所述區(qū)分涉及組合通過在不同頻率或頻帶的電磁輻照采集的數(shù)據(jù)，其被用作生物組織對電磁輻射的吸收的測量。
[0011]作為又一方面，所述組合增強了相對于鄰近組織而言在出血區(qū)中的數(shù)據(jù)幅度。
[0012]在另外的方面中，一種設(shè)備，被配置成輻照、和/或采集、和/或顯示表示組合數(shù)據(jù)的信號。
[0013]在另一方面中， 能夠?qū)⑺鲈O(shè)備實施為一個或多個集成電路，所述一個或多個集成電路與用于采集的換能器、和/或用于輻照的發(fā)射器、和/或用于生成信號的處理器進行通信連接。
[0014]在相關(guān)方面中，在被組合之前，一次一個頻率或頻帶對應(yīng)地相繼采集要被組合的數(shù)據(jù)。
[0015]作為備選方面，所述組合用于組合頻率對的數(shù)據(jù)或頻帶對的數(shù)據(jù)。
[0016]在子方面中，所述組合通過減法和/或除法來執(zhí)行。
[0017]在另一子方面中，被組合形成對的兩個組成(constituent)中的每個能夠表示為時間波形。
[0018]在一個其他子方面中，一種設(shè)備，包括顯示器和被配置成相減以產(chǎn)生差信號和/或被配置成相除以產(chǎn)生商信號的處理器。所述設(shè)備還配置成在顯示器上示出所述差信號和/或所述商信號。
[0019]作為又一子方面，所述組合是通過減法執(zhí)行的。
[0020]在相關(guān)方面中，所述監(jiān)測是實時執(zhí)行的。
[0021]在子方面中，所述實時監(jiān)測是對心臟消融的實時監(jiān)測。
[0022]在不同方面中，執(zhí)行獨立于深度的均等化(equalization),其考慮在出血區(qū)中取決于波長的衰減。
[0023]在一個其他方面中，借助導(dǎo)管執(zhí)行所述成像。
[0024]在另一相關(guān)方面中，通過利用不同頻率或者不同頻帶的電磁輻射連續(xù)輻照來定位所施予的光聲對比劑，響應(yīng)分辨的差異或比率用于確定原生組織的邊界。
[0025]在又一相關(guān)方面中，一種導(dǎo)管，包括:換能器；以及與由用于光聲處理的換能器采集的聲響應(yīng)流部分同中心排列的電磁能量發(fā)射器。[0026]在又一相關(guān)方面中，一種導(dǎo)管，包括:具有消融端的細長外殼；以及，在所述端處，添加了層的透明窗。設(shè)計所述層以便用作射頻電極并且還允許超聲和光通過所述窗以進行光聲成像。
[0027]本文所提出的內(nèi)容能夠被實現(xiàn)為方法、執(zhí)行所述方法的裝置、執(zhí)行所述裝置的功能的計算機程序、傳達所述功能的信號和/或用于生成所述信號的方法。用于生成信號的方法包括改變施加到如下中的至少一個的電流:a)輸入到所述裝置的導(dǎo)線(wire);以及b)用于發(fā)射的天線，以便通過改變來生成信號。
[0028]借助如下附圖，下文進一步闡述創(chuàng)新的消融監(jiān)測、功能成像技術(shù)的細節(jié)。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0029]圖1A-1D是表示光聲吸收幅度數(shù)據(jù)的示范性時間波形的曲線圖；
[0030]圖2提供了示范性消融監(jiān)測系統(tǒng)的原理圖，和雙波長PA消融監(jiān)測的根據(jù)一種可能性的不意圖；
[0031]圖3是用作實時的基于功能成像的消融，或PA對比劑流監(jiān)測方法的一個范例的流程圖；以及
[0032]圖4A-4C提供了適用于心臟RF、基于功能成像的消融監(jiān)測的一些導(dǎo)管的原理圖?！揪唧w實施方式】
