CN103458816B - 基于功能成像的消融监测 - Google Patents

Abstract

用于在生物组织中进行定位的功能成像需要测量组织（240）对电磁辐射的响应。用于对心脏消融进行实时监测的导管（200）被用于从夹层坏死和健康组织中区分出血区（232），或者用于从边界原生组织区分外源光声对比剂。在出血区或存在对比剂的地方，和在吸收相对相似的别处，针对辐射的不同吸收（244）相应地选择一对波长。近红外激光或LED光可以光声地用于连续采集（S310、S320）要进行比较的两个数据集，每个表示时间波形。备选地，采集一对微波感应热声数据的波段。不论哪种情况，数据集对的成员用减法或除法相组合（110、122），以实现用于所得信号实时显示（218）的逐段消除/增强。

Description

基于功能成像的消融监测

技术领域

本发明涉及用于在生物组织中进行定位的成像，并且更具体而言，涉及分析组织对电磁辐射的响应。

背景技术

在对心脏心律不齐的微创处置中，射频（RF）消融导管是最常使用的治疗工具，并且被称为新型消融导管设计试验中的黄金标准。RF消融的一个主要挑战是在处置期间对消融设置进行有效控制。目前，治疗专家依赖他或她自己的专业知识来确定用于消融的最佳参数，诸如功率、温度和持续时间。应当注意到，由于局部心壁厚度、灌注、血压和速度、心律等的相当大的患者间差异，这些设置变化很大。尽管技术娴熟的治疗专家能够利用这种方法获得成功，但情况并非总是如此，并且当出现错误时，会对患者造成严重后果。

两个主要的治疗相关的问题源自部位的低热或者过热。在低热的情况下，组织没有被充分凝结或者消融损伤不足够深以形成治疗专家想要的心律不齐阻塞损伤。这能够导致患者持久的或复发的症状，并且需要（一种或多种）后续处置、更长的住院时期以及更大的卒中和栓塞的风险。重做消融流程更加难以执行，因为已经被处置的区域非常难以从未被充分处置的区域区分开来。另一种极端情况是过热，其或者造成在处置部位处的组织的断裂，潜在地释放威胁生命的颗粒进入血流，或者对邻近器官和组织造成破坏。在其他器官受到影响的情况下，能够发展出瘘管并且这些瘘管常常是威胁生命的（例如，在食道中的瘘管大约有75%的死亡率）。

现有技术表明光声测量对烧伤深度评估通常是有用的。参见Talbert，R.J等人于2007年在Physics in Medicine and Biology，vol.52，no.7，第1815页上的“Photoacoustic discrimination of viable and thermally coagulated blood usinga two-wavelength method for bum injury monitoring”一文（多波长光声成像方法以使用统计学方法区分在皮肤烧伤体模中的凝结和未凝结血液）。Talbert的研究通过两个光学波长的光声成像找到了在活的与坏死的皮肤组织之间的边界。坏死组织包含明显是褐色的热凝结血液。潜在的发炎组织的特征在于存在活的、即未凝结的红色血液。使用平面血液层，Talbert发现分别在543纳米（nm）和633nm波长的光声吸收率在未凝结血液中为13.5：1；然而，在凝结血液中比率是1.6：1。通过统计学技术，定位活的与坏死状况的皮肤之间的边界。也有现有技术表明功能性光声成像对单血管的血红蛋白氧饱和度有用。参见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。

发明内容

本发明人已经发现存在将消融期间的坏死心脏组织从潜在的健康心脏组织分离的出血环（或区）。心脏RF消融损伤通常由指示凝结坏死的可视淡白色来表征，并且心脏RF消融损伤被指示出血的暗红区围绕，即，被出血环围绕。

在两个适当选择的波长的辐照在坏死组织和健康组织两者中导致相似的吸收，但在出血区中导致明显不同的吸收。

有利地，能够组合采集的光声（PA）数据的两个特定波长组，以便抑制或消除来自围绕出血区的组织的信号，从而使出血区信号相对增强。能够以短序列，例如，对于厚度10mm的心房为大约15微秒（μs），相继采集所述两组数据，并且人的心房通常是若干毫米（mm）厚。假设每分钟100次心跳，一个心脏周期大约为600毫秒（ms）。因此，在该时段期间心脏运动最小并且不会显著影响数据的组合。

