用於感測對象的感測裝置的製作方法

2023-05-23 15:11:51 4

專利名稱：用於感測對象的感測裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及用於感測對象的感測裝置、感測方法和感測電腦程式。
背景技術：
CN201194837Y公開了一種包括射頻(RF)消融電極和超聲單元的消融裝置。超聲單元用於在執行RF消融術之前和/或期間超聲感測目標組織。如果當RF消融術被執行時目標組織被超聲感測，則超聲感測將受到施加到目標組織的RF能量不利影響，由此，感測目標組織的質量可能會降低。

發明內容
本發明的目的是提供用於感測對象的感測裝置、感測方法和感測電腦程式，其中感測對象的質量可被提高。在本發明的第一方面中，提出了用於感測對象的感測裝置，其中，感測裝置包括:-用於超聲感測對象的超聲單元，-用於將電能施加到對象的電能施加單元，-用於電屏蔽超聲單元的超聲單元屏蔽元件，其中，超聲單元屏蔽元件電連接到電能施加單元。因為超聲單元屏蔽元件電屏蔽超聲單元，對象的超聲感測受到將電能施加(特別是用於施加電能的RF信號)到超聲感測中的電容耦合較少地影響。通過將超聲單元屏蔽元件電連接到電能施加單元來實現這個影響的進一步減小，因為這個電連接防止超聲單元屏蔽元件與電能施加單元之間的有害的電位差，該電位差可導致電能施加單元與超聲單元之間高度不均勻的電場分布，該高度不均勻的電場分布仍可穿透超聲單元屏蔽元件。超聲單元屏蔽元件以及此外在超聲單元屏蔽元件與電能施加單元之間的電連接因此減小了電能施加對超聲感測的不利影響，從而提高感測對象的質量。對象優選為人或動物的心臟，特別是心壁的心臟組織，其中超聲單元適於超聲感測心臟組織，且電能施加單元適於將電能施加到心臟組織。優選的是感測裝置包括導管,其中超聲單元、電能施加單元和超聲單元屏蔽元件集成在導管中。超聲單元、電能施加單元和超聲單元屏蔽元件可位於導管內或導管上，特別是，在導管內或導管的末端內。這允許感測裝置感測對象的內部部分(如心內壁)或另一對象(如另一器官)的內壁、人或動物的另一部分(如血管)、或技術對象(如管道)的內壁。超聲單元優選為超聲換能器，其可操作在高於IOMHz的中心頻率處。例如，超聲換能器可操作在大約20MHz的中心頻率處。
進一步優選的是，電能施加單元是用於將電能施加到對象的電極，其中，電極電連接到超聲單元屏蔽元件。電能施加單元優選適於消融對象，特別是人的心臟，且電極優選為位於導管的末端處的消融電極。超聲單元屏蔽元件因此優選於電連接到消融電極。可能導致消融電極與超聲單元之間高度不均勻的電場分布(其仍可穿透超聲單元屏蔽元件)的有害的電位差可由此被減小，特別是可被防止。還優選的是超聲單元包括至少兩個連接電極，其中，第一連接電極電連接到控制電連接件，所述控制電連接件用於將超聲單元與用於控制超聲單元的超聲控制單元相連接，且超聲單元的第二電極電連接到用於屏蔽控制電連接件的電連接屏蔽元件。電連接件優選為同軸電纜，其中，控制電連接件是同軸電纜的芯，且電連接屏蔽元件優選為同軸電纜的屏蔽件。超聲單元優選為具有壓電材料的超聲換能器，其中優選地，同軸電纜的芯電連接到壓電材料的第一電極，且同軸電纜的屏蔽件電連接到超聲換能器的屏蔽件。這進一步減小了電能的施加對超聲感測的影響，且因此進一步提高了超聲感測對象的質量。在實施例中，電連接屏蔽元件具有小於5 Ω的電阻。電連接屏蔽元件，特別是同軸電纜的屏蔽元件的這個相對小的電阻可導致在電連接屏蔽元件兩端的相對低的電壓，即使由施加的能量造成的電磁幹擾弓I起電流穿過電連接屏蔽元件。