本發(fā)明的實(shí)施方案的方面涉及侵入式醫(yī)療設(shè)備和能夠感測(cè)抵靠探頭所施加的壓力的相關(guān)聯(lián)的控制系統(tǒng)(例如導(dǎo)管)，并且涉及能夠基于感測(cè)到的壓力調(diào)整提供給探頭的功率的控制系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

在一些診斷和治療技術(shù)中，導(dǎo)管被插入心室中并與心臟內(nèi)壁接觸。例如，心內(nèi)射頻(RF)消融是治療心律失常的已知方法。在這種技術(shù)中，在其遠(yuǎn)側(cè)末端具有電極的導(dǎo)管被插入穿過(guò)患者血管系統(tǒng)進(jìn)入心臟腔室內(nèi)。將電極與心內(nèi)膜上的單個(gè)(或多個(gè))位點(diǎn)接觸，并且可將射頻能量通過(guò)導(dǎo)管施加到電極以便消融位點(diǎn)處的心臟組織。然而，過(guò)量的接觸力(或壓力)和/或過(guò)量的射頻能量可對(duì)心臟組織造成不期望的損壞，甚至造成心臟壁的穿孔。如此，電極和心內(nèi)膜之間的正確接觸是必要的，以便實(shí)現(xiàn)導(dǎo)管的期望的診斷功能和治療效果。

存在各種技術(shù)以用于驗(yàn)證電極與組織的接觸。例如，美國(guó)專(zhuān)利6,695,808(該專(zhuān)利的公開(kāi)內(nèi)容以引用方式并入本文)描述了用于治療所選患者的組織或器官區(qū)域的裝置。探頭具有可抵靠該區(qū)域進(jìn)行推壓的接觸表面，從而產(chǎn)生接觸力或接觸壓力。壓力換能器測(cè)量接觸壓力并且將關(guān)于接觸力是否存在及其量值的信息提供給器械的用戶。

又如，美國(guó)專(zhuān)利6,241,724(該專(zhuān)利的公開(kāi)內(nèi)容以引用方式并入本文)描述了利用分段電極組件在身體組織中產(chǎn)生消融灶的方法。在一個(gè)實(shí)施方案中，導(dǎo)管上的電極組件攜帶壓力換能器，該壓力換能器感測(cè)與組織的接觸并且將信號(hào)傳送到壓力接觸模塊。該模塊識(shí)別與壓力換能器信號(hào)相關(guān)聯(lián)的電極元件并且引導(dǎo)能量發(fā)生器將射頻能量傳送到這些元件，并且不傳送到僅與血液接觸的其他元件。

另一個(gè)示例可見(jiàn)于美國(guó)專(zhuān)利6,915,149(該專(zhuān)利的公開(kāi)內(nèi)容以引用方式并入本文)。該專(zhuān)利描述了利用具有末端電極(該末端電極用于測(cè)量局部電活動(dòng))的導(dǎo)管標(biāo)測(cè)心臟的方法。為了避免可由于末端與組織的不良接觸所致的人工痕跡，可利用壓力傳感器來(lái)測(cè)量末端與組織之間的接觸壓力以確保穩(wěn)定接觸。

美國(guó)專(zhuān)利8,162,935(該專(zhuān)利的公開(kāi)內(nèi)容以引用方式并入本文)描述了用于估計(jì)電極與組織接觸(該接觸用于組織消融)的系統(tǒng)和方法。導(dǎo)管軸內(nèi)的機(jī)電式傳感器產(chǎn)生對(duì)應(yīng)于電極在導(dǎo)管軸的遠(yuǎn)側(cè)部分內(nèi)的移動(dòng)量的電信號(hào)。輸出設(shè)備接收電信號(hào)以用于估計(jì)電極和組織之間接觸的水平。

美國(guó)專(zhuān)利8,357,152(該專(zhuān)利的公開(kāi)內(nèi)容以引用方式并入本文)描述了利用末端中的磁場(chǎng)傳感器和探頭內(nèi)的磁場(chǎng)發(fā)生器來(lái)測(cè)量施加到導(dǎo)管末端的接觸壓力的系統(tǒng)和方法。磁場(chǎng)傳感器產(chǎn)生響應(yīng)于探頭內(nèi)的磁場(chǎng)發(fā)生器的信號(hào)，該信號(hào)被處理以確定末端相對(duì)于磁場(chǎng)發(fā)生器的位置，從而指示末端的變形量并且因此指示施加到末端的壓力。