[0033]圖1A近似地并且出于例示的目的描繪了兩個時間波形，具體是RF波形，其對應(yīng)于由以兩個相應(yīng)頻率輻照的生物組織的光聲吸收。由第一頻率的輻照生成的第一波形102或等價“波長”被示出為實線或曲線。針對第二波長的第二波形104被示出為虛線?？v坐標(biāo)106表示聲波的振幅。橫坐標(biāo)108指示時間。隨著例如激光或近紅外發(fā)光二極管(LED)的光源的單次閃爍，在光通過生物組織傳播時將部分被吸收，所述光可以部分被反射并且可以部分通過。所吸收的能量引起加熱、膨脹以及作為響應(yīng)的能夠被檢測和測量的聲波。更高光吸收的組織具有更大絕對幅度的聲響應(yīng)。更低光吸收的組織具有更小絕對幅度的聲響應(yīng)。另外，更軟的組織具有更大絕對幅度的聲響應(yīng)并且更硬的組織具有更小絕對幅度的聲響應(yīng)。所生成的聲波到達返回聲學(xué)換能器的時間，即，飛行時間，是在橫坐標(biāo)108上所示出的內(nèi)容。由于飛行時間與距離之間的線性關(guān)系，橫坐標(biāo)108也表示從換能器到組織的其響應(yīng)處在指示的幅度或振幅處的部分的距離。所述距離例如可以是在5mm與20mm之間。如下文進一步的解釋說明的，在附圖中示出的幅度已進行了均等化。所述均等化涉及獨立于深度的縮放。其也涉及對隨波長變化的激光脈沖能量的效應(yīng)進行均等化。所述均等化可以進一步動態(tài)地考慮在出血區(qū)中取決于波長的衰減。
[0034]在圖1B中的差信號110近似和表示在第一與第二波形102、104之間的差異。曲線圖1io上方的具有兩個向外指向箭頭的線112空間對應(yīng)于心臟組織中的出血區(qū)。出血區(qū)的線112左側(cè)的線114對應(yīng)于壞死的心臟組織。出血區(qū)的線112右側(cè)的線116對應(yīng)于健康的心臟組織?；谠谇€圖110中可見的相對增強的幅度從鄰近組織區(qū)分出出血區(qū)。實際上，鄰近組織的曲線圖部分相當(dāng)大程度地被消除或抑制。為了產(chǎn)生這一想要的效應(yīng)，根據(jù)波長/吸收特征預(yù)選擇兩個激光波長。例如，一個波長可以是650nm，另一個波長可以是730nm。從曲線圖110，看出壞死組織與出血區(qū)之間的邊界處在與相應(yīng)線112、114的箭頭的交匯相對應(yīng)的組織深度處。類似地，出血區(qū)與健康組織之間的邊界對應(yīng)于相關(guān)聯(lián)的線112、116的放置更深的箭頭的交匯處。
[0035]如上所述，上文描述的用于對邊界進行定位的技術(shù)基于這樣的理念，即，在壞死組織和健康組織中兩個波長的能量的吸收是類似的，但在出血區(qū)中是明顯不同的。所述兩個波長的選擇基于主要包含脫氧血紅蛋白的出血區(qū)和主要包含氧合血紅蛋白的健康心臟組織。脫氧血紅蛋白的近紅外吸收變化大大超出了 氧合血紅蛋白的吸收的一些波長范圍，并對于壞死的心臟組織而言是相對平坦的。
[0036]在健康組織邊界的情況下，復(fù)雜化因子在于更大的吸收發(fā)生在兩個波長中的一個比另一個在深度上更深的出血區(qū)中。因此，一個波長比另一個波長具有更少的光穿透到健康組織。對于更多衰減的光的波長，比更少衰減的波長觀察到的吸收更少。
[0037]這導(dǎo)致波長間差異，隨著出血區(qū)變得更厚，可能愈加模糊了健康組織邊界位置。
[0038]一種解決方案是在選擇波長對中添加標(biāo)準，即，至少一個或另一個與在健康組織中相比在出血區(qū)表現(xiàn)出相當(dāng)不同的吸收。針對特定波長的曲線在下面對齊顯示，例如，作為可視輔助的不同曲線圖110。
[0039]備選解決方案是，設(shè)備在模糊效應(yīng)最小時自動測量出血區(qū)最初變厚的比率。在消融利用相同的參數(shù)設(shè)置未打斷而繼續(xù)時，假設(shè)這一比率保持不變。基于觀察到的比率，在消融期間隨后動態(tài)地推測厚度。倘若利用相同的參數(shù)設(shè)置消融未繼續(xù)打斷，屏幕上持續(xù)更新的標(biāo)記相應(yīng)地放置在不同曲線圖110的附近作為對邊界位置的微調(diào)。