在優選實施例中，超聲單元包括至少兩個連接電極，其中第一連接電極電連接到控制電連接件，該控制電連接件用於將超聲單元與用於控制超聲單元的超聲控制單元連接，且超聲單元的第二電極電連接到超聲單元屏蔽元件。超聲單元的第二電極和超聲單元屏蔽元件可形成為整體的，S卩，第二電極可形成為超聲單元屏蔽元件，或第二電極和超聲單元屏蔽元件可形成為電連接的單獨部件。特別是，超聲單元的第二電極 優選地經由超聲單元屏蔽元件連接到電連接屏蔽元件。控制電連接件，特別是同軸電纜的芯優選於不與超聲單元屏蔽元件電連接。還優選的是，超聲單元屏蔽元件是包圍超聲單元的用於電屏蔽超聲單元的外殼。外殼優選於由諸如金屬的導電材料製成。外殼例如是包圍超聲單元的矩形或圓柱形盒子。外殼可包括開口，該開口用於允許控制電連接件，特別是同軸電纜引入外殼中，以將超聲單元與超聲控制單元電連接。進一步優選的是，超聲單元和外殼布置成使得能夠穿過外殼的超聲區發射和/或接收超聲波。在優選實施例中，超聲單元在外殼的超聲區中可操作在定義超聲波長的超聲頻率處，其中至少在超聲區中，外殼具有厚度小於超聲波長的四分之一的壁。超聲波長例如為40 μ m的量級,其中，該厚度優選小於10 μ m,更優選小於I μ m,且甚至更優選小於500nm。在實施例中，該厚度是大約120nm。這減小聲波(即超聲波)的一部分反射回來而未耦合到對象中的概率。優選地，超聲區具有小到足以防止聲波任何反射的厚度。這進一步提高了超聲感測對象的質量。進一步優選的是，超聲區與超聲單元機械連接。特別是，超聲單元的電極可與外殼的超聲區機械連接。例如，電連接到電連接屏蔽元件的超聲單元電極可與外殼的超聲區機械連接。在實施例中，電連接到電連接屏蔽元件的超聲單元電極和外殼的超聲區可形成為整體的。機械接觸可提聞聲波的傳輸，且因此進一步提聞超聲感測對象的質量。還優選的是，感測裝置包括對象影響確定單元，該對象影響確定單元用於根據對象的超聲感測來確定能量施加對對象的影響。進一步優選的是，能量施加單元適於消融對象，其中，對象影響確定單元適於根據對象的超聲感測來確定消融深度。例如，對象影響確定單元可適於基於通過超聲感測對象而產生的M型圖像來確定損傷邊界的進展。因為超聲感測僅受到用於消融對象的對對象施加能量而引起的很小影響，或因為超聲感測根本不受能量施加而引起的影響，因此可以以高質量來監控損傷邊界的進展，從而允許基於超聲感測進行消融術的高質量監控。在本發明的另一方面中，提出了用於感測對象的感測方法，其中，感測方法包括:-通過超聲單元超聲感測對象，-通過電能施加單元將電能施加到對象，其中，電連接到電能施加單元的超聲單元屏蔽元件電屏蔽超聲單元。在本發明的另一方面中，提出了用於感測對象的感測電腦程式，其中，感測電腦程式包括程序代碼模塊，當電腦程式在控制感測裝置的計算機上運行時，該程序代碼模塊用於使如在權利要求1中定義的感測裝置執行如在權利要求13中定義的感測方法的步驟。應理解的是，權利要求1的感測裝置、權利要求13的感測方法和權利要求14的感測電腦程式具有特別是如在從屬權利要求中定義的相似和/或相同的優選實施例。應理解的是，本發明的優選實施例也可以是從屬權利要求與相應的獨立權利要求的任何組合。根據參考在下文中描述的實施例及其說明，本發明的這些和其它方面將是明顯的。


圖1示意性且示例性示出用於感測對象的感測裝置的實施例；圖2示意性且示例性示出感測裝置的導管末端的實施例；圖3示意性且示例性示出導管末端的元件的電連接件；圖4示意性且示例性示出感測裝置的導管末端的另一實施例；圖5示意性且示例性示出通過心壁組織處的超聲脈衝的反射所產生的回波序列的表示；圖6示意性且示例性示出取決於動態回波序列的超聲信號的二維表示；以及圖7示出示例性說明用於感測對象的感測方法的實施例的流程圖。