美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)公開(kāi)號(hào)2014/0187917(該專(zhuān)利的整體公開(kāi)內(nèi)容以引用方式并入本文)描述了攜帶微型發(fā)射線圈和位于柔性接合的遠(yuǎn)側(cè)末端節(jié)段上的三個(gè)感測(cè)線圈的導(dǎo)管。發(fā)射線圈與導(dǎo)管的縱向軸線對(duì)齊，并且三個(gè)感測(cè)線圈也與縱向軸線對(duì)齊但是定位在距發(fā)射線圈等同距離處，并且定位在圍繞導(dǎo)管的縱向軸線的等間距徑向位置處。微型發(fā)射線圈產(chǎn)生由三個(gè)感測(cè)線圈感測(cè)的磁場(chǎng)，該三個(gè)感測(cè)線圈產(chǎn)生表示遠(yuǎn)側(cè)末端節(jié)段的相對(duì)部分之間的軸向位移和角度撓曲的信號(hào)。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的實(shí)施方案涉及導(dǎo)管控制系統(tǒng)，該導(dǎo)管控制系統(tǒng)基于導(dǎo)管末端檢測(cè)的接觸力水平控制提供給導(dǎo)管的功率量。在導(dǎo)管經(jīng)受增加的接觸力水平時(shí)，本發(fā)明的實(shí)施方案通過(guò)減少或完全禁止提供給導(dǎo)管的射頻能量，降低由于過(guò)度加熱所致的對(duì)心臟組織的潛在的不期望的損壞。

根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，導(dǎo)管插入系統(tǒng)包括：導(dǎo)管，該導(dǎo)管包括電極和被配置成檢測(cè)施加到該電極的接觸力的傳感器組件；耦合到該導(dǎo)管的控制器，該控制器包括處理器和存儲(chǔ)指令的存儲(chǔ)器，該指令在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器：接收來(lái)自導(dǎo)管的傳感器組件的檢測(cè)的接觸力；控制提供給導(dǎo)管電極的功率以在檢測(cè)的接觸力小于第一閾值接觸力時(shí)具有去激活的功率電平；控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力大于第一閾值接觸力時(shí)具有第一功率電平；并且控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力大于截?cái)嘟佑|力時(shí)具有去激活的功率電平，該截?cái)嘟佑|力大于第一閾值接觸力。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力大于第二閾值接觸力時(shí)具有第二功率電平，該第二閾值接觸力大于第一閾值接觸力并且小于截?cái)嘟佑|力。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力小于第一閾值接觸力并且檢測(cè)的接觸力先前大于第一閾值接觸力時(shí)具有零功率電平，該零功率電平大于第一功率電平。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：根據(jù)功率控制曲線控制提供給導(dǎo)管的電極的功率，該功率控制曲線為分段連續(xù)函數(shù)。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：控制在接觸力正在增加時(shí)沿第一曲線提供給電極的功率；并且控制在接觸力正在下降時(shí)沿第二曲線提供給電極的功率。

第一閾值接觸力可對(duì)應(yīng)于噪聲閾值。

檢測(cè)的接觸力可包括基于來(lái)自傳感器組件的多個(gè)接觸力數(shù)據(jù)計(jì)算出的經(jīng)平滑后的接觸力。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：通過(guò)計(jì)算來(lái)自傳感器組件的多個(gè)接觸力數(shù)據(jù)的平均值來(lái)計(jì)算經(jīng)平滑后的接觸力。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：通過(guò)對(duì)來(lái)自傳感器組件的多個(gè)接觸力數(shù)據(jù)應(yīng)用卡爾曼濾波來(lái)計(jì)算經(jīng)平滑后的接觸力。

存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器執(zhí)行下列操作的指令：接收用戶參數(shù)；并且根據(jù)用戶參數(shù)調(diào)整第一閾值接觸力、第一功率電平和截?cái)嘟佑|力中的至少一個(gè)。