[0040]健康組織邊界位置能夠可視地或者由處理器邏輯與停止消融以例如防止透壁穿透的位置或深度進行比較。例如，停止的深度是由超聲結(jié)構(gòu)性成像確定的。然而，關(guān)鍵興趣在于估計進展中的壞死損傷的深度，并由此估計出血環(huán)的位置，其比出血環(huán)本身更為重要。
[0041]線112能夠備選地表示所施予的PA對比劑的位置，其中相鄰的線114、116表示如下文進一步論述的背景原生組織。
[0042]通過例示性和非限制性范例的方式，圖1C和ID提供了逐段信號消除/增強的備選方法。
[0043]如從圖1C見到的，能夠使用表示第一波形102的峰幅度的包絡(luò)波形120。峰幅度并非限制，并且所述包絡(luò)反而能夠遵循例如平均絕對幅度。能夠獲得針對第二波形104的對應(yīng)包絡(luò)波形(未示出)，并且可以執(zhí)行在圖1B中所示的相同的差分方法。
[0044]也并非組合操作引起限于波形減法的逐段消除/增強。針對兩個波長的包絡(luò)波形例如可以替代地被劃分以產(chǎn)生如在圖1D所見的商信號122。也能夠例如以對數(shù)按照比例壓縮要被組合的信號。所述組合備選地能夠組合重建圖像的線。
[0045]為了對消融進行實時監(jiān)測，能夠連續(xù)重復(fù)進行在采集PA數(shù)據(jù)中的所施加的波長之間的交替。
[0046]應(yīng)當(dāng)注意到的是，每個采集的迭代可能需要利用一系列的多于兩個的波長進行激勵。從所述系列的波長，選擇一對用于組合和顯示，或者能夠同時分離地排列整齊地組合和顯示若干對。
[0047]此外，電磁輻射的類型不限于激光、LED光或一般的光。例如，能夠使用具有至少兩個不同波段的微波源來替代所述光源。
[0048]圖2描繪了用于對消融區(qū)域進行二維或三維成像的示范性光聲導(dǎo)管200。與光纜204同中心地排列環(huán)狀電容式微機械超聲換能器(CMUT)陣列202。從光纜204發(fā)出的光引起來自被照射的組織的聲流響應(yīng)。在圖2中，把在換能器陣列202上發(fā)生的聲流響應(yīng)的部分205概念性地表示為與光纜204同中心排列的厚壁且空心的圓柱。所述圓柱能夠被認為延伸至遇到換能器陣列202。由例如聚合物構(gòu)成的、直徑可以是數(shù)毫米的外殼206同中心地圍繞陣列202。引線(未示出)能夠縱向穿過外殼206至外殼末端處的RF消融環(huán)208。環(huán)208內(nèi)部的圓形密封片(未示出)能夠由例如聚甲基戊烯(PMP)的傳播光和超聲的物質(zhì)制成。PMP的一個范例已知商標(biāo)名為TPX?。CMUT陣列202的另一端被連接到環(huán)狀的半導(dǎo)體芯片210，諸如在Kemeny的美國專利N0.6515346中或者在Palti的美國專利公布2005/0156282中所描述的，在此通過引用將其全部相應(yīng)的公開內(nèi)容并入本文。為了與主控制單元216的天線214無線通信，包括RAM、ROM、ASIC、PLD或者其組合的任何形式的芯片210連接到環(huán)狀天線212，諸如在Kemeny中的那個。主控制單元216可以由電路驅(qū)動，所述電路被實施為例如模擬電子部件、混合電路或者包括包含RAM、ROM、ASIC、PLD或者其組合中的任何形式的集成電路的固態(tài)裝置。所述電路能夠被實施為軟件、固件或硬件或者其任何組合。用于介入醫(yī)學(xué)超聲(US)探頭與其遠程主成像系統(tǒng)的無線配置的范例在Peszynski等人的常規(guī)受讓的國際公布N0.W02010020939中有所描述，在此通過引用將其全文并入本文?？刂茊卧?16通過有線或無線地連接到顯示器218，并且所述控制單元216可以被配置成在顯示器上顯示差和/或商波形110、122和任何其他組成波形102、104、120或上文描述的補充波形。體現(xiàn)所述導(dǎo)管200的上述發(fā)明功能并用于將其傳送到導(dǎo)管的信號能夠通過適當(dāng)變化222,224電流來形成。所述信號220能夠通過輸入導(dǎo)線226到達導(dǎo)管200，或者通過主控制單元天線214無線傳輸。
