BR112013012207B1 - Aparelho para redução da interferência nas aplicações de ablação de radiofrequência usando monitoramento com base de ultrassom em tempo real e método de redução dainterferência nas aplicações de ablação de radiofrequência usando monitoramento com base de ultrassom em tempo real - Google Patents

Aparelho para redução da interferência nas aplicações de ablação de radiofrequência usando monitoramento com base de ultrassom em tempo real e método de redução dainterferência nas aplicações de ablação de radiofrequência usando monitoramento com base de ultrassom em tempo real Download PDF

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Abstract

aparelho para redução da interferência nas aplicações de ablação de radiofrequência (rf) usando monitoramento com base de ultrassom em tempo real e método de redução da interferência nas aplicações de ablação de radiofrequência (rf) usando monitoramento com base de ultrassom em tempo real na ablação cardíaca para o tratamento da fibrilação atrial em que lesões devem ser feitai na patede do coração, um mecanismo de monitoramento de ul trassom é adaptado para avaliar o progresso da lesão, de forma que um cirurgião possa prover lesões com profundidade adequada, em que a interferência causada por um dispositivo de ablação é reduzida e a proporção de sinal para ruído dos sinais de eco é melhorada.

Description

APARELHO PARA REDUÇÃO DA INTERFERÊNCIA NAS APLICAÇÕES DE ABLAÇÃO DE RADIOFREQUÊNCIA USANDO MONITORAMENTO COM BASE DE ULTRASSOM EM TEMPO REAL E MÉTODO DE REDUÇÃO DA INTERFERÊNCIA NAS APLICAÇÕES DE ABLAÇÃO DE RADIOFREQUÊNCIA USANDO MONITORAMENTO COM BASE DE ULTRASSOM EM TEMPO REAL
CAMPO DA INVENÇÃO
A presente invenção se refere a um sistema, aparelho, método e produto de programa de computador para redução de interferência nas aplicações de ablação cardíaca de ultrassom, especialmente para redução da interferência durante a ablação usando cateteres RF tendo transdutores de ultrassom para monitorar o progresso de lesões feitas no tecido cardíaco.
HISTÓRICO DA INVENÇÃO
A tecnologia de ablação cardíaca como um procedimento comum para tratar a fibrilação atrial usualmente é baseada em um dispositivo de ablação com um eletrodo de ablação provido dentro de um cateter de radiofrequência para navegar dentro do corpo de um paciente. O eletrodo de ablação é provido na extremidade distai do cateter de forma que o tecido localizado entre o eletrodo de ablação e um eletrodo indiferente posicionado próximo ao corpo do paciente pode ser tratado. Combinado com um sistema de obtenção de imagem, usualmente baseado em ultrassom (US), tal dispositivo de ablação é destinado a prover lesões de uma profundidade específica para a parede atrial do coração de um paciente. As lesões formadas por ablação conduzem muito menos do tecido saudável, e assim quebram efetivamente quaisquer vias elétricas sobre as quais os sinais que causam a fibrilação são conduzidos. Geralmente, as lesões que são feitas devem penetrar a parede atrial completa respectivamente a parede do coração para este procedimento ser um tratamento eficaz para fibrilação atrial, em que, por exemplo, nos humanos, a parede
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2/22 atrial pode ter mais de 8 mm de espessura. No entanto, uma lesão que é muito profunda pode ser letal; por exemplo, o esôfago é um órgão critico que não deve ser afetado. Portanto, um transdutor de ultrassom (US) acoplado com o dispositivo de ablação é provido, especialmente embutido no cateter de ablação, e, onde aplicável, integrado adjacente ao eletrodo de ablação, a fim de gerar informações relacionadas ao progresso do tratamento de ablação. Isto é, o monitoramento de US pode dar ao cirurgião um mecanismo de feedback sobre o progresso de uma lesão, que pode aumentar a taxa de sucesso do procedimento. Mesmo assim, a ablação de RF causa interferências com os sinais de US, de forma que em muitos casos, o monitoramento de US não é confiável ou fidedigno o suficiente, e a ablação do tecido respectivo ao tratamento da fibrilação atrial não pode ser feito eficazmente.
Em outras palavras, atualmente, a respeito de qualquer sistema de obtenção de imagem, estes procedimentos de ablação são realizados sem um mecanismo apropriado para avaliar o progresso exato da lesão, conforme exista, por exemplo, o acoplamento capacitivo dos sinais RF em sinais de US, isto é, os sinais de RF interfiram com os sinais de US. Isto faz com que o cirurgião seja muito cauteloso, por exemplo, devido ao perigo de lesão por superaquecimento. Além disso, em caso de pouco aquecimento, o tratamento não é eficaz. Portanto, mesmo se o monitoramento de US for integrado no sistema de ablação, permanece um número significante de tratamentos que não são eficazes. Em todos estes casos, as lesões não poderiam ter sido feitas de forma que as vias elétricas sobre as quais os sinais que causam a fibrilação são conduzidos são eficazmente interrompidas.
Portanto, um requisito para os cateteres de radiofrequência (RF) é o controle mais adequado do
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3/22 desenvolvimento da lesão no tecido, especialmente em tempo real durante a ablação da RF. Um sistema que pode prover um feedback em tempo real do desenvolvimento da lesão bem como a informação em tempo real sobre a profundidade da lesão, especialmente com relação à espessura do tecido no local do tratamento, preveniria a lesão e morte, por exemplo, também por superaquecimento nos procedimentos de ablação do cateter de RF. Conforme mencionado acima, o ultrassom (US) de alta frequência pode ser usado para monitorar o progresso do limite da lesão na obtenção da lesão no modo de movimento (Mmode), mas as desvantagens mencionadas não são superadas ainda. O sinal RF interfere com o sinal US de forma que os reflexos do tecido não podem ser vistos facilmente.