根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，控制施加到導(dǎo)管的消融功率的方法包括：通過(guò)包括處理器和存儲(chǔ)器的控制器接收來(lái)自導(dǎo)管的傳感器組件的檢測(cè)的接觸力，該傳感器組件被配置成檢測(cè)施加到電極的接觸力；通過(guò)控制器控制施加到導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力小于第一閾值接觸力時(shí)具有去激活的功率電平；通過(guò)控制器控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力大于第一閾值接觸力時(shí)具有第一功率電平；并且通過(guò)控制器控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力大于截?cái)嘟佑|力時(shí)具有去激活的功率電平，該截?cái)嘟佑|力大于第一閾值接觸力。

該方法還可包括：控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力大于第二閾值接觸力時(shí)具有第二功率電平，該第二閾值接觸力大于第一閾值接觸力并且小于截?cái)嘟佑|力。

該方法還可包括：控制提供給導(dǎo)管的電極的功率以在檢測(cè)的接觸力小于第一閾值接觸力并且檢測(cè)的接觸力先前大于第一閾值接觸力時(shí)具有零功率電平，該零功率電平大于第一功率電平。

該方法還可包括：根據(jù)功率控制曲線控制提供給導(dǎo)管的電極的功率，該功率控制曲線為分段連續(xù)函數(shù)。

該方法還可包括：控制在接觸力正在增加時(shí)沿第一曲線提供給電極的功率；并且控制在接觸力正在下降時(shí)沿第二曲線提供給電極的功率。

第一閾值接觸力可對(duì)應(yīng)于噪聲閾值。

所檢測(cè)的接觸力可包括基于來(lái)自傳感器組件的多個(gè)接觸力數(shù)據(jù)計(jì)算出的經(jīng)平滑后的接觸力。

該方法還可包括：通過(guò)計(jì)算來(lái)自傳感器組件的多個(gè)接觸力數(shù)據(jù)的平均值來(lái)計(jì)算經(jīng)平滑后的接觸力。

該方法還可包括：通過(guò)對(duì)來(lái)自傳感器組件的多個(gè)接觸力數(shù)據(jù)應(yīng)用卡爾曼濾波來(lái)計(jì)算經(jīng)平滑后的接觸力。

該方法還可包括：接收用戶參數(shù)；并且根據(jù)用戶參數(shù)調(diào)整第一閾值接觸力、第一功率電平和截?cái)嘟佑|力中的至少一個(gè)。

附圖說(shuō)明

通過(guò)參考以下與附圖結(jié)合考慮的詳細(xì)說(shuō)明，將更好地理解本發(fā)明的這些和其他特征以及優(yōu)點(diǎn)，其中：

圖1A為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的基于導(dǎo)管的醫(yī)療系統(tǒng)的示意性圖解。

圖1B為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的與圖1A的系統(tǒng)一起使用的導(dǎo)管的側(cè)視圖。

圖1C為示出了圖1A所示的基于導(dǎo)管的醫(yī)療系統(tǒng)的部件的示意圖。

圖1D為圖1A所示的基于導(dǎo)管的醫(yī)療系統(tǒng)的部分的示意性框圖。

圖2為示出了圖1B的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的細(xì)節(jié)的示意性剖面圖。

圖3為示出了與心內(nèi)膜組織接觸的圖1B的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的示意性細(xì)部圖。

圖4為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案示出了用于控制施加到導(dǎo)管的功率的方法的流程圖。

圖5A-5E為根據(jù)本發(fā)明的各種實(shí)施方案示出了示例性功率控制曲線的圖。

圖6A為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案示出了基于接觸力和控制曲線調(diào)整輸出功率的方法的流程圖。

圖6B為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案示出了用于計(jì)算經(jīng)平滑后的接觸力的方法的流程圖。

具體實(shí)施方式

本發(fā)明涉及用于心臟導(dǎo)管插入術(shù)的系統(tǒng)和導(dǎo)管，其中導(dǎo)管具有傳感器組件，該傳感器組件提供表示導(dǎo)管位置和施加到導(dǎo)管遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段上的壓力的信號(hào)(在它結(jié)合組織和由探頭施加到組織的壓力時(shí))。導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段還包括用于通過(guò)導(dǎo)管施加射頻能量以在某些部位消融心臟組織的電極。相比于用于心臟導(dǎo)管插入術(shù)的常規(guī)系統(tǒng)，控制系統(tǒng)基于施加到導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的壓力(或接觸力)的量來(lái)控制施加到電極的射頻能量的量(例如，消融功率的量)。通過(guò)在檢測(cè)的接觸力增加時(shí)降低消融功率的量，可降低或避免過(guò)度加熱的發(fā)生，從而降低對(duì)心臟組織的非預(yù)期損壞的風(fēng)險(xiǎn)。相似地，在本發(fā)明的一些實(shí)施方案中，在檢測(cè)的接觸力降低時(shí)控制系統(tǒng)增加所施加的消融功率的量。