[0049]如在圖2中所示，來自RF消融環(huán)208的熱傳遞形成壞死的心臟組織228。外邊界230存在于壞死組織228與出血區(qū)232之間。內(nèi)邊界234存在于出血區(qū)232與健康組織236之間。在內(nèi)邊界234到達生物體(在這種情況為心臟組織240)的遠中壁238之前能夠可靠地停止消融。
[0050]本發(fā)明的方法和設(shè)備的使用并不限于RF消融或者并不限于消融。更廣泛地，能夠采用用于定位的對生物組織的成像，以例如定位所施予的PA對比劑。在前哨淋巴結(jié)活檢流程中，乳腺癌患者通常被注射亞甲基藍染色劑。注射之后經(jīng)過大約45分鐘的時間，能夠利用光聲來監(jiān)測染色劑的再分布。然而，在乳腺組織內(nèi)先前存在出血的情況下難以從出血中區(qū)分藍染色劑聚集。如在圖2所示，當(dāng)在波長從680nm增加246到692nm時，染色劑的特征曲線在吸收因子上指定了從0.6到0.2的減少244 ;然而，背景原生組織隨著相同的波長增加將不會表現(xiàn)出在吸收方面如此顯著的變化。如根據(jù)本文所提出的內(nèi)容，使用兩個不同的波長并進行適當(dāng)?shù)男盘枩p法，能夠抑制出血信號。所得到的圖像將更清晰地勾勒出藍染色劑的聚集區(qū)域，例如淋巴結(jié)。這涉及通過利用不同頻率或者不同頻帶的電磁輻射連續(xù)輻照來定位所施予的光聲對比劑，響應(yīng)分辨的差異或比率來確定原生組織的邊界。硬件實施能夠使用任何已知和合適的PA配置，并且不限于導(dǎo)管設(shè)計。
[0051]圖3通過本文所述的成像的使用論證了監(jiān)測的一種可能方法。通過在第一波長或波段的輻照而采集的光聲或熱聲數(shù)據(jù)經(jīng)受進行獨立于深度和輻照能量均等化(步驟S310)。對第二波長執(zhí)行相同的流程(步驟S320)。一個波長的均等化數(shù)據(jù)與其他波長的均等化數(shù)據(jù)相組合，以便增強相對于鄰近組織的在出血區(qū)的數(shù)據(jù)幅度(步驟S330)。顯示差信號和/或商信號(步驟S340)。如果要繼續(xù)消融或PA對比劑定位過程(步驟S350)，則返回到第一波長采集步驟S310。隨著實時成像，不斷重復(fù)步驟S310-S350。上文闡述了以上步驟中的許多變型和備選。
[0052]此外，在圖4A-4C中呈現(xiàn)了針對導(dǎo)管200的備選設(shè)計。圖4A中的導(dǎo)管400與導(dǎo)管200的不同在于CMUT陣列402在光纖環(huán)404之內(nèi)形成中央盤。因此，圓盤狀集成電路(IC)(未示出)能夠連接到CMUT陣列402的近端。KSlvesten等人的美國專利公布2010/0006536提到了圓盤狀I(lǐng)C的范例，并且在此通過引用將其全文并入本文。能夠附接同樣的環(huán)狀天線212。同樣地，在導(dǎo)管400的遠端有RF消融環(huán)406。
