JP6134647B2 - 超音波心臓切除監視に関する干渉減少及び信号対ノイズ比改善 - Google Patents

Description

本発明は、超音波心臓切除アプリケーションにおける干渉削減に関する、特に心臓組織に対して作られる損傷の進行を監視する超音波トランスデューサを持つＲＦカテーテルを用いるＲＦ切除の間の干渉削減に関するシステム、装置、方法及びコンピュータプログラムに関する。

心房細動を治療する一般的な手順として心臓切除技術は通常、患者の体内での操縦のため無線周波数（ＲＦ）カテーテル内に提供される切除電極を持つ切除デバイスに基づかれる。切除電極は、カテーテルの遠位端部に提供される。その結果、切除電極と患者の体の隣に配置される中性電極との間に配置される組織が治療されることができる。撮像システムと結合されて、通常超音波（ＵＳ）に基づき、斯かる切除デバイスは、患者の心臓の心房壁に対する特定の深さの損傷を提供することを目的とする。切除により形成される損傷は、健康な組織よりかなり少なく伝導し、及び従って、細動を引き起こす信号が伝導される任意の電気径路を効果的に破壊する。一般に、作られる損傷は、心房細動に関してこの手順が有効な処置であるよう、完全な心房壁又は心臓壁を貫通するべきである。この場合、例えば人間において、心房壁は、最高８ｍｍ厚とすることができる。しかしながら、あまりに深くにできる損傷は、致命的でありえる。例えば、食道は、影響を受けてはならない重要な器官である。従って、切除デバイスに結合される超音波（ＵＳ）トランスデューサが提供され、特に切除カテーテルに組み込まれる。該当する場合には、トランスデューサは、切除処置の進行に関連付けられる情報を生成するため、切除電極に隣接して一体化される。即ち、超音波監視は損傷の進行に関するフィードバック機構を外科医に与えることができる。これは、手順の成功率を増加させることができる。

それにもかかわらず、ＲＦ切除は超音波信号との干渉を引き起こす。その結果、多くの場合、超音波監視は信頼性が高くないか十分に信頼できず、心房細動の組織切除又は処置は、効果的に実行されることができない。

言い換えると、現在、どの撮像システムであっても、これらの切除手順は、損傷の正確な進行を評価するための適当な機構なしに実行される。なぜなら、例えばＲＦ信号の超音波信号への容量結合が存在するからである。即ちＲＦ信号が、超音波信号と干渉する。これは、例えば過熱による損傷の危険が存在するため、外科医を非常に慎重にさせる。更に、過小加熱の場合には、処置は効果がない。従って、超音波監視が切除システムにおいて一体化される場合であっても、効果的でないままの処置がかなりの数存在する。これらすべてのケースにおいて、細動を引き起こす信号が伝導される電気径路が効果的に破壊されるよう、損傷が作られることができるわけではない。

従って、無線周波数（ＲＦ）カテーテルに関する要件は、組織における損傷発展の、特にＲＦ切除の間リアルタイムな態様での、より適切な制御である。損傷発展のリアルタイム・フィードバックだけでなく、損傷の深さに関するリアルタイムな情報を、特に処置部位での組織の厚みに関する情報を提供することができるシステムは、例えばＲＦカテーテル切除手順における過熱から生じる、損傷及び死を防止する。上述したように、高周波超音波（ＵＳ）が、モーションモード（Ｍモード）撮像において損傷境界の進行を監視するために用いられることができる。しかし、参照された不利な点は、まだ克服されない。ＲＦ信号は超音波信号と干渉する。その結果、組織反射が容易に見られることができない。

本発明の目的は、ＲＦ切除に基づき、組織を処置するための、及び超音波に基づき処置進行及び組織特性を監視するための、装置、システム及び方法を提供することである。これは、組織に対する適切な深度の損傷を外科医が提供することを可能にする。本発明の更なる目的は、過熱による損傷の危険を減らすことである。本発明の別の目的は、特に切除深度の超音波ベースの監視を強化するため、ＲＦ信号の超音波信号への容量結合の効果を減らすことである。また、本発明の目的は、ＲＦ信号と超音波信号との間の任意の干渉の影響に鈍感な又は影響を受けにくい超音波心臓切除を提供し、心臓壁以外の任意の組織の処置の文脈において、一般に組織特性の超音波監視を容易にすることである。言い換えると、本発明の目的は、超音波信号が他の任意の信号、例えばＲＦ切除信号と干渉するときの超音波監視を改善することである。

これらの目的の少なくとも１つは、請求項１に記載の装置、請求項４に記載のデバイス、請求項１４に記載の干渉削減に関するシステム及び請求項６に記載の干渉削減に関する方法により実現される。