SUMÁRIO DA INVENÇÃO
É um objetivo da presente invenção prover um aparelho, um sistema e um método para tratar o tecido com base na ablação de RF e para monitorar o progresso do tratamento e características do tecido com base no ultrassom que permite um cirurgião prover lesões de profundidade adequada para o tecido. É outro objetivo da presente invenção reduzir o perigo de lesão de superaquecimento. É outro objetivo da presente invenção reduzir o efeito do acoplamento capacitivo dos sinais RF em sinais de US, especialmente a fim de aumentar o monitoramento com base em ultrassom da profundidade da ablação. Também, é um objetivo da presente invenção prover um monitor de ablação cardíaca de ultrassom que é menos suscetível respectivamente passível de qualquer interferência entre os sinais RF e US, e facilitar o monitoramento por US de características do tecido em geral, também no contexto com tratamento de qualquer outro tecido além das paredes atriais. Em outras palavras, é um objetivo da presente invenção melhorar o monitoramento por US quando os sinais de US interferem com quaisquer outros sinais, por
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4/22 exemplo, sinais de ablação.
Pelo menos um destes objetivos é alcançado por um aparelho conforme reivindicado na reivindicação 1, e um método para redução de interferência conforme reivindicado na reivindicação 4.
Desta forma, a presente invenção é aplicável, entre outros, para conceitos de terapia em que o ultrassom é usado para monitorar, por exemplo, características de tecido, em particular, quando existe um sinal de interferência altamente repetitivo, então, por exemplo, um sinal de interferência de um dispositivo de ablação RF. Em particular, no contexto com a ablação RF, o problema solucionado pela presente invenção baseia-se, entre outros, no seguinte. Normalmente, o sinal RF interfere com o sinal US de forma que os reflexos do tecido não possam ser vistos facilmente, já que o sinal RF é de amplitude muito maior comparada aos reflexos do tecido de US. Mais especificamente, a frequência do sinal de ablação RF é cerca de 450 kHz, e o monitoramento da lesão por US é realizado com frequências mais altas que 10 MHz. No entanto, os sinais RF contêm harmônicos de alta frequência que afetam significativamente os sinais de US na largura de banda do transdutor de US. Até agora, não tem sido possível filtrar o sinal de ablação RF acoplado no sinal de US com um filtro análogo.
A invenção é baseada, entre outros, nos seguintes reconhecimentos. O sinal de ablação e, portanto a interferência selecionada pelo transdutor de ultrassom é de uma natureza repetitiva. Apesar de o formato exato do sinal de interferência não poder ser estimado de antemão, este formato muda somente lentamente em tempo. A principal causa para mudanças deste sinal de interferência é a mudança de impedância do tecido devido à formação de lesão, e as mudanças no tecido ocorrem somente lentamente. Em um exemplo
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5/22 ilustrativo, considerando um sistema de ultrassom operando em 20 MHz na água oferecendo uma resolução de grosseiramente 30 pm, o movimento mais rápido no tecido é causado pelo sangue fluindo através dos tubos capilares, que é menos de 4,5 mm/s. Isto significa que caso dois exames de eco sejam tomados em menos de 3 ms, a perda dos detalhes causada pelo movimento é insignificante, já que a extensão de movimento está na ordem de 0,0135 mm, isto é, abaixo da resolução de 30 pm. Em frequências de 10 MHz e mais altas, as profundidades de penetração tipicas no tecido são limitadas a menos de 1 cm. Com uma velocidade do som de aproximadamente 1500 m/s, isto resulta em uma medida de tempo tipica de menos de 13 ps. Portanto, neste exemplo ilustrativo, o número máximo de exames de eco que podem ser feitos durante um periodo de 3 ms e que serão quase idênticos é 230, resultando do periodo de no máximo 3 ms e o tempo de medição de menos de 13 ps. Assim, diversos exames de ultrassom podem ser realizados, cada um administrando pelo menos uma sequência de sinal aproximadamente igual, e estes sinais podem ser comparados a quaisquer sinais de interferência a fim de obter um sinal de eco de US médio e/ou sincronizar exames de US para sinais de ablação RF, conforme elucidado posteriormente no contexto com realizações da invenção. Portando, uma principal vantagem é que o aparelho, sistema e dispositivo para a redução de interferência podem ser usados com os sistemas de ablação normalmente usados, especialmente sem modificações, mesmo se estes sistemas gerarem interferência de RF substancial. Isto é , não é necessário alterar os sistemas existentes.
Desta forma, a presente invenção propõe um mecanismo no qual diversos exames de ultrassom (U) podem ser realizados, especialmente em uma sucessão rápida dentro de tal periodo de tempo que a perda de detalhe devido ao movimento de fluido ou tecido é menos que a resolução provida
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6/22 pelo sistema de ultrassom. Isto pode ser feito em um modo do tipo disparo, especialmente considerando a polaridade de pulsos subsequentes. Isto é, os exames de US de cada disparo podem ser cronometrados, e os próprios disparos também podem ser cronometrados. Desta forma, a redução de interferência pode ser simplesmente alcançada provendo os pulsos em uma sucessão rápida, de forma que o movimento do tecido ou movimento do paciente não tenha um efeito negativo na qualidade dos sinais de eco de US.
De acordo com um primeiro aspecto, a combinação dos sinais de interferência detectados com um respectivo sinal de eco do ultrassom para prover um sinal de eco combinado e calculando a média de pelo menos dois dos sinais de eco combinados a fim de obter um sinal de eco médio com a alta proporção de sinal para ruído pode levar ao melhor monitoramento com base em US, especialmente da profundidade de ablação. Em outras palavras, um sinal de eco combinado corresponde a um sinal recebido a partir do transdutor compreendendo o sinal necessário para obtenção de imagem e o sinal de interferência. Desta forma, é percebido que pode ser suficiente calcular a média dos sinais de eco de um número limitado de exames de US. O cálculo da média de exames respectivos aos sinais pode resultar em uma melhor proporção de sinal para ruído (SNR) de um sinal de eco já que o componente de US é pelo menos aproximadamente o mesmo nos exames subsequentes enquanto o sinal de interferência e o ruído podem ser diferentes. A média pode prover interferência reduzida e assim sinais de eco do US reconstruídos. Isto é , nas circunstâncias práticas de uma intervenção de ablação, tendo tempos de medição curtos por exame e uma baixa velocidade de objetos a serem monitorados, de acordo com a invenção, em um exemplo de uma aplicação, mais de 230 exames podem ser feitos que sejam quase mutuamente idênticos. No
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7/22 entanto, muito menos exames podem ser necessários. Com base na média, a redução de interferência pode ser simplesmente alcançada aumentando a proporção de sinal para ruído, de forma que os sinais de eco de ultrassom possam ser obtidos com uma qualidade mais alta.