[0053]本新型方法能夠?qū)嵤┑牧硪粚?dǎo)管410的特征在于以聚甲基戊烯(PMP)，例如，TPX?，制造的光聲透明窗412。所述窗412利用厚度約為50-100nm的金或鉬的薄層414涂敷，充當(dāng)RF電極416。然而，層414足夠薄以便光和聲能夠無顯著衰減地穿過。本發(fā)明人已經(jīng)發(fā)現(xiàn)利用比常規(guī)RF電極需要的低的多的功率能夠產(chǎn)生均勻消融。超聲換能器418由提供給PA操作的環(huán)狀光源420同中心地圍繞。由光的吸收生成的超聲包括入射到換能器418上的聲響應(yīng)流部分，這一部分與光源420同中心地排列。可以為導(dǎo)管400提供僅超聲成像模式，其中，換能器418既發(fā)射超聲又接收作為響應(yīng)反射回來的超聲，如在圖4B中由反向箭頭所指示的。
[0054]圖4C示出了用于照射組織240的更大區(qū)域的PA/US導(dǎo)管430。提供四條光纖432。十字形CMUT陣列434能接收從更大照射區(qū)域返回的超聲。導(dǎo)管外殼436的遠端具有RF消融環(huán)438。在圖4C中通過環(huán)440從RF消融環(huán)438同中心地延伸象征性地表示正極的RF傳輸。
[0055]作為導(dǎo)管的另一范例，流體聚焦(FF)透鏡可以替代為在圖4A中所示的CMUT陣列。一種可能的實施是在Shahzad等人的常規(guī)受讓的國際公布N0.W02010/146532(下文為“ ‘532申請”)中公布 的實施例的修改。所述修改將確保處在環(huán)形光纖波導(dǎo)404之內(nèi)的透鏡在導(dǎo)管外殼之內(nèi)延伸。借助FF透鏡的優(yōu)點，導(dǎo)管也可以用在僅超聲模式中以采集關(guān)于組織彈性屬性的信息。這一信息可以被用于獨立地實時地對消融部位成像，并且在‘532申請中提供了其范例。PA和US模式能夠連續(xù)替換以實時提供PA-和組織彈性成像。
[0056]在另一變型中，光學(xué)地耦合到FF透鏡四個角的四個光纖波導(dǎo)能夠替換在所述FF實施例中的單個波導(dǎo)404。
[0057]在又一版本中，F(xiàn)F透鏡能夠被設(shè)置為側(cè)視。例如，在此通過引用將其全文并入本文的在Manzke等人常規(guī)受讓的美國專利公布2010/280504中的導(dǎo)管能夠利用反射體實施以將超聲路徑反射90度進入縱向放置在導(dǎo)管內(nèi)的超聲換能器。側(cè)開口首先通過LED環(huán)并且然后通過RF陰極被同中心地圍繞在導(dǎo)管外殼的表面。好的反射體，例如，金屬或空氣，能夠用于最小化裝配。到被照射的組織的環(huán)中的LED的封閉導(dǎo)致緊湊的設(shè)計。
[0058]在所有上文論述的導(dǎo)管實施例中，超聲換能器可以被排除，并在別處提供，如在外部探頭中提供。
[0059]可以排除消融環(huán)也在本發(fā)明的想要保護的范圍之內(nèi)。通過從導(dǎo)管發(fā)射光束能夠替代地實現(xiàn)消融。任選地，消融能夠由導(dǎo)管外部的高強度聚焦超聲(HIFU)裝置或其他裝置來執(zhí)行。
[0060]在生物組織中用于定位的功能成像需要測量組織中對電磁輻射的響應(yīng)。用于對心臟消融的實時監(jiān)測的導(dǎo)管被用于從夾層壞死和與健康組織中區(qū)分出血區(qū)，或者用于從邊界原生組織區(qū)分外源光聲對比劑。在出血區(qū)或?qū)Ρ葎┐嬖诘牡胤剑臀障鄬ο嗨频膭e處，針對輻射的不同吸收相應(yīng)地選擇一對波長。近紅外激光或LED光可以光聲地用于連續(xù)采集要進行比較的兩個數(shù)據(jù)集，每個表示時間波形。備選地，采集一對微波感應(yīng)熱聲數(shù)據(jù)的波段。不論哪種情況，數(shù)據(jù)集對的成員用減法或除法組合以實現(xiàn)用于所得信號實時顯示的逐段消除/增強。
[0061]盡管根據(jù)本文所提出的方法能有利地應(yīng)用在對人類或動物受試者提供醫(yī)學(xué)診斷中，權(quán)利要求的想要的保護范圍不受如此限制。更廣泛地，設(shè)想到了在活的有機體內(nèi)、在體外或間接體內(nèi)中的增強光聲成像。