これにより、本発明は、超音波が例えば組織特性を監視するのに使用されるような治療概念に適用可能である。特に、例えば、ＲＦ切除デバイスの干渉信号といった非常に反復的な干渉信号が存在するときに適用可能である。特に、本発明により解決される課題は、以下、ＲＦ切除に関連して記載される。通常、ＲＦ信号は、超音波信号と干渉する。その結果、組織反射は容易に見られることができない。なぜなら、ＲＦ信号は、超音波組織反射と比較して非常に大きい振幅だからである。より詳細には、ＲＦ切除信号の周波数は、約４５０ｋＨｚである。超音波損傷監視は、１０ＭＨｚより高い周波数で実行される。しかしながら、ＲＦ信号は、超音波トランスデューサの帯域幅において超音波信号に明らかに影響を及ぼす高周波高調波を含む。これまで、アナログフィルタを用いて、超音波信号に結合されるＲＦ切除信号を除去することは、可能でなかった。

本発明は、以下の認識に基づかれる。超音波トランスデューサにより取得される切除信号、及び従って干渉は、反復的な性質を持つ。干渉信号の正確な形状は前もって（forehand）推定されることができないが、この形状は、時間においてゆっくり変化する。この干渉信号の変更に関する主な原因は、損傷形成による組織のインピーダンスの変化である。この変化は、組織においてゆっくり発生する。１つの説明的な例において、およそ３０μｍの解像度を提供する水中で２０ＭＨｚで作動する超音波システムを考えるとき、組織における最も高速な運動は、毛細管を通り流れる血液によりもたらされる。これは、４．５ｍｍ／ｓ未満である。これは、２つのエコー走査が３ｍｓ間隔未満で実行される場合、運動によりもたらされる細部の損失がごくわずかなことを意味する。なぜなら、運動の長さ（extend）は、０．０１３５ｍｍのオーダーであり、即ち３０μｍの解像度以下だからである。１０ＭＨｚ以上の周波数で、組織における典型的な浸透深さは、１ｃｍ未満に制限される。組織における音速がほぼ１５００ｍ／ｓであることを考慮すると、これは、１３μｓ未満の典型的な測定時間を生じさせる。従って、この説明的な例において、３ｍｓの期間の間に実行されることができ、ほぼ同一であるエコー走査の最大数は２３０である。これは、最大３ｍｓの期間及び１３μｓ未満の測定時間から生じる。従って、複数の超音波走査が実行されることができる。各走査は、少なくともほぼ等しい信号シーケンスを供給する。そして、平均化された超音波エコー信号を得るため及び／又は超音波走査をＲＦ切除信号に同期化させるため、これらの信号が任意の干渉信号と比較されることができる。これらは、本発明の実施形態において更に説明される。これにより、大きな利点は、干渉削減のための装置、システム及びデバイスが、これらのシステムが実質的にＲＦ干渉を生成する場合であっても、特に修正なしに、既存の一般に使用される切除システムと共に用いられることができる点にある。即ち、それは、既存のシステムを変える必要がない。

これにより、本発明は、複数の超音波（ＵＳ）走査が実行されることができる機構を提案する。特に組織又は流体運動による細部の損失が、超音波システムにより提供される解像度より小さいような時間期間内に高速連続的態様で実行されることができる。これは、特に後続のパルスの極性を考慮することにより、バースト状モードで実行されることができる。即ち、各バーストの超音波走査は調整されることができる。バースト自体も同様に調整されることができる。これにより、干渉削減は、高速連続的態様でパルスを提供することにより簡単に実現されることができる。その結果、組織の運動又は患者運動が超音波エコー信号の品質に顕著な負の効果を与えることがない。

第１の側面によれば、結合されたエコー信号を提供するため、検出された干渉信号と個別の超音波エコー信号とを結合することと、高い信号対ノイズ比を持つ平均化されたエコー信号を得るため、結合されたエコー信号の少なくとも２つを平均化することとが、特に切除深度のより好適な超音波ベースの監視をもたらすことができる。言い換えると、結合されたエコー信号は、撮像及び干渉信号に必要とされる信号を有するトランスデューサから受信される信号に対応する。これにより、それが、限定された数の超音波走査のエコー信号を平均化するのに十分であることが分かる。走査又は信号を平均化することは、エコー信号のより良好な信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を生じさせることができる。なぜなら、超音波要素は、後続の走査においても少なくともほぼ同じである一方、干渉信号及びノイズは異なるからである。平均化は、低減された干渉を提供することができ、及び従って、再構成された超音波エコー信号を提供することができる。即ち、本発明に基づき、走査あたりの短い測定時間と、追跡される低速の対象とを持つ切除介入の実際的な状況において、アプリケーションの１つの例において、ほぼ相互に同一である最高２３０の走査が実行されることができる。しかしながら、非常に少ない走査が必要とされる場合がある。平均化に基づき、信号対ノイズ比を増加させることにより、干渉削減は簡単に実現されることができる。その結果、超音波エコー信号はより高い品質で得られることができる。