具體實施例方式圖1示意性且示例性示出用於感測對象4的感測裝置I。在該實施例中，對象4是位於桌子60上的人13的心臟。具體來說，對象是心臟4的壁的心臟組織。感測裝置I包括具有導管末端19的導管12，該導管末端19在圖2中被更詳細地示意性且示例性示出。導管末端19包括用於超聲感測心臟組織的超聲單元11、用於將電能施加到心臟組織的電能施加單元9、以及用於電屏蔽超聲單元11的超聲單元屏蔽元件16，其中，超聲單元屏蔽元件16經由電連接件18電連接到電能施加單元9。超聲單元11由超聲控制單元5控制，其中，超聲單元11和超聲控制單元5適於將超聲脈衝發送到心臟組織中，在超聲脈衝由心臟組織反射之後接收動態回波序列，並根據所接收的動態回波序列產生超聲信號。超聲單元11經由也位於導管12內的同軸電纜17與超聲控制單元5連接。在圖3中更詳細地示意性示出超聲單元11到同軸電纜17的電連接件。
超聲單元11包括電連接到控制電連接件40的第一連接電極14，該控制電連接件40是同軸電纜17的芯。超聲單元11還包括與第一電極14相對的第二電極15，其中，第二電極15電連接到作為同軸電纜17的電磁屏蔽件的電連接屏蔽元件42。同軸電纜17還包括在芯40與電磁屏蔽件42之間的內部介電絕緣體41和在該實施例中是外部塑料護套的外部絕緣護套。同軸電纜17的芯和同軸電纜17的電連接屏蔽元件42優選由金屬製成，例如由銅製成。超聲單元11是包括壓電材料30的超聲換能器，其中，兩個電極14和15位於壓電材料30的相對側。電連接屏蔽元件42具有小於5 Ω的電阻。超聲單元11的第二電極15經由超聲單元屏蔽元件16連接到同軸電纜17的電磁屏蔽件42。超聲單元11的第二電極15和超聲單元屏蔽元件16可形成為整體的，即，第二電極15可形成為超聲單元 屏蔽元件16，或第二電極15和超聲單元屏蔽元件16可形成為電連接的單獨部件。控制電連接件40，即，同軸電纜17的芯不與超聲屏蔽元件16電連接。超聲單元屏蔽元件16是包圍超聲單元11的用於電屏蔽超聲單元11的外殼。外殼16由例如金屬的導電材料製成。優選地，外殼16例如是包圍超聲單兀11的矩形或圓柱形盒子。外殼16包括開口 51，同軸電纜17被引入該開口 51中以將超聲單元11與超聲控制單元5電連接。超聲單兀11和外殼16被布置成使得能夠穿過外殼16的超聲區50發射和/或接收超聲波。超聲單元11在外殼的超聲區中可操作在定義超聲波長的20MHz的超聲頻率(即，中心頻率)處，其中，至少在超聲區50中，外殼16具有厚度小於超聲波長的四分之一的壁。外殼16在超聲區50中的壁的厚度優選小於10 μ m,更優選小於I μ m,且甚至更優選小於500nm。在該實施例中，該厚度是大約120nm。再次參照圖2，電能施加單元9是用於將電RF能量施加到心臟組織的消融電極，其中，消融電極9經由電連接件18電連接到外殼16。消融電極9是設置在導管12的末端19處的帽電極，並包括用於允許超聲單元11通過開口 52感測心臟組織的正面中心開口 52。消融電極9與子控制單元6連接，該子控制單元6用於經由例如作為電纜的電連接件61控制消融電極9。子控制單元6和超聲控制單元5集成在控制單元7中。在其它實施例中，控制單元可以是單獨的控制單元。此外，子控制單元6還優選適於控制導管末端19的轉向和/或衝洗。在該情況下，導管還分別包括未在圖1或圖2中示出的轉向元件和/或衝洗元件。