信号的显示便于对RF心脏消融进行实时监测。因此，功能成像，其涉及生理而非解剖体或结构，被用在RF心脏消融监测中。

在本发明的一个方面中，执行成像以通过从健康组织和消融组织中区分处于健康组织与消融组织之间的出血区来监测生物组织消融。

在另一方面中，所述区分涉及组合通过在不同频率或频带的电磁辐照采集的数据，其被用作生物组织对电磁辐射的吸收的测量。

作为又一方面，所述组合增强了相对于邻近组织而言在出血区中的数据幅度。

在另外的方面中，一种设备，被配置成辐照、和/或采集、和/或显示表示组合数据的信号。

在另一方面中，能够将所述设备实施为一个或多个集成电路，所述一个或多个集成电路与用于采集的换能器、和/或用于辐照的发射器、和/或用于生成信号的处理器进行通信连接。

在相关方面中，在被组合之前，一次一个频率或频带对应地相继采集要被组合的数据。

作为备选方面，所述组合用于组合频率对的数据或频带对的数据。

在子方面中，所述组合通过减法和/或除法来执行。

在另一子方面中，被组合形成对的两个组成（constituent）中的每个能够表示为时间波形。

在一个其他子方面中，一种设备，包括显示器和被配置成相减以产生差信号和/或被配置成相除以产生商信号的处理器。所述设备还配置成在显示器上示出所述差信号和/或所述商信号。

作为又一子方面，所述组合是通过减法执行的。

在相关方面中，所述监测是实时执行的。

在子方面中，所述实时监测是对心脏消融的实时监测。

在不同方面中，执行独立于深度的均等化（equalization），其考虑在出血区中取决于波长的衰减。

在一个其他方面中，借助导管执行所述成像。

在另一相关方面中，通过利用不同频率或者不同频带的电磁辐射连续辐照来定位所施予的光声对比剂，响应分辨的差异或比率用于确定原生组织的边界。

在又一相关方面中，一种导管，包括：换能器；以及与由用于光声处理的换能器采集的声响应流部分同中心排列的电磁能量发射器。

在又一相关方面中，一种导管，包括：具有消融端的细长外壳；以及，在所述端处，添加了层的透明窗。设计所述层以便用作射频电极并且还允许超声和光通过所述窗以进行光声成像。

本文所提出的内容能够被实现为方法、执行所述方法的装置、执行所述装置的功能的计算机程序、传达所述功能的信号和/或用于生成所述信号的方法。用于生成信号的方法包括改变施加到如下中的至少一个的电流：a）输入到所述装置的导线（wire）；以及b）用于发射的天线，以便通过改变来生成信号。

借助如下附图，下文进一步阐述创新的消融监测、功能成像技术的细节。

附图说明

图1A-1D是表示光声吸收幅度数据的示范性时间波形的曲线图；

图2提供了示范性消融监测系统的原理图，和双波长PA消融监测的根据一种可能性的示意图；

图3是用作实时的基于功能成像的消融，或PA对比剂流监测方法的一个范例的流程图；以及

图4A-4C提供了适用于心脏RF、基于功能成像的消融监测的一些导管的原理图。

具体实施方式

图1A近似地并且出于例示的目的描绘了两个时间波形，具体是RF波形，其对应于由以两个相应频率辐照的生物组织的光声吸收。由第一频率的辐照生成的第一波形102或等价“波长”被示出为实线或曲线。针对第二波长的第二波形104被示出为虚线。纵坐标106表示声波的振幅。横坐标108指示时间。随着例如激光或近红外发光二极管（LED）的光源的单次闪烁，在光通过生物组织传播时将部分被吸收，所述光可以部分被反射并且可以部分通过。所吸收的能量引起加热、膨胀以及作为响应的能够被检测和测量的声波。更高光吸收的组织具有更大绝对幅度的声响应。更低光吸收的组织具有更小绝对幅度的声响应。另外，更软的组织具有更大绝对幅度的声响应并且更硬的组织具有更小绝对幅度的声响应。所生成的声波到达返回声学换能器的时间，即，飞行时间，是在横坐标108上所示出的内容。由于飞行时间与距离之间的线性关系，横坐标108也表示从换能器到组织的其响应处在指示的幅度或振幅处的部分的距离。所述距离例如可以是在5mm与20mm之间。如下文进一步的解释说明的，在附图中示出的幅度已进行了均等化。所述均等化涉及独立于深度的缩放。其也涉及对随波长变化的激光脉冲能量的效应进行均等化。所述均等化可以进一步动态地考虑在出血区中取决于波长的衰减。