上記の第１の側面と結合されることができる第２の側面によれば、ＲＦ切除信号に対する励起パルスの同期化を可能にするため、超音波デバイスは、切除デバイスに接続されることができる。その結果、エコー信号及び切除信号の間の干渉の個別の干渉信号が所定の位相を持つ。従って、切除信号に対して個別の超音波励起パルスを同期化させることにより、干渉が、特に記録されたエコー信号に対する所定の位相を持つ。これは、例えば、超音波信号の位相が、切除信号の位相に対して故意にシフトされることを可能にする。同期化に基づき、干渉削減は、干渉信号の位相を考慮することにより簡単に実現されることができる。その結果、エコー信号の位相が、切除信号の位相に対して故意に調整されることができる。

従って、本発明は、超音波トランスデューサから受信される超音波信号と結合される切除電極上の強いＲＦ切除信号の高調波によりもたらされる不可避の干渉を減らす。この場合、超音波トランスデューサは、この切除電極内に存在する。従って、本発明は、遮蔽に対する要件が少ないだけでなく、超音波トランスデューサ構成における制限がより少ないという利点も提供する。同時に、それは測定された超音波エコー信号の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を増加させ、従って、超音波信号の心臓組織への浸透深度を増加させる。

上記の第１及び第２の側面の任意の１つと結合されることができる第３の側面によれば、超音波ベースの監視を用いる無線周波数切除アプリケーションにおける干渉削減に関するパルス生成デバイスが提供されることができ、このパルス生成デバイスが、ＲＦ切除信号を受信し、超音波信号を含む少なくとも２つの超音波走査の第１のバーストを開始するための開始バースト信号を受信し、励起パルスを生成し、エコー信号と切除信号との間の干渉の干渉信号が所定の位相を持つよう、上記励起パルスを上記ＲＦ切除信号に同期化するよう構成される。このパルス生成デバイスは更に、上記励起パルスと、切除信号に関する後続の走査の開始及び／又は走査の第２のバーストの開始とを調整するため、信号処理ユニットに対してタイミング情報を提供するよう構成されることができる。言い換えると、超音波信号は、異なる極性を持つ後続のパルスを伴うバースト状モードにおいて提供されることができる。受信される走査又は信号において、超音波要素は後続の走査ごとに反転されることができる。一方、干渉信号は同じであろう。後続の走査における信号を互いに減算することにより、超音波要素は、２倍にされることができる。一方、干渉信号は相殺される。結合された信号の平均化に基づき、結果として生じる信号が得られることができる。結合された信号は、干渉信号を超音波エコー信号に結合することから得られることができる。この場合、結果として生じる信号において、超音波エコーは増幅され、特に２倍にされ、干渉は減らされ、特に相殺される。

上記第１、第２及び第３の側面のいずれかと結合されることができる第４の側面によれば、代替的又は追加的に、超音波信号が、特にバースト状モードで提供されることができる。ここで、後続のパルスは、超音波エコー信号と同じ極性を持つが、切除デバイスの信号に対して位相においてわずかにシフトされる。受信される走査において、超音波励起パルス又は超音波信号を同期化させることを介して、超音波要素は、同じ時間（位置）に残る。一方、干渉信号はシフトされることができる。この場合も、複数の走査の信号を平均化することにより、エコー信号の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）が改善される。

上記第１、第２、第３及び第４の側面のいずれかと結合されることができる第５の側面によれば、励起パルスの極性に応じて、正の励起が使用される信号を加え、負の励起を持つ信号を減算するため、結合されたエコー信号は、交代する正及び負の極性を持つことができる、及び／又は結合されたエコー信号は、それぞれ同じ極性を持つ励起パルスに基づき、超音波エコー信号と同じ極性を持つ。これにより、干渉削減は、レスポンス信号を増加させて、干渉を相殺することにより簡単に実現されることができる。更に、エコー信号及び切除信号の間の干渉の個別の干渉信号が所定の位相を持つよう、パルス生成デバイスは、ＲＦ切除信号に対する励起パルスの同期化を実行するよう構成されることができる。このシステムは更に、同期化された超音波励起パルスのシーケンスを生成するよう、パルス生成デバイスを起動させるため、上記パルス生成デバイスに対して開始バースト信号を提供するよう構成されることができる。更に、結合されたエコー信号の位相は、切除信号に対してシフトされることができる。これにより、干渉削減は、ノイズレベル及び干渉された信号のレベルを低下させると共に、有益な信号を保全することにより簡単に実現されることができる。以前の励起パルスからのエコーが記録されないよう、反復レートは選択されることができる。

もちろん、他の干渉削減オプションが、使用されることができる。例えば、バーストは、特定の走査時間を持つ特定の時間期間において実行及び反復されることができ、その結果、干渉が発生する任意のアプリケーションに対する適切な同期方法が、発見されることができる。

上述された装置は、切除デバイスと、超音波デバイスと、平均化及び／又は同期化のための複数のデバイスとを含む装置として実現されることができる。代替的に、平均化及び／又は同期化のための任意のデバイスが、切除デバイスにおいて及び／又はＵＳデバイスにおいて一体化されることができる。