可由任意數量的控制單元，例如由單個控制單元或由兩個或多於兩個控制單元來執行不同的控制功能。外殼16的超聲區50與超聲單元11機械連接。具體來說，超聲區50優選位於壓電材料12的正面，並與第二電極15直接接觸，或如果第二電極形成超聲單元屏蔽元件，則超聲區50是機械地耦合到壓電材料30的第二電極。在超聲區50中的金屬層足夠薄，以使得聲波不反射回來，而是耦合到心臟組織中。如上面更詳細說明的那樣，該金屬層具有優選於遠低於聲波波長的四分之一的厚度。金屬層由金製成。在另一實施例中，金屬層也可由另一金屬製成。圖4示意性且示例性示出導管12的末端的另一實施例。圖4所示的導管末端除了第二電極15與外殼16的超聲區50之間的間隙以夕卜,類似於以上參照圖2描述的導管末端。相應地，第二電極15經由電連接件31與同軸電纜17的電連接屏蔽元件連接。如果間隙處於第二電極15與外殼16的超聲區50之間，則外殼16在超聲區50中的厚度優選為非常小，例如小於I μ m,更優選小於500nm,且甚至更優選小於lOOnm。再次參照圖1，感測裝置I還包括對象影響確定單元103，其用於根據對象4的超聲感測來確定能量施加對對象4的影響。具體來說，能量施加單元9適於消融對象4，其中，對象影響確定單元103適於根據對象4的超聲感測來確定消融深度，其也可被視為損傷邊界。對象影響確定單元103因此適於接收來自超聲單元5的超聲信號，並根據所接收的超聲信號確定消融深度。在下文中將更詳細地描述消融深度的確定。如果將超聲脈衝發送到對象，則超聲脈衝在不同的深度處被反射，使得回波信號由超聲單元11接收。回波信號形成回波序列，通過在對象內不同深度處的超聲脈衝的反射來產生該回波信號。在圖5中示意性且示例性示出了回波序列21。通過考慮聲速和在超聲脈衝被發送到對象之後記錄回波的時間，回波序列可轉化為在對象內對象在深度上的超聲反射特性的相關性。在圖5中，根據以任意單位的深度d示出了對應於超聲反射特性的回波序列的以任意單位的振幅α，該深度d對應於在脈衝被發送到對象中之後接收相應回波的時間。在本實施例中，對象 是心臟的壁，其中，超聲脈衝被發送到壁的心臟組織中。在圖5中，由22和23表示的回波序列21的區域對應於心壁的前表面和後表面。區域24由超聲脈衝直接產生。因此，在嚴格的意義上，回波序列是在圖5中示出的不具有區域24的曲線。圖5所示的回波序列21允許相對於發射超聲脈衝並接收回波的超聲單元11的位置，來確定前表面22和後表面23的位置。區域24中的第一測量振幅標記超聲單元11的位置。區域24後面是包括振幅基本為零的區域，且過了不久，振幅在標記對象處的第一反射(即，標記對象的前表面)的區域23中再次增大。接下來是包括與在心壁的組織內的反射相對應的較小振幅的區域25，且隨後在區域22中，振幅再次明顯增大，從而標記心壁的後表面。因此,回波序列21允許基於區域22和23，來確定前表面和後表面的位置。如將在下面進一步解釋的那樣，其間的區域25用於確定消融深度。對象影響確定單元103優選適於確定在包括振幅值基本為零的區域之後的區域23中增大的振幅的位置，來作為對象前表面的位置。接著，振幅在區域25中大幅降低，且振幅下一明顯增大的位置(區域22)被確定為心壁後表面的位置。換句話說，在區域24中的超聲單元的換能器結束之後，隨之發生「平靜期」。隨後，由與前表面相關聯的區域23中的反射終止了該平靜期。在區域23中的這個反射之後，由超聲強度中的快速且小的溫度變化所標記的時段25出現。具體來說，時段25中的信號包絡趨向於具有強度上的指數減小。