[0062]所提出的技術(shù)解決了以高精度監(jiān)測基于導(dǎo)管的RF融合損傷形成的需要，所述基于導(dǎo)管的RF融合損傷形成引用處置心房顫動(AF)、室上速(SVT)以及在電生理(EP)實驗室中其他類型的室性心律失常。
[0063]盡管在附圖和上述描述中詳細例示并描述了本發(fā)明，這樣的圖解和描述被認為是圖解性或示范性的并非限制性的；本發(fā)明不限于已公開的實施例。
[0064]例如，代替電磁能量的單脈沖，強度可以通過多次發(fā)射以產(chǎn)生脈沖串來進行調(diào)制。
[0065]本領(lǐng)域技術(shù)人員通過研究附圖、公開內(nèi)容和權(quán)利要求書，在實踐所主張的本發(fā)明的過程中，能夠理解和實現(xiàn)所公開實施例的其他變型。在權(quán)利要求中，詞“包括”不排除其他元素或步驟，以及不定冠詞“一”或“一個”不排除多數(shù)。在權(quán)利要求中的任何參考標(biāo)記不應(yīng)解釋為限制范圍。
[0066]計算機程序能夠即刻、臨時或更長時期地儲存在合適的計算機可讀介質(zhì)，諸如光存儲介質(zhì)或固態(tài)介質(zhì)。僅從不是暫時的傳播信號的意義上來說，這樣的介質(zhì)是非暫時的，但包括其他形式的計算機可讀介質(zhì) ，諸如寄存器存儲器、處理器緩存和RAM。
[0067]單個處理器或其他單元能夠?qū)崿F(xiàn)在權(quán)利要求中列舉的若干項功能。在互不相同的從屬權(quán)利要求中列舉的某些措施的事實不表明不能夠使用這些措施的組合以獲益。
【權(quán)利要求】
1.一種設(shè)備，被配置成使用成像、通過從健康組織(236)和消融組織(228)中區(qū)分位于所述健康組織(236)與所述消融組織(228)之間的出血區(qū)(232)來監(jiān)測生物組織消融。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，還配置成通過組合由在不同頻率或頻帶的電磁輻照采集的數(shù)據(jù)(S330)來進行所述區(qū)分，其用作所述輻射的生物組織的吸收的測量。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的設(shè)備，所述組合，相對于鄰近組織，增強了所述出血區(qū)中的數(shù)據(jù)幅度(112)。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的設(shè)備，還被配置成執(zhí)行如下操作中的至少一個:輻照(204)、采集(202)和顯示表示所組合的數(shù)據(jù)的信號。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備，被配置成進行所述顯示(S340)。
6.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備，被實施為一個或多個集成電路(210)，所述一個或多個集成電路(210)用于通信地連接到如下中的至少一個:用于所述采集的換能器、用于所述輻照的發(fā)射器和用于生成所述信號的處理器(216)。
7.根據(jù)權(quán)利 要求2所述的設(shè)備，在對要組合的所述數(shù)據(jù)進行組合之前，對應(yīng)地一次一個頻率或頻帶地相繼采集(S310、S320)所述數(shù)據(jù)。
8.根據(jù)權(quán)利要求2所述的設(shè)備，所述組合用于組合一對(102、104)頻率的數(shù)據(jù)或者組合一對頻帶的數(shù)據(jù)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，通過減法(110)和除法(122)中的至少一個執(zhí)行所述組合。