請求項１の装置、請求項４のデバイス、請求項１４のシステム、請求項６の方法及び請求項１５のコンピュータプログラムは、特に従属項において規定されるような、類似する及び／又は同一の好ましい実施形態を持つ点を理解されたい。

本発明の好ましい実施形態は、個別の独立項と従属項との任意の組合せとすることもできる点を理解されたい。

人体における心臓切除に関する従来の構成の概略を示す図である。 超音波監視に関連して、図１の切除システムの概略を示す図である。 本発明による干渉削減に関する基本的なシステム設定の概略的なブロックダイアグラムを示す図である。 本発明による心臓切除に関する構成の概略を示す図である。 干渉削減技術の第１の実施形態の信号の例を概略的に示す図である。 干渉削減技術の第１の実施形態の典型的な走査シーケンスを概略的に示す図である。 干渉削減技術の第２の実施形態の信号の例を概略的に示す図である。 干渉削減技術の第２の実施形態の典型的な走査シーケンスを概略的に示す図である。

本発明のこれら及び他の側面が、以下に説明される実施形態から明らかとなり、これらの実施形態を参照して説明されることになる。

以下の実施形態において、特に超音波撮像がＲＦ信号により影響され、その結果外科医の処置可能性が制限される組織切除アプリケーションに関して、強化された干渉削減システムが提案される。

実施形態によれば、結合された信号の平均化が実行され、加えて、切除信号に対する超音波励起パルスの同期化が、実行されることができる。こうして、干渉削減システムが、超音波信号の信号対ノイズ比を増加させるよう構成される。

以下において、同期化だけでなく平均化を用いる２つの実施形態が、記載される。従来技術の簡単な説明から始まる。

図１は、人体１０における心臓切除に関する従来の構成の概略的な図を示す。そこでは、切除電極２２は、切除電極２２及び中性電極２１の間に配置される組織を処理するため、人体１０内でナビゲートされるカテーテル２３内に提供される。切除電極２２及び中性電極２１は、それぞれ切除ワイヤ２２ａ及び接続２１ａを介して切除デバイス２０に接続される。

図２は、超音波デバイス３０と連動する、図１の切除システムの概略的な図を示す。小さな高周波超音波トランスデューサ３２が、カテーテル２３の使用が変化されない態様で、切除デバイス２０の切除カテーテル２３に組み込まれる。このトランスデューサ３２を用いて、組織、特に心臓壁が、切除手順の間、視覚化されることができる。超音波トランスデューサ３２が切除電極２２に対して直接の近傍に提供されるという態様で、超音波デバイス３０は切除システム２０に物理的に接続される。切除電極２２の斯かる近傍において超音波デバイス３０を用いることは、実際的な問題をもたらす。なぜなら、切除は通常、４４０〜４８０ＫＨｚの間の周波数を持つ正弦波信号を用いて、２０〜５０ワットの電力で実行されるからである。組織は、１００〜３００オームのオーダーで負荷を形成する。従って、切除に関して必要とされる電圧は、容易に数十ボルトとなる。しかし、基礎周波数の高調波は抑制するのが非常に困難であり、強い高調波は、数メガヘルツまで測定されることができる。１０〜５０ＭＨｚの範囲の高周波超音波は、十分な解像度で心臓壁を視覚化するために必要とされる。切除の基礎周波数が関心バンドのかなり外側であるにもかかわらず、この高調波はこのバンド内にある。実際的なシステムにおいて、切除デバイス２０の干渉を十分に低いレベルにまで減らすため、超音波トランスデューサ３２を十分に遮蔽することは、極めて困難である。即ち、実際的には実現可能ではない。結果的に、干渉を減らす特殊な機構の必要性が存在する。

斯かる超音波システムを用いる第２の問題は、超音波システムが、組織を見る又は走査／分析することができる深度を、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）が制限する点にある。組織減衰は、周波数と共に増加する。従って、周波数を意味する分解能と、浸透深度との間にトレードオフがなされなければならない。従って、この従来技術では、干渉及び制限された超音波可視性が原因で、外科医は、組織を傷つけないよう、又はあまりに深すぎる損傷を与えないよう、非常に慎重にならざるを得ない。