在時段25結束時，再次在與後表面相關聯的區域22中觀察到強烈的反射。可預先定義閾值，特別是可預先定義相對閾值，其中如果在「平靜期」之後的反射超過相應的預先定義的閾值則前表面被探測到，且其中如果在時段25結束時信號超過相應的閾值則後表面被探測到。可通過採用具有已知的前表面和後表面位置的壁的校準測量來預先定義閾值。在圖5中示例性示出的回波序列21由在某一時間發送到對象中的超聲脈衝產生。這些超聲脈衝中的數個在不同的時間被發送到對象，從而在不同的時間產生回波序列。在不同的時間從不同的超聲脈衝得到的且因此屬於不同時間的這些回波序列形成動態回波序列。取決於所接收的動態回波序列的超聲信號因此表示在不同的深度和不同的時間的對象的超聲反射特性。在圖6中示意性和示例性示出這樣的超聲信號。
在圖6中，超聲信號的不同振幅由不同的亮度來表示，其中，較高的亮度對應於較大的振幅。示出了取決於深度d和產生相應的回波序列的時間t的振幅。圖6中所示的超聲信號形成可被視為M型圖像的圖像。通過執行消融術，在心壁中產生損傷，其中，由心壁組織內的損傷的邊界來定義消融深度。對象影響確定單元適於確定超聲信號中的不連續性，並將消融深度確定為出現不連續性的超聲信號的深度。例如，在圖6中，在第一橢圓26中，僅存在超聲信號的連續變化，其指示了在將消融能量施加到組織期間心壁組織的宏觀組織擴張。在第二橢圓27中，可觀察到超聲信號的變化中的不連續性，其指示消融深度。因此，圖6示出在第二橢圓27中的損傷的進展，即，增加的消融深度。基於觀察到的不連續性，消融深度被確定，如在某一時間內由第二雙向箭頭29示例性指示的那樣；而第一雙向箭頭28指示在某一時間內心壁的厚度。此外，由於如在圖6中可看到的宏觀組織擴張，心壁的厚度在執行消融術期間隨著時間而變化。對於關於消融深度的確定的更多細節，參考W02010/082146A1，其因此通過引用被併入。子控制單元6優選適於根據對象影響確定單元103所確定的消融深度來控制消融電極9。例如，根據所確定的消融深度來控制將消融能量施加到對象4的功率和/或持續時間。對象影響確定單元103可適於根據超聲信號確定心壁的前表面和後表面的位置，並適於根據這些位置確定心壁的厚度，即，相對應的深度位置彼此相減以確定心壁的厚度。子控制單元6隨後可適於根據這個確定的厚度和所確定的消融深度來控制消融電極9。優選地，子控制單元6適於消融心壁組織，直到達到心壁組織的透壁性的期望程度為止，特別是直到所產生的損傷是透壁的。優選地，感測裝置I適於重複確定心壁的厚度和消融深度，其中，消融深度確定單元103適於根據所確定的厚度和所確定的消融深度重複確定消融的透壁性的程度。特別是，如果已達到消融的透壁性的預定程度，則感測裝置I適於終止消融術。感測裝置I還包括用於可視化消融深度的可視化單元20。特別是，可視化單元20適於可視化損傷邊界的進展。優選於實時執行可視化。可視化單元20優選適於顯示超聲信號、消融的進展(即，損傷邊界)、以及前後表面位置。優選結合用於確定特別是在對象4內，優選於在人或動物的心臟內的導管12的位置和/或取向的系統來使用感測裝置I。在該實施例中，如磁共振圖像系統或X射線螢光透視系統之類的成像系統用於確定導管的位置和/或取向。該成像系統由圖1所示的虛線8表示。導管12，特別是，導管末端可包括用於便於通過使用成像系統8來確定導管的取向和/或位置的元件。例如，導管末端可包括跟蹤線圈(如果導管末端被使用在磁共振成像系統內)，或包括可在X射線圖像上被識別且被成形為使得能夠通過使用X射線螢光透視系統確定導管的位置和/或取向的元件。導管末端也可包括用於確定對象4內的導管12，特別是導管末端的位置和/或取向的位置傳感器。