De acordo com um segundo aspecto que pode ser combinado com o primeiro aspecto acima, o dispositivo de ultrassom pode ser conectado ao dispositivo de ablação a fim de permitir a sincronização de pulsos de excitação para os sinais de ablação RF de forma que um respectivo sinal de interferência entre os sinais de eco e sinais de ablação tenha uma fase predeterminada. Assim, através da sincronização um respectivo pulso de excitação de ultrassom para os sinais de ablação, a interferência terá uma fase predeterminada, especialmente com relação aos sinais de eco registrados, que permitem, por exemplo, que a fase dos sinais de US seja transportada de propósito em relação à fase dos sinais de ablação. Com base na sincronização, a redução de interferência pode ser simplesmente alcançada levando em conta a fase dos sinais de interferência, de forma que neste propósito, a fase dos sinais de eco pode ser ajustada em relação à fase dos sinais de ablação.
Assim, a presente invenção reduz a interferência inevitável causada pelos harmônicos dos sinais fortes de ablação RF no eletrodo de ablação que são acoplados aos sinais de ultrassom recebidos a partir de um transdutor de ultrassom, em que o transdutor de US pode residir dentro deste eletrodo de ablação. Portanto, a presente invenção também provê as vantagens de menos restrições no arranjo do transdutor de US bem como menos requisitos de proteção. Ao mesmo tempo, aumenta a proporção de sinal para ruído (SNR) dos sinais de eco do US medidos e, portanto a profundidade de penetração dos sinais de US no tecido cardíaco.
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8/22
De acordo com combinado com qualquer um um terceiro aspecto que pode ser do primeiro e segundo aspectos, um dispositivo de geração de pulso para redução de interferência nas aplicações de ablação de radio frequência (RF) usando o monitoramento com base em ultrassom pode ser provido, em que o dispositivo de geração de pulso é arranjado para receber um sinal de ablação de RF, receber um sinal contínuo inicial para iniciar um primeiro disparo de pelo menos dois exames de ultrassom incluindo sinais de ultrassom, geração dos pulsos de excitação, sincronização dos pulsos de excitação para os ditos sinais de ablação
RF de forma que um sinal de interferência da interferência entre os sinais de eco sinais de ablação tenha uma fase predeterminada, e dispositivo de geração de pulso pode ainda ser arranjado para prover informações de cronometragem para uma unidade de processamento de sinal a fim de cronometrar os ditos pulsos de excitação e o início de um exame subsequente e/ou o início de um segundo disparo em relação aos sinais de ablação. Em outras palavras, os sinais de US podem ser providos em um modo contínuo com pulsos subsequentes tendo polaridade diferente.
Nos sinais respectivos aos exames recebidos, o componente de
US pode ser revertido para cada exame subsequente enquanto o sinal de interferência será o mesmo.
Através da subtração dos sinais nos exames subsequentes um do outro, o componente de
US pode ser duplicado, enquanto o sinal de interferência é cancelado. Um sinal resultante pode ser obtido que é baseado em uma média dos sinais combinados.
Os sinais combinados podem ser obtidos a partir dos sinais de interferência combinados aos sinais de eco de
US, em que no sinal resultante, o eco de ultrassom é amplificado, especialmente duplicado, e interferência é reduzida, especialmente cancelada.
De acordo com um quarto aspecto que pode ser
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9/22 combinado com qualquer um dos primeiro, segundo e terceiro aspectos acima, alternativamente ou adicionalmente, os sinais de US podem ser providos, especialmente em um modo contínuo, com pulsos subsequentes tendo a mesma polaridade que os sinais de eco de ultrassom, mas sendo levemente transportados na fase com relação aos sinais do dispositivo de ablação. Nos exames recebidos, através da sincronização os pulsos de excitação de ultrassom respectivos aos sinais de ultrassom, o componente de US permanece no mesmo tempo (posição) enquanto o sinal de interferência pode ser transportado. Novamente, calculando a média dos sinais de um número de exames, a proporção de sinal para ruído (SNR) dos sinais de eco é melhorada.
De acordo com um quinto aspecto que pode ser combinado com qualquer um do primeiro, segundo, terceiro e quarto aspectos acima, responsivos à polaridade dos pulsos de excitação, os sinais de eco combinados podem ter polaridade positiva e negativa alternadas, a fim de adicionar sinais para os quais a excitação positiva é usada e para subtrair aqueles com excitação negativa, e/ou sinais de eco combinados tem a mesma polaridade que os sinais de eco de ultrassom de acordo com os pulsos de excitação cada um com a mesma polaridade. Desta forma, a redução de interferência pode ser simplesmente alcançada aumentando o sinal de resposta e cancelando a interferência. Adicionalmente, o dispositivo de geração de pulso pode ser disposto para realizar a sincronização dos pulsos de excitação para os sinais de ablação de RF de forma que um respectivo sinal de interferência entre os sinais de eco e sinais de ablação tenha uma fase predeterminada, e o sistema possa ainda ser arranjado para prover um sinal de disparo inicial para o dito dispositivo de geração de pulso a fim de acionar o dispositivo de geração de pulso para gerar uma sequência de
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10/22 pulsos de excitação de ultrassom sincronizados. Ainda, a fase dos sinais de eco combinados pode ser transportada com relação ao sinal de ablação. Desta forma, a redução de interferência pode ser simplesmente alcançada conservando sinais úteis enquanto diminui o nível de ruído e o nível de sinais interferidos. A taxa de repetição pode ser escolhida de forma que nenhum eco seja registrado dos pulsos de excitação anteriores.