図３は、同じ方法を用いて上述した両方の問題を軽減する、本発明による基本的なシステム設定を示す。開始バースト信号Ｓ１は、超音波トランスデューサ３２を励起するためのパルスシーケンスを生成するため、パルサー４０を起動させる。パルサー４０は、切除信号Ｓ（ａ）も受信する。その結果、パルサーは切除信号Ｓ（ａ）にパルスを同期化させることができる。言い換えると、超音波デバイスは、切除デバイスにより生成されるＲＦ切除信号を受信するよう構成されるパルス生成デバイス４０に接続されるか又はこれを具備する。超音波トランスデューサ３２は、超音波励起パルスに基づき、特に各超音波励起パルスに基づき生成される超音波エコー信号を受信するよう構成される。トランスデューサ３２により提供されるこれらの音響信号は、エコー信号として処理されるよう、アンプ５０に転送されることができる。この信号の信号対ノイズ比は、平均化により増加されることになる。ここで、ＲＦ切除信号と超音波信号との間の干渉の干渉信号が検出される。特に、超音波トランスデューサは、干渉信号を検出するよう設計されることができる。検出は、各励起パルスに対して、又は代替的に、特殊な励起パルスに対して、例えば２つの励起パルス毎又は３つの励起パルス毎に対して実行されることができる。検出は更に、個別の超音波エコー信号に対して実行されることができる。超音波エコー信号は、アンプ５０により処理されることができる。検出された干渉信号は、結合されたエコー信号を得るため、個別の超音波エコー信号に対して結合されることができる。言い換えると、結合されたエコー信号は、撮像に必要とされる信号を含むトランスデューサから受信される信号と干渉信号とに対応する。結合されたエコー信号は、アンプ５０において増幅されることができ、信号処理ユニット７０に対して提供されるよう、Ａ／Ｄコンバータ６０においてデジタル信号へと変換されることができる。信号処理ユニット７０は、上記結合されたエコー信号の少なくとも２つを平均化するよう構成されることができる。即ち、信号処理ユニット７０における信号処理は、必要とされる平均化を考慮し、次の走査又は後続のバーストの開始を調整するため、パルサー４０からタイミング情報Ｔ１を受信することもできる。これにより、信号処理部分は、ハードウェア又はソフトウェアにおいて実行されることができる。ハードウェアにおける実現が好まれる。なぜなら、超音波信号を用いてシステムに転送される必要のあるデータをかなり減らすことができるからである。他の全てのモジュールは、ハードウェアモジュールである。

この技術を用いると、同期化だけでなく平均化が実行されることができる。これは、超音波エコー信号の信号対ノイズ比が、増加されることができ、干渉にもかかわらず、超音波トランスデューサは、切除電極の直接の近傍に埋め込まれることができることを意味する。

図４は、変更された切除カテーテル２３ａを持つ標準的な切除デバイス２０を示す。この変更された切除カテーテル２３ａは、干渉が超音波撮像品質に顕著に影響を及ぼさないという態様で、切除電極２２及び超音波トランスデューサ３２を共に具備するよう構成される。切除電極２２及び超音波トランスデューサ３２は、心臓組織に対して損傷を提供することにより心房細動を治療するよう、体内におけるナビゲートのためカテーテル２３ａの遠位端部に提供される。超音波トランスデューサ３２は、切除電極２２に埋め込まれることができる。それは、切除信号から拾う干渉を最小化するためうまく遮蔽される。言い換えると、有利なことに、これらのシステムが実質的ＲＦ干渉を生成する場合であっても、超音波トランスデューサ３２は、特に切除電極又はカテーテルに対して任意の変形の要件なしに、（図２に示されるような）既存の一般に使用される切除システムと共に使用されることができる。従って、実質的に既存のシステムを変える必要がない。その結果、干渉削減のための提案された装置、デバイス及びシステムは基本的に、これらすべての一般に使用される切除システムにおいて実現されることができる。超音波デバイス３０又はパルサーは、高速連続的態様で少なくとも２つの走査又は励起パルスを生成するか、又は生成をもたらす。特に、高速連続の態様は、組織又は流体運動が原因による細部の損失が、超音波デバイスにより提供される分解能より少ない時間期間内に行われる。これにより、超音波デバイス３０は、励起パルスの生成に関して構成されるパルサーに接続されることもできる。これらのパルスは切除信号に対して同期化されることができる。この場合、特に切除ワイヤ２２ａから超音波デバイス３０への追加的なケーブルの形で、超音波デバイス３０及び切除デバイス２０の間の接続３０ａが提供される。また、パルサーは、ＲＦ切除信号を受信するよう構成されることができる。

平均化によって、エコー信号の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は、増加されることができる。ノイズは、本当にランダムな処理である。ｎ個の同一の、しかし、ノイズのある信号を加えることは、

倍に信号電力を増加させるが、ノイズに関しては、

倍であるに過ぎない。従って、信号対ノイズ比は

分増加されることができる。従って、例えば２つの走査を使用することにより、ＳＮＲは、３ｄＢ分増加されることができる。

図５は、干渉削減技術の第１の実施形態による信号が提供されることができるシーケンスを概略的に示す。複数の超音波走査が、交互する極性を持つ高速連続的態様（信号バースト）で実行される。ここで、走査は、励起パルスを生成するパルス生成デバイスと通信する超音波トランスデューサにより実行されることができる。各走査は、個別の励起パルスに基づき実行される。即ち、交互する極性を持つ正及び負の励起パルスに応答して、結合されたエコー信号Ｓ（ｅ）、Ｓ（ｆ）が、交互する正及び負の極性を具備することができる。ここで、個別の結合されたエコー信号Ｓ（ｅ）、Ｓ（ｆ）は、超音波信号Ｓ（ｄ）及び干渉信号Ｓ（ｂ）を含む。以下、第１の実施形態による干渉削減技術の原理が簡単に説明される。正の超音波励起パルスＳ（ｃ）が、切除信号Ｓ（ａ）に対してロックされる（即ち、同期化される）。その結果、干渉が、特に記録された超音波エコー信号に対して、固定された位相を持つ。最後に、正の励起が使用される結果として生じるエコー信号Ｓ（ｅ）が追加され、負の励起を持つ信号は減算される。