定位系統允許用戶對在患者的心臟內，或更具體地在左心房中的導管12進行定位。用戶可相對於心壁將導管12定位在正確的位置中，以使用超聲單元11和對象影響確定單元103所產生的超聲信號來測量壁厚度。通過使用所確定的導管位置，能夠顯示在心臟的圖像中的心壁的厚度。在收集足夠的測量之後，即，在確定在心壁上心壁在不同位置處的厚度之後，用戶可隨後根據所確定的心壁厚度來建立包括所需功率和持續時間的消融策略。也能夠使用導管末端，來為了驗證目的跟蹤先前進行的消融損傷。已產生的損傷的連續性和深度可被確定。在下文中，關於圖7所示的流程圖示例性描述了用於感測對象的感測方法的實施例。包括超聲單元11和能量施加單元9的導管末端19被引入人或動物的心臟4中，用於消融心壁組織，其中，導管末端19的位置已被確定。在步驟201中，超聲單元11將超聲脈衝發送到心壁組織中，在超聲脈衝已被心壁組織反射之後接收動態回波序列，並根據所接收的動態回波序列產生超聲信號。在步驟202中，對象影響確定單元103確定心壁組織在導管末端19的位置處的厚度，且在步驟203中，基於所確定的心壁組織的厚度來確定消融參數。消融參數的這個確定可例如通過使用預定的消融參數來自動執行，該預定的消融參數存儲在存儲單元中且被分配給不同的心壁組織厚度，並可以是影響消融參數的選擇的一些另外的參數，例如，所期望的損傷形狀、心臟內所期望的損傷的位置、患者的年齡等。消融參數例如是施加消融能量的功率和/或持續時間。此外，作為消融參數，透壁性的程度例如通過使用存儲在存儲單元中的查找表由用戶定義或被自動確定。消融參數的確定可由例如子控制單元6或對象影響確定單元103執行。在步驟204中，消融術開始，且當心壁組織被消融時，由電連接到能量施加單元9的超聲單元屏蔽元件16屏蔽的超聲單元11產生由對象影響確定單元103使用的用於確定心壁組織的消融深度和厚度的超聲信號。此外，在步驟204中，心壁組織的消融深度和厚度在可視化單元20上被可視化。在消融術期間，對象影響確定單元計算透壁性的程度，並在步驟205中檢查在步驟203中定義的透壁性的程度是否已達到。如果是這樣情況，則消融術以及優選還有超聲監控在步驟206中停止。如果所定義的透壁性的程度沒有達到，則繼續消融術以及對心壁組織的消融深度和厚度的確定。可省略步驟201到203，S卩，導管末端12可已布置在期望的位置處，且能量可通過電能施加單元，特別是通過消融電極施加到對象，同時由電連接到電能施加單元的超聲單元屏蔽元件所屏蔽的超聲單元來超聲感測對象。用於心律失常的已知導管消融術中的主要缺點是當損傷產生時，缺乏關於損傷質量的足夠信息。治療專家常常依靠其自己的專業知識來確定最佳消融參數，例如功率、溫度和施加功率的持續時間。消融的最佳參數在很大程度上例如是由於例如局部心壁的厚度、通過血流的局部冷卻、導管與心臟組織之間的接觸等的患者內和患者間的差異。因此期望導管消融術，特別是RF導管的更充分的控制。上述感測裝置可適於提供心臟組織中損傷發展的實時反饋，並可相對於在治療部位處的心臟組織的厚度提供關於損傷的深度的實時信息。這可防止由於在導管消融術中的欠熱和/或過熱而引起的傷害和死亡。高頻超聲可用於監控在M型成像中的損傷邊界的進展。