在图1B中的差信号110近似和表示在第一与第二波形102、104之间的差异。曲线图110上方的具有两个向外指向箭头的线112空间对应于心脏组织中的出血区。出血区的线112左侧的线114对应于坏死的心脏组织。出血区的线112右侧的线116对应于健康的心脏组织。基于在曲线图110中可见的相对增强的幅度从邻近组织区分出出血区。实际上，邻近组织的曲线图部分相当大程度地被消除或抑制。为了产生这一想要的效应，根据波长/吸收特征预选择两个激光波长。例如，一个波长可以是650nm，另一个波长可以是730nm。从曲线图110，看出坏死组织与出血区之间的边界处在与相应线112、114的箭头的交汇相对应的组织深度处。类似地，出血区与健康组织之间的边界对应于相关联的线112、116的放置更深的箭头的交汇处。

如上所述，上文描述的用于对边界进行定位的技术基于这样的理念，即，在坏死组织和健康组织中两个波长的能量的吸收是类似的，但在出血区中是明显不同的。所述两个波长的选择基于主要包含脱氧血红蛋白的出血区和主要包含氧合血红蛋白的健康心脏组织。脱氧血红蛋白的近红外吸收变化大大超出了氧合血红蛋白的吸收的一些波长范围，并对于坏死的心脏组织而言是相对平坦的。

在健康组织边界的情况下，复杂化因子在于更大的吸收发生在两个波长中的一个比另一个在深度上更深的出血区中。因此，一个波长比另一个波长具有更少的光穿透到健康组织。对于更多衰减的光的波长，比更少衰减的波长观察到的吸收更少。

这导致波长间差异，随着出血区变得更厚，可能愈加模糊了健康组织边界位置。

一种解决方案是在选择波长对中添加标准，即，至少一个或另一个与在健康组织中相比在出血区表现出相当不同的吸收。针对特定波长的曲线在下面对齐显示，例如，作为可视辅助的不同曲线图110。

备选解决方案是，设备在模糊效应最小时自动测量出血区最初变厚的比率。在消融利用相同的参数设置未打断而继续时，假设这一比率保持不变。基于观察到的比率，在消融期间随后动态地推测厚度。倘若利用相同的参数设置消融未继续打断，屏幕上持续更新的标记相应地放置在不同曲线图110的附近作为对边界位置的微调。

健康组织边界位置能够可视地或者由处理器逻辑与停止消融以例如防止透壁穿透的位置或深度进行比较。例如，停止的深度是由超声结构性成像确定的。然而，关键兴趣在于估计进展中的坏死损伤的深度，并由此估计出血环的位置，其比出血环本身更为重要。

线112能够备选地表示所施予的PA对比剂的位置，其中相邻的线114、116表示如下文进一步论述的背景原生组织。

通过例示性和非限制性范例的方式，图1C和1D提供了逐段信号消除/增强的备选方法。

如从图1C见到的，能够使用表示第一波形102的峰幅度的包络波形120。峰幅度并非限制，并且所述包络反而能够遵循例如平均绝对幅度。能够获得针对第二波形104的对应包络波形（未示出），并且可以执行在图1B中所示的相同的差分方法。

也并非组合操作引起限于波形减法的逐段消除/增强。针对两个波长的包络波形例如可以替代地被划分以产生如在图1D所见的商信号122。也能够例如以对数按照比例压缩要被组合的信号。所述组合备选地能够组合重建图像的线。

为了对消融进行实时监测，能够连续重复进行在采集PA数据中的所施加的波长之间的交替。

应当注意到的是，每个采集的迭代可能需要利用一系列的多于两个的波长进行激励。从所述系列的波长，选择一对用于组合和显示，或者能够同时分离地排列整齐地组合和显示若干对。