図５は、関係する信号の非常に簡略化された例を示す。高調波を持つ切除信号Ｓ（ａ）は通常、数十ボルトである。例として、クロスオーバーゆがみが、高レベル高調波を生成する正弦波信号の負のエッジにおいて示される。信号Ｓ（ｂ）は、超音波トランスデューサにより受信される、結果として生じる干渉信号である。この信号は通常、マイクロボルトからミリボルトの範囲にある。信号Ｓ（ｃ）は、特に切除信号Ｓ（ａ）に対してロックされる、トランスデューサに対する正のＵＳ励起パルスを示す。超音波エコー信号Ｓ（ｄ）は、干渉が存在しないときの例示的なレスポンスを示す。結合された超音波エコー信号Ｓ（ｅ）は、同じ信号を示すが、干渉を持つ。それは、正の励起パルスを用いる、信号Ｓ（ｄ）及びＳ（ｂ）の和である。同様に、結合された超音波エコー信号Ｓ（ｆ）は、負の励起信号の結果である。結果として生じるレスポンスは、信号Ｓ（ｅ）と同じであるが、反対極性を持ち、負の励起パルスを使用する。しかしながら、加えられた干渉は、オリジナルの極性を持つ。Ｓ（ｆ）をＳ（ｅ）から減算することは、理論的に、レスポンス信号が２倍にされ、干渉が相殺されるような信号を生じさせる。

実際には、いくつかの干渉が残ることが起こりうる。なぜなら、干渉が完全には静的ではなく、超音波励起パルス及び切除信号の間でいくつかのジターが存在するであろうからである。また、負の励起パルスに対するレスポンスが、正の励起パルスによりもたらされる結果と必ずしも正確に反対になるわけではない。これは例えば、組織及び／又はトランスデューサの非線形性のため、又は、電子システムにおける任意の欠点のためである。

好ましくは、以前の励起パルスからのエコーが記録されよう、反復レートは選択される。しかしながら、超音波トランスデューサの可視野において発生する最も高速なモーションの１つであるとみなされる血球運動が、超音波画像の劣化、又は場合によっては、超音波ベースの監視の劣化を引き起こさないよう、パルスの総シーケンスはできるだけ短くあるべきである。

図６は、干渉削減技術の第１の実施形態による典型的な走査シーケンスの例を示す。この例では、各バーストは、４つの走査、即ち２つの正の走査及び２つの負の走査を含む。バースト反復期間Ｔ（ｂ）は、例えば１０〜１００ｍｓのオーダーとすることができる。より詳細には、干渉を減らすために高い走査レートが有利である場合、バースト反復期間Ｔ（ｂ）は、例えば１ｍｓ以下のオーダーとすることもできる。これは、干渉信号に依存することができる。走査反復期間Ｔ、即ち連続的な２つの走査の間の時間は、例えば１０〜１００μｓのオーダーとすることができる。

図７は、干渉削減技術の第２の実施形態による信号が提供されることができるシーケンスを概略的に示す。複数の超音波走査は、超音波エコー信号Ｓ（ｄ）と同じ極性を持つ高速連続的態様（信号バースト）において実行される。即ち、それぞれが同じ極性を持つ励起パルスに応答して、結合されたエコー信号Ｓ（ｅ１）、Ｓ（ｅ２）が、同じ極性を具備する。以下、この第２の実施形態による干渉削減技術の原理が簡単に説明される。第１の実施形態と同様に、個別の超音波励起パルスＳ（ｃ１）、Ｓ（ｃ２）、Ｓ（ｃ３）は、切除信号に対して同期化される。しかし、各パルスに対して、切除システムに対する位相は故意にシフトされる。従って、ＲＦ干渉は、記録されたエコー信号Ｓ（ｄ）に対してわずかにシフトされた位相を持つ。最後に、正の励起が使用される結果として生じるエコー信号Ｓ（ｅ１）、Ｓ（ｅ２）が平均化され、より多くの平均化が行われる場合、干渉された信号が減少する。