如果RF消融與使用集成在RF消融導管的末端中的超聲換能器的超聲成像同時被執行，則RF信號到超聲信號中的電容耦合可通常產生。RF信號可幹擾超聲信號，使得組織反射在由被幹擾的超聲信號所產生的M型圖像中幾乎是不可見的，因為在超聲信號中由RF信號的幹擾引起的變化的振幅通常比通過由心臟組織反射的超聲波所引起的超聲信號的振幅大得多。本發明的感測裝置可適於包括在消融導管內的超聲換能器和消融電極，使得RF幹擾的影響被減小，而沒有不利地影響超聲信號。RF導管消融信號的頻率可為大約450kHz。優選於以大於IOMHz的中心頻率來執行實時超聲損傷監控。例如，中心頻率為大約20MHz。然而，RF信號發生器可產生高頻諧波，其可明顯影響在超聲換能器的帶寬內的用於實時損傷評估的超聲信號。感測裝置因此優選被改裝，使得RF消融信號對超聲信號的影響儘可能得小，且優選在超聲信號噪聲電平內。包括消融電極和超聲換能器的相對應的導管可結合很多RF信號發生器來工作。此外，如果需要的話，數字濾波可用於將RF信號對超聲信號的剩餘影響從超聲信號中過濾出來，而沒有不利地影響RF消融術。感測裝置可被改裝為心臟消融監控導管，其可結合RF信號發生器來使用。然而，感測裝置也可適於感測其它對象，例如人或動物的其它部分(例如另一器官或血管)或諸如管道的技術對象。而且，代替施加RF能量，電能施加單元也可適於將其它電能施加到對象。雖然在上面參照圖2描述的實施例中，導管僅包括能量施加單元和超聲單元，但導管還可包括另外的元件，例如另外的感測元件和/或另外的能量施加元件、衝洗元件等。根據附圖、公開內容和所附權利要求的研究，本領域技術人員在實施所要求的發明時可理解和實現對所公開實施例的其它變形。

在權利要求中，詞語「包括」並不排除其它元件或步驟，且不定冠詞「一(a)」或「一個(an)」並不排除多個。單個單元或設備可實現在權利要求中列舉的數項功能。僅僅某些措施在相互不同的從屬權利要求中被列舉的事實並不表示這些措施的組合不能被有利地使用。由一個或數個單元或設備執行的確定(例如消融深度或心壁厚度的確定)可由任意其它數量的單元或設備來執行。例如，消融深度或心壁厚度的確定可由單個單元或由任意其它數量的不同單元來執行。根據上述感測方法進行的感測裝置的確定和/或控制可被實現為電腦程式的程序代碼模塊和/或專用硬體。電腦程式可存儲/分布在適當的介質(例如，光學存儲介質或固態介質)上，連同其它硬體一起或作為其它硬體的部分被提供，但也可以按其它形式來分布，例如經由網際網路或其它有線或無線電信系統。在權利要求中的任何附圖標記不應被解釋為對範圍的限制。
權利要求
1.一種用於感測對象的感測裝置，所述感測裝置(I)包括: -超聲單元(11)，其用於超聲感測所述對象(4)， -電能施加單元(9),其用於將電能施加到所述對象(4), -超聲單元屏蔽元件(16)，其用於電屏蔽所述超聲單元(11)，其中，所述超聲單元屏蔽元件(16)電連接到所述電能施加單元(9)。
2.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述感測裝置(I)包括導管(12)，其中，所述超聲單元(U)、所述電能施加單元(9)和所述超聲單元屏蔽元件(16)集成在所述導管(12)中。
3.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述電能施加單元(9)是用於將電能施加到所述對象(4)的電極，且其中，所述電極(9)電連接到所述超聲單元屏蔽元件(16)。
4.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述超聲單元(11)包括至少兩個連接電極(14、15)，其中，第一連接電極(14)電連接到控制電連接件(40)，所述控制電連接件(40)用於將所述超聲單元(11)與用於控制所述超聲單元(11)的超聲控制單元(5 )連接，且所述超聲單元(11)的第二電極(15)電連接到用於屏蔽所述控制電連接件(40)的電連接屏蔽元件(42)。