É claro que outras opções de redução de interferência podem ser usadas. Por exemplo, os disparos podem ser realizados e repetidos em períodos de tempo específicos com o tempo de escaneamento específico, de forma que um método de sincronização apropriado pode ser considerado para qualquer aplicação na qual a interferência ocorre.
O aparelho descrito acima pode ser implementado como um aparelho incluindo um dispositivo de ablação, um dispositivo de US, e diversos dispositivos para cálculo da média e/ou sincronização. Como uma alternativa, quaisquer dispositivos para a média e/ou sincronização podem ser integrados no dispositivo de ablações e/ou no dispositivo de US.
Deve ser entendido que o aparelho da reivindicação 1 e o método da reivindicação 4 têm realizações similares e/ou idênticas preferidas, em particular, conforme definido nas reivindicações dependentes.
Deve ser entendido que uma realização preferida da invenção também pode ser qualquer combinação das reivindicações dependentes com a respectiva reivindicação independente.
Estes e outros aspectos da invenção serão mais aparentes e elucidados com referência as realizações descritas aqui a seguir.
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11/22
BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS
Nos desenhos a seguir:
A Fig. 1 mostra um desenho esquemático de um arranjo convencional para ablação cardíaca dentro de um corpo humano;
A Fig. 2 mostra um desenho esquemático do sistema de ablação da Fig. 1 em conjunto com o monitoramento de ultrassom;
A Fig. 3 mostra um diagrama em bloco de uma configuração de sistema básico para redução da interferência de acordo com a presente invenção;
A Fig. 4 mostra um desenho esquemático de um arranjo para ablação cardíaca de acordo com a presente invenção;
A Fig. 5 mostra esquematicamente os exemplos de sinais de uma primeira realização da técnica de redução da interferência;
A Fig. 6 mostra esquematicamente uma sequência de exame típica da primeira realização da técnica de redução da interferência;
A Fig. 7 mostra esquematicamente os exemplos de sinais de uma segunda realização da técnica de redução da interferência; e
A Fig. 8 mostra esquematicamente uma sequência de exame típico da segunda realização da técnica de redução da interferência;
DESCRIÇÃO DETALHADA DAS REALIZAÇÕES
Nas realizações a seguir, um sistema de redução da interferência aumentada é proposto, especialmente para as aplicações de ablação do tecido em que a obtenção de imagem por US é influenciada pelos sinais de RF de forma que as possibilidades de tratamento de um cirurgião são restritas.
De acordo com as realizações, uma média de sinais
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12/22 combinados é realizada e adicionalmente, a sincronização dos pulsos de excitação de ultrassom para os sinais de ablação podem ser realizados. Consequentemente, o sistema de redução da interferência é adaptado para aumentar a proporção do sinal para ruído dos sinais de US.
A seguir, duas realizações usando a média bem como a sincronização são descritos, começando a partir de uma breve descrição da técnica anterior.
A Fig. 1 mostra um desenho esquemático de uma disposição convencional para ablação cardíaca dentro de um corpo humano 10, em que um eletrodo de ablação 22 é provido dentro de um cateter 23 a ser navegado dentro do corpo humano 10 a fim de tratar o tecido localizado entre o eletrodo de ablação 22 e um eletrodo indiferente 21. O eletrodo de ablação 22 e o eletrodo indiferente 21 são conectados a um dispositivo de ablação 20 através do fio de ablação 22a e a conexão 21a respectivamente.
A Fig. 2 mostra um desenho esquemático do sistema de ablação da Fig. 1, mas em conjunto com um dispositivo de ultrassom 30. Um pequeno transdutor de ultrassom de alta frequência 32 é embutido no cateter de ablação 23 de um dispositivo de ablação 2 0 de tal maneira que o uso daquele cateter 23 não é mudado. Usando este transdutor 32, o tecido, especialmente a parede do coração, pode ser visualizado durante o procedimento de ablação. O dispositivo de ultrassom 30 é fisicamente conectado ao sistema de ablação 20 de tal maneira que o transdutor de ultrassom 32 é provido na proximidade direta de um eletrodo de ablação 22. O uso de um dispositivo de ultrassom 30 em tal proximidade de um eletrodo de ablação 22 introduz um problema prático, como a ablação é tipicamente realizada usando um sinal sinusoidal com uma frequência entre 440 e 480 KHz, e com uma energia de 20 a 50 watt. Este tecido forma uma carga na ordem de 100 a 300 ohm.
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A tensão necessária para ablação é portanto facilmente várias dezenas de volts. Mas os harmônicos da frequência de base são muito difíceis de suprimir, e os harmônicos fortes podem ser medidos acima de diversos mega-hertz. O ultrassom de alta frequência na faixa de 10 a 50 MHz é necessário para visualizar a parede do coração com resolução suficiente. Emboraa frequência de base da ablação seja muito fora da banda de interesse, os harmônicos dela estão dentro desta banda. Em um sistema prático, é assim extremamente difícil, isto é, praticamente impossível proteger suficientemente o transdutor de US 32 para reduzir a interferência do dispositivo de ablação 20 para um nível suficientemente baixo. Consequentemente, existe uma necessidade por mecanismos especiais para reduzir a interferência.
Um segundo problema com tal sistema de ultrassom é que a proporção de sinal para ruído (SNR) limita as profundidades para os quais o sistema de ultrassom pode ver respectivamente exame/análise do tecido. A atenuação do tecido aumenta com a frequência, então uma troca deve ser feita entre a resolução, que significa frequência, e profundidade de penetração. Assim, com esta tecnologia da técnica anterior, devido à interferência e visibilidade de US limitada, um cirurgião deve ser muito cauteloso para não danificar o tecido ou prover lesões que sejam muito profundas.