図７は、関係する信号の非常に簡略化された例を示す。信号Ｓ（ａ）は、高調波を持つ切除信号である。例として、クロスオーバーゆがみが、高レベル高調波を生成する正弦波信号の負のエッジにおいて示される。信号Ｓ（ｂ）は、トランスデューサにより受信される、結果として生じる干渉信号である。信号Ｓ（ｃ１）、Ｓ（ｃ２）及びＳ（ｃ３）はそれぞれ、トランスデューサに関する第１、第２及び第３の励起パルスを示す。信号Ｓ（ｄ）は、干渉が存在しないときの超音波レスポンス（エコー信号）に関する例を示す。信号Ｓ（ｅ１）は、同じ信号を示すが、干渉を持ち、特に信号Ｓ（ｃ１）に基づき第１の励起パルスが適用されるとき得られる信号を示す。信号Ｓ（ｅ２）は、特に信号Ｓ（ｃ２）に基づき第２の励起パルスが適用されるときの干渉を持つ信号を示す。干渉された信号Ｓ（ｅ２）が、干渉された信号Ｓ（ｅ１）に対してビットシフトされることが分かる。結果として生じるレスポンスは、信号Ｓ（ｅ１）及びＳ（ｅ２）の平均値を表し、及び他の同じように生成された信号の平均値を表す。斯かる態様で、有益な信号は残る。一方、ノイズレベル及び干渉された信号のレベルは、平均化の数が増加するにつれて、減少する。

図５の文脈で述べたとおり、以前の励起パルスからのエコーが記録されないよう、反復レートが選択されることができる。しかしながら、超音波トランスデューサの可視野において発生する最も高速なモーションの１つであるとみなされる血球運動が、超音波画像の劣化、又は場合によっては、超音波ベースの監視の劣化を引き起こさないよう、パルスの総シーケンスはできるだけ短くあるべきである。

図８は、干渉削減技術の第１の実施形態による典型的な走査シーケンスの例を示す。この例では、各バーストは４つの正の走査を含む。しかし、走査の数は、変化されることもできる。第１の実施形態の文脈と同様、バースト反復期間Ｔ（ｂ）は、例えば１０〜１００ｍｓのオーダーとすることができる。走査反復期間Ｔ（ｓ）、即ち連続的な２つの走査の間の時間は、例えば１０〜１００μｓのオーダーとすることができる。

干渉削減技術の第３の実施形態による信号が提供されることができるシーケンスが存在する点を理解されたい。この第３の実施形態は、第１及び第２の実施形態の組合せである。即ち、正及び負の走査だけでなくシフトを含む。後続のパルスの各ペアにおいて、正及び負の励起パルスが使用される。結果として生じるエコーは減算される。これは、ＳＮＲを増加させつつ、干渉を抑制する。しかしながら、いくつかの残余の干渉は不可避かもしれない。次のペアに対して、切除システムに対する位相がわずかにシフトされ、同じ手順が繰り返される。残余の干渉は、同じ強度を持つが、以前のペアと比較して異なる位相を持つ。従って、パルスのこれらのペアを平均化することにより、残余の干渉は、第１の実施形態においてより更に抑制されることができる。

要約すると、心臓壁に対して損傷が作られるような心房細動の処置に関する心臓切除において、超音波監視機構が、損傷の進行を評価するよう構成される。その結果、外科医は適切な深さを持つ損傷を提供することができる。この場合、切除デバイスによりもたらされる干渉は減らされ、エコー信号の信号対ノイズ比が改善される。言い換えると、超音波撮像が使用されるＲＦアプリケーションにおいて、少なくとも干渉効果を実質的に相殺するよう、干渉削減システムは構成される。その結果、超音波ベースの監視が、特に切除深度の監視が強化される。

図面、開示及び添付された請求項の研究から、開示された実施形態に対する他の変形が、請求項に記載の本発明を実施する当業者により理解され、実行されることができる。

請求項において、単語「有する」は他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数性を除外するものではない。

シングルプロセッサ、検出ユニット又は他のユニットが、請求項に記載される複数のアイテムの機能を満たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属項に記載されるという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを意味するものではない。

上記実施形態による提案されたソリューションは、図３の関連する機能ブロックにおいて、少なくとも部分的にソフトウェアモジュールで実現されることができる点に留意されたい。結果として生じるコンピュータプログラムは、図３の機能の上記手順のステップをコンピュータに実行させるコード手段を有することができる。従って、手続き的なステップは、コンピュータ上で実行されるとき、コンピュータプログラムにより生成される。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又はその一部として提供される光学的記憶媒体又は固体媒体といった適切な媒体に格納／配布されることができるが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介してといった他の形式で配布されることもできる。

請求項における任意の参照符号は、発明の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

心臓壁に対して損傷が作られなければならない心房細動の処置に関する心臓切除において、超音波監視機構が損傷の進行を評価するよう構成される。その結果、外科医は、適切な深さを持つ損傷を提供することができる。ここで、切除デバイスにより生じる干渉は減らされ、エコー信号の信号対ノイズ比が改善される。

Claims (9)