此外，电磁辐射的类型不限于激光、LED光或一般的光。例如，能够使用具有至少两个不同波段的微波源来替代所述光源。

图2描绘了用于对消融区域进行二维或三维成像的示范性光声导管200。与光缆204同中心地排列环状电容式微机械超声换能器（CMUT）阵列202。从光缆204发出的光引起来自被照射的组织的声流响应。在图2中，把在换能器阵列202上发生的声流响应的部分205概念性地表示为与光缆204同中心排列的厚壁且空心的圆柱。所述圆柱能够被认为延伸至遇到换能器阵列202。由例如聚合物构成的、直径可以是数毫米的外壳206同中心地围绕阵列202。引线（未示出）能够纵向穿过外壳206至外壳末端处的RF消融环208。环208内部的圆形密封片（未示出）能够由例如聚甲基戊烯（PMP）的传播光和超声的物质制成。PMP的一个范例已知商标名为TPX^TM。CMUT阵列202的另一端被连接到环状的半导体芯片210，诸如在Kemeny的美国专利No.6515346中或者在Palti的美国专利公布2005/0156282中所描述的，在此通过引用将其全部相应的公开内容并入本文。为了与主控制单元216的天线214无线通信，包括RAM、ROM、ASIC、PLD或者其组合的任何形式的芯片210连接到环状天线212，诸如在Kemeny中的那个。主控制单元216可以由电路驱动，所述电路被实施为例如模拟电子部件、混合电路或者包括包含RAM、ROM、ASIC、PLD或者其组合中的任何形式的集成电路的固态装置。所述电路能够被实施为软件、固件或硬件或者其任何组合。用于介入医学超声（US）探头与其远程主成像系统的无线配置的范例在Peszynski等人的常规受让的国际公布No.WO2010020939中有所描述，在此通过引用将其全文并入本文。控制单元216通过有线或无线地连接到显示器218，并且所述控制单元216可以被配置成在显示器上显示差和/或商波形110、122和任何其他组成波形102、104、120或上文描述的补充波形。体现所述导管200的上述发明功能并用于将其传送到导管的信号能够通过适当变化222、224电流来形成。所述信号220能够通过输入导线226到达导管200，或者通过主控制单元天线214无线传输。

如在图2中所示，来自RF消融环208的热传递形成坏死的心脏组织228。外边界230存在于坏死组织228与出血区232之间。内边界234存在于出血区232与健康组织236之间。在内边界234到达生物体（在这种情况为心脏组织240）的远中壁238之前能够可靠地停止消融。

本发明的方法和设备的使用并不限于RF消融或者并不限于消融。更广泛地，能够采用用于定位的对生物组织的成像，以例如定位所施予的PA对比剂。在前哨淋巴结活检流程中，乳腺癌患者通常被注射亚甲基蓝染色剂。注射之后经过大约45分钟的时间，能够利用光声来监测染色剂的再分布。然而，在乳腺组织内先前存在出血的情况下难以从出血中区分蓝染色剂聚集。如在图2所示，当在波长从680nm增加246到692nm时，染色剂的特征曲线在吸收因子上指定了从0.6到0.2的减少244；然而，背景原生组织随着相同的波长增加将不会表现出在吸收方面如此显著的变化。如根据本文所提出的内容，使用两个不同的波长并进行适当的信号减法，能够抑制出血信号。所得到的图像将更清晰地勾勒出蓝染色剂的聚集区域，例如淋巴结。这涉及通过利用不同频率或者不同频带的电磁辐射连续辐照来定位所施予的光声对比剂，响应分辨的差异或比率来确定原生组织的边界。硬件实施能够使用任何已知和合适的PA配置，并且不限于导管设计。

图3通过本文所述的成像的使用论证了监测的一种可能方法。通过在第一波长或波段的辐照而采集的光声或热声数据经受进行独立于深度和辐照能量均等化（步骤S310）。对第二波长执行相同的流程（步骤S320）。一个波长的均等化数据与其他波长的均等化数据相组合，以便增强相对于邻近组织的在出血区的数据幅度（步骤S330）。显示差信号和/或商信号（步骤S340）。如果要继续消融或PA对比剂定位过程（步骤S350），则返回到第一波长采集步骤S310。随着实时成像，不断重复步骤S310-S350。上文阐述了以上步骤中的许多变型和备选。