A Fig. 3 mostra uma configuração de sistema básico de acordo com a invenção a fim de reduzir ambos os problemas acima com a mesma abordagem. Um sinal de disparo de início SI aciona um pulsador 40 para gerar uma sequência de pulsos para excitar o transdutor de ultrassom 32. O pulsador 40 também recebe um sinal de ablação S(a) de forma que pode sincronizar os pulsos com o sinal de ablação S(a). Em outras palavras, o dispositivo de ultrassom é conectado ou provido com um
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14/22 dispositivo de geração de pulso 40 que é disposto para receber os sinais de ablação de RF gerados por um dispositivo de ablação. O transdutor de ultrassom 32 é arranjado para receber um sinal de eco do ultrassom gerado em resposta aos pulsos de excitação do ultrassom, especialmente em resposta a cada pulso de excitação de ultrassom. Estes sinais acústicos providos pelo transdutor 32 podem ser encaminhados para o amplificador 50 a fim de serem processados como sinais de eco dos quais a proporção do sinal para o ruído deve ser aumentada através da média, em que um sinal de interferência das interferências entre os sinais de ablação de RF e sinais de US é detectada. Especialmente, o transdutor de ultrassom pode ser projetado para detectar sinais de interferência. A detecção pode ser realizada com relação a cada pulso de excitação, ou alternativamente, com relação ao pulso de excitação específico, por exemplo, cada outro pulso de excitação ou cada terceiro pulso de excitação. A detecção pode ainda ser realizada com relação a um respectivo sinal de eco de US. Os sinais de eco do ultrassom podem ser processados pelo amplificador 50. Os sinais de interferência detectados podem ser combinados aos respectivos sinais de eco do ultrassom a fim de obter sinais de eco combinados. Em outras palavras, um sinal de eco combinado corresponde a um sinal recebido a partir do transdutor compreendendo o sinal necessário para obtenção de imagem e o sinal de interferência. Os sinais de eco combinados podem ser amplificados no amplificador 50 e convertidos para sinais digitais em um conversor A/D 60 a fim de serem providos a uma unidade de processamento de sinal 70. Esta unidade de processamento de sinal 7 0 pode ser disposta para a média de pelo menos dois dos ditos sinais de eco combinados. Isto é, o processamento de sinal na unidade de processamento de sinal 70 pode tomar cuidado da média necessária e também pode
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15/22 receber informações de cronometragem T1 do pulsador 40 a fim de cronometrar o inicio do próximo exame respectivo a um disparo subsequente. Desta forma, a parte de processamento de sinal pode ser realizada no hardware ou software. A implementação no hardware é preferida, já que pode reduzir seriamente os dados que precisam ser transferidos para o sistema usando o sinal de ultrassom. Todos os outros módulos são módulos de hardware.
Com esta tecnologia, a média bem como a sincronização podem ser realizadas. Isto significa que a proporção do sinal para ruido dos sinais de eco do US pode ser aumentada, e apesar da interferência, um transdutor de US pode ser incorporado na proximidade direta de um eletrodo de ablação.
A Fig. 4 mostra um dispositivo de ablação regular 20 com um cateter de ablação modificado 23a, o cateter de ablação modificado 23a sendo arranjado para prover ambos o eletrodo de ablação 22 e o transdutor de US 32 de tal maneira que a interferência não afeta perceptivelmente a qualidade de obtenção de imagem do US. O eletrodo de ablação 22 e um transdutor de US 32 são providos na extremidade distai do cateter 23a para navegar dentro de um corpo a fim de tratar a fibrilação atrial provendo lesões ao tecido cardíaco. O transdutor de US 32 pode ser incorporado no eletrodo de ablação 22, e é bem protegido para minimizar a interferência que seleciona a partir do sinal de ablação. Em outras palavras, vantajosamente, o transdutor de US 32 pode ser usado com sistemas de ablação comumente usados existentes (conforme mostrado na Fig. 2), especialmente sem a necessidade de nenhuma modificação do eletrodo ou cateter de ablação, mesmo se estes sistemas gerarem interferência de RF substancial. Assim, não é necessário alterar substancialmente os sistemas existentes, de forma que o aparelho, dispositivo
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16/22 e sistema propostos para redução da interferência basicamente podem ser implementados em todos estes sistemas de ablação comumente usados. O dispositivo de ultrassom 30 respectivo a um pulsador gera ou causa a geração de pelo menos dois exames respectivos aos pulsos de excitação em uma sucessão rápida, especialmente dentro de tal período de tempo que perde de detalhe devido ao movimento do tecido ou movimento do fluido é menos que a resolução provida pelo dispositivo de ultrassom. Desta forma, o dispositivo de ultrassom 30 também pode ser conectado a um pulsador arranjado para geração de pulsos de excitação. Estes pulsos podem ser sincronizados ao sinal de ablação, em que uma conexão 30a entre o dispositivo de ultrassom 30 e o dispositivo de ablação 20 é provido, especialmente na forma de um cabo adicional a partir do fio de ablação 22a ao dispositivo de ultrassom 30. Também, um pulsador pode ser arranjado para receber os sinais de ablação de RF.
Devido à média, a proporção de sinal para ruído (SNR) dos sinais de eco pode ser aumentada. O ruído é um processo verdadeiramente aleatório, e adicionar n sinais idêntico mas ruidosos aumentarão a energia do sinal por um fator de n2, mas o ruído somente com Vn, portanto a proporção de sinal para ruído pode ser aumentado com 'Vn. Assim, usando, por exemplo, dois exames, o SNR pode ser aumentado com 3 dB.