1. リアルタイムの超音波ベースの監視を用いる無線周波数切除アプリケーションにおける干渉削減に関する装置であって、
   切除電極に供給されるＲＦ切除信号を生成するよう構成される切除デバイスと、
   超音波デバイスと、
   前記超音波デバイスに接続される超音波トランスデューサとを有し、
   前記装置が、前記超音波トランスデューサを励起するために少なくとも２つの超音波励起パルスを生成するよう構成され、前記超音波トランスデューサは、各超音波励起パルスに対して超音波走査を実行するよう構成され、各超音波走査が、超音波信号を含み、及び前記超音波トランスデューサは、少なくとも２つの結合された超音波信号を受信するよう構成され、
   前記受信された結合された超音波信号がそれぞれ、前記ＲＦ切除信号と前記超音波励起パルスに基づかれる超音波エコー信号との間の干渉の干渉信号を含み、
   前記干渉信号によりもたらされる超音波ベースの監視における負の効果を減らすため、少なくとも１つの受信された結合された超音波信号が、少なくとも他の１つの受信された結合された超音波信号と共に処理され、
   前記装置が更に、高い信号対ノイズ比を持つ平均化されたエコー信号を得るため、平均化することによって、前記結合された超音波信号の少なくとも２つを処理するよう構成され、
   前記切除信号に対して前記超音波励起パルスを同期化し、前記超音波エコー信号の位相が、前記切除信号に対してシフトされ、前記干渉信号は、前記超音波エコー信号に対してシフトされた位相を持つ、
   装置。
2. 前記超音波デバイスが、エコー信号及び切除信号の間の干渉の個別の干渉信号が所定の位相を持つよう、前記ＲＦ切除信号に対する前記励起パルスの同期化を可能にするため、前記切除デバイスに接続される、請求項１に記載の装置。
3. リアルタイムの超音波ベースの監視を用いる無線周波数切除アプリケーションにおける干渉を削減するための装置の作動方法において、
   ａ．ＲＦ切除信号を生成し、前記ＲＦ切除信号を検出するステップと、
   ｂ．少なくとも２つの超音波励起パルスを生成し、前記超音波励起パルスに基づき超音波走査を実行する超音波トランスデューサに対して前記超音波励起パルスを提供するステップと、
   ｃ．少なくとも２つの結合された超音波信号を受信するステップであって、前記受信された結合された超音波信号がそれぞれ、前記ＲＦ切除信号と前記超音波励起パルスに基づかれる超音波エコー信号との間の干渉の干渉信号を含む、ステップと、
   ｄ．前記干渉信号によりもたらされる超音波ベースの監視における負の効果を減らすため、少なくとも１つの受信された結合された超音波信号を少なくとも他の１つの受信された結合された超音波信号と共に処理するステップとを有し、
   前記処理するステップが、高い信号対ノイズ比を持つ平均化されたエコー信号を得るため、前記結合された超音波信号の少なくとも２つを平均化するステップを含み、
   前記切除信号に対して前記超音波励起パルスを同期化するステップを更に有し、前記超音波エコー信号の位相が、前記切除信号に対してシフトされ、前記干渉信号は、前記超音波エコー信号に対してシフトされた位相を持つ、
   装置の作動方法。
4. 前記少なくとも２つの結合された超音波信号の１つが、正の励起パルスに応答し、前記少なくとも２つの結合された超音波信号の他の１つが、負の励起パルスに応答し、前記正の励起パルス及び負の励起パルスが、交互する極性を持つ、請求項３に記載の装置の作動方法。
5. 前記平均化するステップが、前記正の励起が使用される前記結合された超音波信号が追加され、前記負の励起を持つものが減算される態様で実行され、前記超音波エコーが増幅され、前記干渉が減らされる信号が結果として得られる、請求項４に記載の装置の作動方法。
6. 干渉信号が所定の位相を持つよう、前記超音波励起パルスを前記切除信号に対して同期化するステップを更に有する、請求項３に記載の装置の作動方法。
7. それぞれ同じ極性を持つ励起パルスに応じて、結合された超音波信号が、前記超音波エコー信号と同じ極性を具備し、
   正の励起が使用される前記結合された超音波信号が平均化されるという態様で、前記平均化ステップが実行される、請求項３に記載の装置の作動方法。
8. 前記平均化するステップの前に、前記結合された超音波信号を増幅するステップと、
   前記平均化するステップの前に、前記結合された超音波信号をデジタル超音波信号へと変換するステップと、
   前記平均化するステップの後に、前記パルス生成デバイスから前記信号処理ユニットにタイミング情報を提供し、前記切除信号に対して前記超音波励起パルスを同期化するステップとを更に有し、
   少なくとも２つの超音波励起パルスを高速連続的態様で生成するステップが、バースト状モードで実行され、各バーストは、少なくとも４つの走査を含み、各走査が、後続の走査に対して０．１ｍｓ未満離れ、各バーストは、後続のバーストに対して１ｍｓ以上離れ、前記パルス生成デバイスが、励起パルスのシーケンスを生成するため、開始バースト信号を受信し、前記タイミング情報は、後続のバーストの開始を調整するために使用される、請求項５に記載の装置の作動方法。
9. コンピュータで実行されるとき、請求項３に記載のステップを生み出すコード手段を有するコンピュータプログラム。

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