10.根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，被組合形成所述對的兩個組成中的每個能夠表示為時間波形(120)。
11.根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，包括: 處理器，其被配置成執(zhí)行如下中的至少一項:進行相減以產(chǎn)生差信號并進行相除以產(chǎn)生商信號；以及 顯示器(218)， 所述設(shè)備還被配置成在所述顯示器上分別顯示如下中的至少一項:所述差信號和所述商信號。
12.根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，通過減法(110)執(zhí)行所述組合。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，實時地執(zhí)行所述監(jiān)測(S350)。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的設(shè)備，所述監(jiān)測包括對心臟消融(240)的監(jiān)測。
15.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，還被配置成執(zhí)行均等化(S310、S320)，所述均等化考慮了所述區(qū)中取決于波長的衰減的獨立于深度。
16.一種包括根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備的導(dǎo)管(200)。
17.一種用于監(jiān)測生物組織消融的方法，所述方法包括: 針對所述監(jiān)測，使用成像以從健康組織和消融組織中區(qū)分位于所述健康組織與所述消融組織之間的出血區(qū)(232)。
18.一種用于監(jiān)測生物組織消融的計算機軟件產(chǎn)品，包括包含計算機程序的計算機可讀介質(zhì)，所述計算機程序包括能夠由處理器(210)執(zhí)行以執(zhí)行動作的指令，所述動作包括: 針對所述監(jiān)測，使用成像以從健康組織和消融組織中區(qū)分位于所述健康組織與所述消融組織之間的出血區(qū)。
19.一種信號(220)，被配置成傳輸，用于由裝置接收，并用于使所述裝置使用成像從健康組織和消融組織區(qū)分位于所述健康組織與所述消融組織之間的出血區(qū)。
20.一種用于生成根據(jù)權(quán)利要求19所述的信號的方法，包括改變(222、224)施加至如下中的至少一個的電流:a)所述裝置的導(dǎo)線輸入部(226);以及b)用于傳輸?shù)奶炀€(214)，以便通過所述改變來生成所述信號。
21.—種用于定位所施予的光聲對比劑的方法,包括: 通過利用不同頻率或者不同頻帶的電磁輻射連續(xù)輻照，響應(yīng)分辨的差異或比率用于確定原生組織的邊界(114、116)。
22.—種導(dǎo)管，包括: 換能器；以及 電磁能發(fā)射器，其與由所述換能器采集的用于光聲處理的聲響應(yīng)流部分(205)同中心排列。
23.一種導(dǎo)管，包括: 具有消融端的細長外殼；以及， 在所述端處，添加了層(414)的透明窗(412)，設(shè)計所述層以便用作射頻電極并且還允許超聲和光通過所述窗，以進 行光聲成像。
【文檔編號】A61B18/24GK103458816SQ201280016347
【公開日】2013年12月18日 申請日期:2012年3月27日 優(yōu)先權(quán)日:2011年3月29日
【發(fā)明者】E·G·勒杜列斯庫, S-W·黃, R·Q·埃爾坎普, L·揚科維奇, Y·史, K·沙阿扎德 申請人:皇家飛利浦有限公司