A Fig. 5 mostra esquematicamente a sequência na qual os sinais de acordo com a primeira realização da técnica de redução da interferência podem ser providos. Os diversos exames de ultrassom são realizados em uma sucessão rápida (disparo de sinal) com polaridade alternada, em que os exames podem ser realizados por um transdutor de ultrassom se comunicando com um dispositivo de geração de pulso para gerar pulsos de excitação, cada exame sendo realizado em resposta a
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17/22 um respectivo pulso de excitação. Isto é por assim dizer, responsivo aos pulsos de excitação positivo e negativo com polaridade alternada, um sinal de eco combinado S (e), S(f) podem ser providos com polaridade positiva e negativa alternada, em que um respectivo sinal de eco combinado S(e), S(f) é composto de um sinal de ultrassom S(d) e um sinal de interferência S (b) . A seguir, o principio da técnica de redução da interferência de acordo com a primeira realização é brevemente explicada. Um pulso de excitação de ultrassom positivo S (c) é travado (isto é, sincronizado) ao sinal de ablação S(a) de forma que a interferência terá uma fase fixa, especialmente com relação aos sinais de eco de US reduzidos. Finalmente, os sinais de eco resultantes S(e) para os quais a excitação positiva é usada são adicionados, e aqueles com excitação negativa são subtraídos.
Ali, a Fig. 5 mostra um exemplo muito simplificado dos sinais envolvidos. O sinal de ablação S(a) com harmônicos é tipicamente diversas dezenas de volts. Como exemplo, a distorção cruzada é mostrada na borda negativa do sinal sinusoidal, gerando os harmônicos de alto nível. O sinal S(b) é o sinal de interferência resultante selecionado pelo transdutor de US. Este sinal estará tipicamente na faixa de microvolts para milivolts. O sinal S (c) mostra um pulso de excitação do US positivo para o transdutor, especialmente travado ao sinal de ablação S (a) . O sinal de eco do US S (d) mostra uma resposta exemplo quando nenhuma interferência estaria presente. O sinal de eco do US combinado S(e) mostra o mesmo sinal, mas com interferência, então é a soma dos sinais S (d) e S(b), usando um pulso de excitação positivo. Analogamente, o sinal de eco do US combinado S(f) é o resultado de um sinal de excitação negativo. A resposta resultante é a mesmo conforme o sinal S (e), mas com a polaridade oposta, usando um pulso de excitação negativo. A
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18/22 interferência adicionada, no entanto tem a polaridade original. Subtraindo S(f) da S(e) resulta em um sinal no qual teoricamente o sinal de resposta é duplicado e a interferência é cancelada.
Na prática, poderia ocorrer que alguma interferência permaneça uma vez que a interferência não é completamente fixa e uma vez que haverá alguma instabilidade entre o pulso de excitação do ultrassom e o sinal de ablação. Também, a resposta a um pulso de excitação negativo não é necessariamente exatamente o oposto àquela pedida por um pulso de excitação positivo, por exemplo, devido às não linearidades do tecido e/ou transdutor, ou devido a quaisquer imperfeições no sistema eletrônico.
Preferencialmente, a taxa de repetição é escolhida de forma que nenhum eco seja registrado a partir dos pulsos de excitação anteriores. No entanto, a sequência total dos pulsos deve ser a mais curta possível de forma que o movimento da célula sanguínea, que é presumida a ser um dos movimentos mais rápidos ocorrendo no campo de visibilidade de um transdutor de US, não causa a deterioração da imagem do ultrassom, ou como pode ser o caso, o monitoramento com base de US.
A Fig. 6 mostra um exemplo de uma sequência de exame típica de acordo com a primeira realização da técnica de redução da interferência. Neste exemplo, cada disparo contém quatro exames, dois exames positivos e dois exames negativos. O período de repetição do disparo T(b) pode estar na ordem de, por exemplo, 10 a 100 ms. Mais especificamente, o período de repetição do disparo T (b) também pode estar na ordem de, por exemplo, 1 ms ou menos, se as altas taxas de exame são vantajosas a fim de reduzir a interferência, que poderia depender do sinal de interferência. O período de repetição do exame T(s), isto é, o tempo entre os dois exames
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19/22 consecutivos, podem estar na ordem de, por exemplo, 10 ps a 100 ps.
A Fig. 7 mostra esquematicamente a sequência na qual os sinais de acordo com a segunda realização da técnica de redução da interferência podem ser providos. Os diversos exames de ultrassom são realizados em uma sucessão rápida (disparo de sinal) com a mesma polaridade conforme os sinais de eco do ultrassom S (d) . Isto é, por assim dizer, responsivos aos pulsos de excitação cada um tendo a mesma polaridade, os sinais de eco combinados S(el), S(e2) são providos com a mesma polaridade. A seguir, o principio da técnica de redução segunda realização é primeira realização, da interferência de brevemente explicada.
um respectivo pulso acordo com esta
Da mesma forma a de excitação do ultrassom S(cl), S(c2), S(c3) é sincronizado ao sinal de ablação, mas para cada pulso, a fase com relação ao sistema de ablação é transportado no propósito. Portanto, a interferência RF também terá uma fase levemente transportado com relação aos sinais de eco registrados S (d) . Finalmente, os sinais de eco resultantes S(el), S(e2) para os quais a excitação positiva é usada são médias, e o sinal interferido diminui se mais cálculo da média é feito.
Ali, a Fig. 7 mostra um exemplo muito simplificado dos sinais envolvidos. O sinal S (a) é o sinal de ablação com harmônicos. Como exemplo, a distorção cruzada é mostrada na borda negativa do sinal sinusoidal, gerando os harmônicos de alto nivel. O sinal S (b) é o sinal de interferência resultante selecionado pelo transdutor. Os sinais S(cl), S(c2) e S(c3) mostram o primeiro, segundo e terceiro pulso de excitação respectivamente para o transdutor. O sinal S (d) mostra um exemplo para uma resposta de US (sinal de eco) quando nenhuma interferência estaria presente. O sinal S(el) mostra o mesmo sinal, mas com interferência, obtido quando o
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20/22 primeiro pulso de excitação, especialmente de acordo com o sinal S(cl), é aplicado. O sinal S(e2) mostra um sinal com interferência quando o primeiro pulso de excitação, especialmente de acordo com o sinal S(c2), é aplicado. Pode ser visto que o sinal interferido S(e2) é um pouco transportado com relação ao sinal interferido S(el). A resposta resultante representa um valor médio dos sinais S(el) e S(e2) e de outros sinais gerados similarmente. Desta maneira, um sinal útil permanecerá, enquanto o nível de ruído e nível de um sinal interferido diminuirá conforme o número da média aumenta.