5.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述電連接屏蔽元件(42)具有小於5Ω的電阻。
6.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述超聲單元(11)包括至少兩個連接電極(14、15)，其中，第一連接電極(14)電連接到控制電連接件(40)，所述控制電連接件(40)用於將所述超聲單元(11)與用於控制所述超聲單元(11)的超聲控制單元(5 )連接，且所述超聲單元(11)的第二電極(15)電連接到所述超聲單元屏蔽元件(16)。
7.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述超聲單元屏蔽元件(16)是包圍所述超聲單元(11)的用於電屏蔽所述超聲單元(11)的外殼。
8.如權利要求7所述的感測裝置，其中，所述超聲單元(11)和所述外殼(16)布置成使得能夠穿過所述外殼(16)的超聲區(50)發射和/或接收超聲波。
9.如權利要求8所述的感測裝置，其中，所述超聲單元(11)在所述外殼(16)的所述超聲區(50)中可操作在定義超聲波長的超聲頻率處，且其中，至少在所述超聲區(50)中，所述外殼(16)具有厚度小於所述超聲波長的四分之一的壁。
10.如權利要求8所述的感測裝置，其中，所述超聲區(50)與所述超聲單元(11)機械連接。
11.如權利要求1所述的感測裝置，其中，所述感測裝置(I)還包括對象影響確定單元(103)，其用於根據所述對象(4)的超聲感測來確定能量施加對所述對象(4)的影響。
12.如權利要求11所述的感測裝置，其中，所述能量施加單元(9)適於消融所述對象(4)，且其中，所述對象影響確定單元(103)適於根據所述對象(4)的超聲感測來確定消融深度。
13.一種用於感測對象的感測方法，所述感測方法包括: -通過超聲單元(11)超聲感測所述對象(4)， -通過電能施加 單元(9)將電能施加到所述對象(4), 其中，電連接到所述電能施加單元(9)的超聲單元屏蔽元件(16)電屏蔽所述超聲單元(11)。
14.一種用於感測對象的感測電腦程式，所述感測電腦程式包括程序代碼模塊，當所述電腦程式在控制所述感測裝置的計算機上運行時，所述程序代碼模塊用於使如權利要求I所述的感測裝置執行如在權利要求13中所述的感測方法的步驟。
全文摘要
本發明涉及用於感測對象的感測裝置。感測裝置包括用於超聲感測對象(4)的超聲單元(11)，用於將電能施加到對象(4)的電能施加單元(9)，以及用於電屏蔽超聲單元(11)的超聲單元屏蔽元件(16)，其中超聲單元屏蔽元件(16)電連接到電能施加單元(9)。因為超聲單元屏蔽元件電屏蔽超聲單元，對象的超聲感測受電能的施加，特別是可用於施加電能的RF信號到超聲感測中的電容耦合較少地影響。通過將超聲單元屏蔽元件電連接到電能施加單元來實現這個影響的進一步減小。
文檔編號A61B8/12GK103220983SQ201180055593
公開日2013年7月24日 申請日期2011年11月3日 優先權日2010年11月18日
發明者F·P·M·布德澤拉, N·米哈伊洛維奇, A·J·J·拉德馬克斯, C·A·N·M·范德弗洛坦恩 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司