圖1A為用于在活體受檢者或患者13的心臟12上執(zhí)行示例性導(dǎo)管插入過(guò)程的導(dǎo)管插入系統(tǒng)S的圖示說(shuō)明，該系統(tǒng)S是根據(jù)本發(fā)明所公開(kāi)的實(shí)施方案構(gòu)建和操作的。該系統(tǒng)包括導(dǎo)管14，該導(dǎo)管被電生理學(xué)家或操作者16經(jīng)由皮膚地插入穿過(guò)患者血管系統(tǒng)進(jìn)入心臟12的腔室或血管結(jié)構(gòu)內(nèi)。導(dǎo)管14具有攜帶一個(gè)或多個(gè)電極的遠(yuǎn)側(cè)末端，和控制手柄，通過(guò)該控制手柄操作者16可操縱以控制和偏轉(zhuǎn)該導(dǎo)管。

然后可根據(jù)美國(guó)專(zhuān)利6,226,542和6,301,496，以及共同簽署的美國(guó)專(zhuān)利6,892,091,(上述專(zhuān)利的整體內(nèi)容以引用方式并入本文)所公開(kāi)的方法，利用控制臺(tái)24制備導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分的電激活圖，即解剖位置信息，以及其他功能圖像。體現(xiàn)控制臺(tái)24的元件的一個(gè)商業(yè)產(chǎn)品為可購(gòu)自Biosense Webster,Inc.,3333Diamond Canyon Road,Diamond Bar,CA 91765的3系統(tǒng)，該系統(tǒng)根據(jù)需要執(zhí)行導(dǎo)管定位并且產(chǎn)生心臟的3-D電解剖標(biāo)示圖。本發(fā)明的這些實(shí)施方案可被本領(lǐng)域的技術(shù)人員修改以體現(xiàn)本文所述的本發(fā)明的原理。例如，在一些實(shí)施方案中，這些功能由射頻發(fā)射器25執(zhí)行。

可通過(guò)施加熱能對(duì)例如通過(guò)電激活圖評(píng)估而測(cè)定為異常的區(qū)域進(jìn)行定向和消融，例如，通過(guò)使來(lái)自控制臺(tái)24的射頻發(fā)生器25的射頻電流通過(guò)對(duì)導(dǎo)管14提供電流的纜線34(包括在遠(yuǎn)側(cè)末端處的消融電極32)，所述電極將射頻能量施加到目標(biāo)組織?？刂婆_(tái)24通常包括一個(gè)或多個(gè)消融功率發(fā)生器25、患者接口單元(PIU)26、以及用來(lái)顯示3-D標(biāo)測(cè)圖和電描記圖的一個(gè)或多個(gè)顯示器27和28。導(dǎo)管14適用于利用射頻能量將消融能量傳導(dǎo)到心臟。此類(lèi)方法公開(kāi)于共同轉(zhuǎn)讓的美國(guó)專(zhuān)利6,814,733、6,997,924、和7,156,816，上述專(zhuān)利申請(qǐng)以引用方式并入本文。消融能量通過(guò)導(dǎo)管電極經(jīng)由連接到控制臺(tái)24的纜線34從射頻發(fā)生器25傳送到心臟12。起搏信號(hào)和其他控制信號(hào)還可從控制臺(tái)24穿過(guò)纜線34和導(dǎo)管電極傳送到心臟12。此外，電信號(hào)(例如，心內(nèi)心電描記法或ECG信號(hào))經(jīng)由導(dǎo)管電極從心臟12傳送到控制臺(tái)24。

在系統(tǒng)S的一些實(shí)施方案中，ECG身體表面貼片(包括至少貼片30)被附連到患者身體。當(dāng)導(dǎo)管電極正在感測(cè)心內(nèi)ECG信號(hào)時(shí)，ECG身體表面貼片30中的多個(gè)電極測(cè)量跨過(guò)心臟和軀干的ECG信號(hào)以提供用于由導(dǎo)管電極測(cè)量的心內(nèi)ECG信號(hào)的參考信號(hào)。然而，本發(fā)明的實(shí)施方案不僅限于此并且可在沒(méi)有利用ECG身體表面貼片的前提下執(zhí)行。