Conforme mencionado no contexto da Fig. 5, a taxa de repetição pode ser escolhida de forma que nenhum eco seja registrado a partir dos pulsos de excitação anteriores. No entanto, a sequência total dos pulsos deve ser a mais curta possível de forma que o movimento da célula sanguínea, que é presumido a ser um dos movimentos mais rápidos ocorrendo no campo de visibilidade de um transdutor de US, não cause a deterioração da imagem do ultrassom, ou como pode ser o caso, o monitoramento com base de US.
A Fig. 8 mostra um exemplo de uma sequência de exame típica de acordo com a primeira realização da técnica de redução da interferência. Neste exemplo, cada disparo contém quatro exames positivos, mas o número de exames também pode ser variado. Como no contexto com a primeira realização, o período de repetição do disparo T (b) pode estar na ordem de, por exemplo, 10 a 100 ms. O período de repetição do exame T(s), isto é, o tempo entre os dois exames consecutivos, podem estar na ordem de, por exemplo, 10 ps a 100 ps.
Deve ser entendido que existe uma sequência na qual os sinais de acordo com uma terceira realização da técnica de redução de interferência podem ser providos, a terceira realização sendo uma combinação da primeira e segunda
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21/22 realizações, isto é, exames positivo e negativo bem como o transporte. Em cada par de pulsos subsequentes, um pulso de excitação positiva e negativa é usado, e os ecos resultantes são subtraídos. Isto suprime a interferência enquanto aumenta o SNR. No entanto, alguma interferência residual pode ser inevitável. Para o próximo par, a fase com relação ao sistema de ablação é levemente transportada, e o mesmo procedimento é repetido. A interferência residual tem a mesma força, mas uma fase diferente comparada ao par anterior. Portanto, através do cálculo da média destes pares de pulsos, a interferência residual pode ser mais suprimida que na primeira realização.
Em resumo, na ablação cardíaca para o tratamento da fibrilação atrial em que as lesões devem ser feitas na parede do coração, um mecanismo de monitoramento de ultrassom é adaptado para avaliar o progresso da lesão, de forma que um cirurgião pode prover lesões com profundidade adequada, em que a interferência causada por um dispositivo de ablação é reduzida e proporção de sinal para ruído dos sinais de eco é melhorada. Em outras palavras, nas aplicações de RF em que a obtenção de imagem de US é usada, um sistema de redução da interferência é adaptado para pelo menos cancelar substancialmente os efeitos da interferência, de forma que o monitoramento com base no US é aumentado, especialmente monitoramento da profundidade de ablação.
Outras variações das realizações reveladas podem ser entendidas e efetuadas pelos técnicos no assunto na prática da invenção reivindicada, a partir de um estudo dos desenhos, da revelação e das reivindicações anexas.
Nas reivindicações, a palavra compreendendo não exclui outros elementos ou etapas, e o artigo indefinido um ou uma não exclui uma pluralidade.
Um único processador, unidade de detecção ou outra unidade podem preencher as funções dos diversos itens citados
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22/22 nas reivindicações. 0 mero fato de que certas medidas são citadas em reivindicações dependentes mutuamente diferentes não indica que uma combinação destas medidas não pode ser usada como vantagem.
É percebido que a solução proposta de acordo com as realizações acima pode ser implementada pelo menos parcialmente nos módulos de software nos blocos funcionais relevantes da Fig. 3. O produto de programa de computador resultante pode compreender meios de código para fazer com que um computador realize as etapas dos procedimentos acima das funções da Fig. 3. Consequentemente, as etapas processuais são produzidas pelo produto de programa de computador quando executado no computador.
Um programa de computador pode ser armazenado/distribuido em um meio adequado, tal como um meio de armazenamento óptico ou um meio de estado sólido fornecido junto ou como parte de outro hardware, mas também pode ser distribuído em outras formas, tal como através da internet ou outros sistemas de telecomunicação com fio ou sem fio.
Quaisquer sinais de referência nas reivindicações não devem ser construídos como limitando o escopo destas.
Na ablação cardíaca para o tratamento da fibrilação atrial em que as lesões devem ser feitas na parede do coração, um mecanismo de monitoramento de ultrassom é adaptado para avaliar o progresso da lesão, de forma que um cirurgião possa prover lesões com profundidade adequada, em que a interferência causada por um dispositivo de ablação é reduzida e a proporção de sinal para ruído dos sinais de eco é melhorada.

Claims (11)

  1. REIVINDICAÇÕES
    1. APARELHO PARA REDUÇÃO DA INTERFERÊNCIA NAS APLICAÇÕES DE ABLAÇÃO DE RADIOFREQUÊNCIA (RF) USANDO MONITORAMENTO COM BASE DE ULTRASSOM EM TEMPO REAL, o dito aparelho caracterizado por compreender:
    um dispositivo de ablação (20) disposto para gerar sinais de ablação de RF (S(a)) fornecidos para um eletrodo de ablação (22), um dispositivo de ultrassom (30);
    um transdutor de ultrassom (32) conectado ao dito dispositivo de ultrassom (30);
    em que o dito aparelho é disposto para gerar pelo menos dois pulsos de excitação de ultrassom (S(c); S(cl), S(c2), S(c3)) a fim de excitar o dito transdutor de ultrassom (32), o dito transdutor de ultrassom (32) sendo disposto para realizar um exame de ultrassom para cada pulso de excitação de ultrassom, cada exame de ultrassom incluindo sinais de ultrassom (S2), e para receber pelo menos dois sinais de ultrassom combinados (S (e)), S(el), S(e2), S(f);
    em que os sinais de ultrassom combinados recebidos incluem cada um sinal de interferência (S(b)) da interferência entre os ditos sinais de ablação da RF (S(a)) e um sinal de eco do ultrassom (S(d)) em resposta a um pulso de excitação do ultrassom, em que pelo menos um sinal de ultrassom combinado recebido seja processado com pelo menos outro sinal de ultrassom combinado recebido a fim de reduzir o efeito negativo no monitoramento com base no ultrassom que seria causado pelo dito sinal de interferência (S(b)).