此外，在图4A-4C中呈现了针对导管200的备选设计。图4A中的导管400与导管200的不同在于CMUT阵列402在光纤环404之内形成中央盘。因此，圆盘状集成电路（IC）（未示出）能够连接到CMUT阵列402的近端。等人的美国专利公布2010/0006536提到了圆盘状IC的范例，并且在此通过引用将其全文并入本文。能够附接同样的环状天线212。同样地，在导管400的远端有RF消融环406。

本新型方法能够实施的另一导管410的特征在于以聚甲基戊烯（PMP），例如，TPX^TM，制造的光声透明窗412。所述窗412利用厚度约为50-100nm的金或铂的薄层414涂敷，充当RF电极416。然而，层414足够薄以便光和声能够无显著衰减地穿过。本发明人已经发现利用比常规RF电极需要的低的多的功率能够产生均匀消融。超声换能器418由提供给PA操作的环状光源420同中心地围绕。由光的吸收生成的超声包括入射到换能器418上的声响应流部分，这一部分与光源420同中心地排列。可以为导管400提供仅超声成像模式，其中，换能器418既发射超声又接收作为响应反射回来的超声，如在图4B中由反向箭头所指示的。

图4C示出了用于照射组织240的更大区域的PA/US导管430。提供四条光纤432。十字形CMUT阵列434能接收从更大照射区域返回的超声。导管外壳436的远端具有RF消融环438。在图4C中通过环440从RF消融环438同中心地延伸象征性地表示正极的RF传输。

作为导管的另一范例，流体聚焦（FF）透镜可以替代为在图4A中所示的CMUT阵列。一种可能的实施是在Shahzad等人的常规受让的国际公布No.WO2010/146532（下文为“‘532申请”）中公布的实施例的修改。所述修改将确保处在环形光纤波导404之内的透镜在导管外壳之内延伸。借助FF透镜的优点，导管也可以用在仅超声模式中以采集关于组织弹性属性的信息。这一信息可以被用于独立地实时地对消融部位成像，并且在‘532申请中提供了其范例。PA和US模式能够连续替换以实时提供PA-和组织弹性成像。

在另一变型中，光学地耦合到FF透镜四个角的四个光纤波导能够替换在所述FF实施例中的单个波导404。

在又一版本中，FF透镜能够被设置为侧视。例如，在此通过引用将其全文并入本文的在Manzke等人常规受让的美国专利公布2010/280504中的导管能够利用反射体实施以将超声路径反射90度进入纵向放置在导管内的超声换能器。侧开口首先通过LED环并且然后通过RF阴极被同中心地围绕在导管外壳的表面。好的反射体，例如，金属或空气，能够用于最小化装配。到被照射的组织的环中的LED的封闭导致紧凑的设计。

在所有上文论述的导管实施例中，超声换能器可以被排除，并在别处提供，如在外部探头中提供。

可以排除消融环也在本发明的想要保护的范围之内。通过从导管发射光束能够替代地实现消融。任选地，消融能够由导管外部的高强度聚焦超声（HIFU）装置或其他装置来执行。

在生物组织中用于定位的功能成像需要测量组织中对电磁辐射的响应。用于对心脏消融的实时监测的导管被用于从夹层坏死和与健康组织中区分出血区，或者用于从边界原生组织区分外源光声对比剂。在出血区或对比剂存在的地方，和吸收相对相似的别处，针对辐射的不同吸收相应地选择一对波长。近红外激光或LED光可以光声地用于连续采集要进行比较的两个数据集，每个表示时间波形。备选地，采集一对微波感应热声数据的波段。不论哪种情况，数据集对的成员用减法或除法组合以实现用于所得信号实时显示的逐段消除/增强。

尽管根据本文所提出的方法能有利地应用在对人类或动物受试者提供医学诊断中，权利要求的想要的保护范围不受如此限制。更广泛地，设想到了在活的有机体内、在体外或间接体内中的增强光声成像。

所提出的技术解决了以高精度监测基于导管的RF融合损伤形成的需要，所述基于导管的RF融合损伤形成引用处置心房颤动（AF）、室上速（SVT）以及在电生理（EP）实验室中其他类型的室性心律失常。

尽管在附图和上述描述中详细例示并描述了本发明，这样的图解和描述被认为是图解性或示范性的并非限制性的；本发明不限于已公开的实施例。

例如，代替电磁能量的单脉冲，强度可以通过多次发射以产生脉冲串来进行调制。

本领域技术人员通过研究附图、公开内容和权利要求书，在实践所主张的本发明的过程中，能够理解和实现所公开实施例的其他变型。在权利要求中，词“包括”不排除其他元素或步骤，以及不定冠词“一”或“一个”不排除多数。在权利要求中的任何参考标记不应解释为限制范围。

计算机程序能够即刻、临时或更长时期地储存在合适的计算机可读介质，诸如光存储介质或固态介质。仅从不是暂时的传播信号的意义上来说，这样的介质是非暂时的，但包括其他形式的计算机可读介质，诸如寄存器存储器、处理器缓存和RAM。

单个处理器或其他单元能够实现在权利要求中列举的若干项功能。在互不相同的从属权利要求中列举的某些措施的事实不表明不能够使用这些措施的组合以获益。

Claims (13)

1.一种被配置成使用功能成像对生物组织进行定位的设备，所述设备包括：

处理器，其用于测量所述生物组织对电磁辐射的响应，并且基于所述响应在所述生物组织之内区分如下中的一个或多个的边界：(i)位于(i)(a)健康组织(236)和(i)(b)消融组织(228)之间的出血区(232)与所述健康组织和所述消融组织的边界，以及(ii)对比剂与周边原生组织的边界，其中，对所述边界进行区分包括经由所述处理器组合通过发射器在不同频率或频带的电磁辐照而经由换能器采集的数据集，其中，所述数据集用作所述生物组织对所述电磁辐射的吸收的测量，并且其中，选择所述不同频率或频带，用于(a)对应地在所述出血区中或者在存在所述对比剂的地方对辐射的不同的吸收以及(b)在所述健康组织中、在所述消融组织中以及在所述周边原生组织中的别处对辐射的相对相似的吸收。

2.根据权利要求1所述的设备，其中，对所述数据集的组合，分别相对于邻近的健康组织和消融组织，增强了所述出血区中的数据幅度(112)。

3.根据权利要求1所述的设备，还包括显示器(218)，其用于显示表示所组合的数据集的信号。

4.根据权利要求3所述的设备，其中，所述设备被实施为一个或多个集成电路(210)，所述一个或多个集成电路(210)用于通信地连接到如下中的至少一个：用于所述采集的所述换能器、用于所述辐照的所述发射器和用于生成所述信号的所述处理器(216)。

5.根据权利要求1所述的设备，其中，在对要组合的所述数据集的数据进行组合之前，对应地一次一个频率或频带地相继采集(S310、S320)所述数据。

6.根据权利要求1所述的设备，其中，对数据集进行组合包括组合一对(102、104)频率的数据集或者组合一对频带的数据集。

7.根据权利要求6所述的设备，此外其中，对数据集的所述组合包括减法(110)和除法(122)中的至少一个。

8.根据权利要求6所述的设备，此外其中，被组合形成所述对的两个组成中的每个被表示为时间波形(120)。

9.根据权利要求7所述的设备，其中，所述处理器被配置成执行如下中的至少一项：进行相减以产生差信号和进行相除以产生商信号，所述设备还包括：

显示器(218)，其中，所述显示器被配置成分别显示如下中的至少一项：所述差信号和所述商信号。

10.根据权利要求1所述的设备，其中，所述定位包括实时地执行对所述生物组织的监测(S350)。

11.根据权利要求10所述的设备，此外其中，所述监测包括对心脏消融(240)的监测。

12.根据权利要求1所述的设备，此外其中，所述处理器被配置成执行独立于深度的均等化(S310、S320)，所述均等化考虑了所述出血区中取决于波长的衰减。

13.一种包括根据权利要求1所述的设备的导管(200)。