  2. 2. APARELHO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que o dito aparelho é disposto para processar pelo menos dois dos sinais de ultrassom combinados através da média a fim de obter um sinal de eco médio com
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    2/4 alta proporção de sinal para ruido.
  3. 3. APARELHO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado em que o dito dispositivo de ultrassom (30) é
    conectado ao dito dispositivo de ablação (20) a fim de permitir a sincronização dos ditos pulsos de excitação aos ditos sinais de ablação de RF de forma que um respectivo sinal de interferência (S(b) ) da interferência entre os sinais de eco (S(d)) e sinais de ablação (S(a) ) tenha uma
    fase predeterminada.
  4. 4 . MÉTODO DE REDUÇÃO
    DA INTERFERÊNCIA
    NAS
    APLICAÇÕES DE ABLAÇÃO DE RADIOFREQUÊNCIA (RF) USANDO MONITORAMENTO COM BASE DE ULTRASSOM EM TEMPO REAL, o dito método caracterizado por compreender:
    a. geração dos sinais de ablação da RF S (a) e detecção dos ditos sinais da ablação do RF S(a);
    b. geração de pelo menos dois pulsos de excitação do ultrassom (S(cl), S(c2), S(c3)), e provisão dos ditos pulsos de excitação do ultrassom para um transdutor de ultrassom (32) para realizar exames de ultrassom em resposta aos ditos pulsos de excitação do ultrassom;
    c. recebimento de pelo menos dois sinais de eco do ultrassom combinados (S (e), S(el), S(e2), S(f), em que os sinais de ultrassom combinados recebidos incluem cada um sinal de interferência (S(b)) da interferência entre os ditos sinais de ablação de RF (S(a)) e um sinal de eco do ultrassom (S(d)) em resposta a um pulso de excitação de ultrassom;
    d. processar pelo menos um sinal de ultrassom combinado recebido com pelo menos outro sinal de ultrassom combinado recebido a fim de reduzir um efeito negativo no monitoramento com base no ultrassom que seria causado pelo dito sinal de interferência (S(b)).
  5. 5. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 4, caracterizado em que o processamento inclui calcular a média
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    3/4 de pelo menos dois dos ditos sinais de ultrassom combinados para obter um sinal de eco médio com alta proporção do sinal para ruído.
  6. 6. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado em que um dos pelo menos dois sinais de ultrassom combinados é responsivo a um pulso de excitação e um outro dos pelo menos dois sinais de ultrassom combinados é responsivo a um pulso de excitação negativo, o pulso de excitação positivo e o pulso de excitação negativo tendo polaridade alternada.
  7. 7. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 6, caracterizado em que a dita média é realizada de tal maneira que os ditos sinais de ultrassom combinados para os quais a dita excitação positiva é usada são adicionados, e aqueles com excitação negativa são subtraídos, obtendo um sinal resultante no qual o eco de ultrassom é amplificado, e no qual a interferência é reduzida.
  8. 8. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado por compreender ainda:
    sincronização dos ditos pulsos de excitação de ultrassom para o dito sinal de ablação de forma que o sinal de interferência (S(b)) tem uma fase predeterminada.
  9. 9. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado em que, responsivos aos pulsos de excitação, cada um tendo a mesma polaridade, os sinais de ultrassom combinados (S(e), S(f); S(el), S(e2)) são providos com a mesma polaridade que os ditos sinais do eco de ultrassom (S(d)), e em que a dita média é realizada de tal maneira que os ditos sinais de ultrassom combinados para os quais a dita excitação positiva é usada são médias, obtendo um sinal resultante.
  10. 10. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 5,
    Petição 870180126941, de 05/09/2018, pág. 29/34
    4/4 caracterizado por compreender ainda:
    sincronização dos ditos pulsos de excitação de ultrassom com o dito sinal de ablação, em que a fase dos sinais de eco do ultrassom (S(d)) é transportada com relação aos ditos sinais de ablação de forma que o dito sinal de interferência S (b)) terá uma fase transportada com relação aos ditos sinais de eco do ultrassom (S(d)).
  11. 11. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 5, o método caracterizado por compreender ainda:
    antes da dita etapa da média, amplificação do dito sinal de ultrassom combinado;
    antes da dita etapa da média, conversão do dito sinal de ultrassom combinado para um sinal de ultrassom eco digital;
    após a dita etapa de média, provisão da informação de cronometragem (Tl) a partir do dito dispositivo de geração do pulso (40) para a dita unidade de processamento do sinal (70), e sincronização dos ditos pulsos de excitação de ultrassom para o dito sinal de ablação,
    em que a geração de pelo menos dois pulsos de excitação de ultrassom (S(c) ; S(cl) , S(c2), S(c3)) em uma sucessão rápida é feita em um modo contínuo, cada disparo contendo pelo menos quatro exames, cada exame sendo preferencialmente menor que o, 1 ms separado de um exame
    subsequente, e cada disparo sendo preferencialmente mais de 1 ms separado de um disparo subsequente, o dito dispositivo de geração do pulso (40) recebendo um sinal de disparo inicial (Sl) a fim de gerar uma sequência de pulsos de excitação, a dita informação de cronometragem (Tl) sendo usada para cronometrar o início de um disparo subsequente.
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