作為控制臺(tái)24的導(dǎo)管定位能力中的部分，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，例如通過(guò)包含被放置于患者身下的磁場(chǎng)發(fā)生器線圈28的定位墊在患者13周?chē)a(chǎn)生磁場(chǎng)。由線圈28產(chǎn)生的磁場(chǎng)在定位于導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端中的電磁(EM)傳感器的線圈中產(chǎn)生電信號(hào)。電信號(hào)被傳送到控制臺(tái)24，該控制臺(tái)包括處理器或“工作站”22，該處理器或工作站分析該信號(hào)以便確定導(dǎo)管位置和取向的坐標(biāo)。然而，本發(fā)明的實(shí)施方案不僅限于此并且可在沒(méi)有定位能力的系統(tǒng)中使用。

還作為控制臺(tái)24的導(dǎo)管定位能力中的部分，導(dǎo)管電極通過(guò)導(dǎo)管和線纜34中的導(dǎo)線(未示出)連接到控制臺(tái)24中的電流和電壓測(cè)量電路。控制臺(tái)24還通過(guò)線和貼片單元31連接到多個(gè)身體表面電極38，該身體表面電極可為本領(lǐng)域中任何類(lèi)型的身體電極，例如按鈕電極、針電極、皮下探頭或貼片電極。身體表面電極38通常與患者13的身體表面電接觸并且從其接收身體表面電流。身體表面電極38可為通常稱(chēng)為有功電流位置的粘合劑皮膚貼片(ACL貼片)，并且可被放置在導(dǎo)管14附近患者13的身體表面上?？刂婆_(tái)24包括通過(guò)線35連接到ACL貼片38的電壓發(fā)生器，并且處理器22利用該電壓發(fā)生器計(jì)算導(dǎo)管電極和貼片38的位置之間患者組織的阻抗。因此，控制臺(tái)24利用基于磁場(chǎng)的位置感測(cè)和基于阻抗的導(dǎo)管定位的測(cè)量?jī)烧?，如授予Govari等人的美國(guó)專(zhuān)利7,536,218和授予Bar-Tal的美國(guó)專(zhuān)利8,478383中所述，上述專(zhuān)利申請(qǐng)的整體內(nèi)容以引用方式并入本文。

如上文所述，導(dǎo)管14被耦合到(或連接到)控制臺(tái)24，這使得操作者16觀察和調(diào)控導(dǎo)管14的功能。處理器22和/或控制臺(tái)24包括適當(dāng)?shù)男盘?hào)處理電路，該電路被耦合以驅(qū)動(dòng)顯示器27顯示包括3-D電解剖圖的視覺(jué)圖像。

如圖1B所示，導(dǎo)管14包括控制手柄146、細(xì)長(zhǎng)導(dǎo)管主體141、可偏轉(zhuǎn)中間插片節(jié)段142、以及具有近側(cè)部分143P、遠(yuǎn)側(cè)部分143D和遠(yuǎn)側(cè)末端端部143T的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143。遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143在其遠(yuǎn)側(cè)末端端部143T上攜帶至少末端電極145。

圖1C為示出了圖1A中所示的基于導(dǎo)管的醫(yī)療系統(tǒng)的部件的示意圖，并且圖1D為示出了根據(jù)圖1A中所示的本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案的基于導(dǎo)管的醫(yī)療系統(tǒng)的部分中信息流動(dòng)和功率的示意性方框圖。

操作者16，例如電生理學(xué)家，將導(dǎo)管14插入穿過(guò)患者13的血管系統(tǒng)，使得導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143進(jìn)入患者心臟12的腔室。操作者推進(jìn)導(dǎo)管使得導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)末端143T在單個(gè)或多個(gè)期望位置處接合心內(nèi)膜組織70。導(dǎo)管14在其近側(cè)端部被合適的連接器連接到控制臺(tái)24?？刂婆_(tái)24可包括消融電源25，例如射頻(RF)發(fā)生器，該射頻發(fā)生器通過(guò)導(dǎo)管提供高頻電能量以用于在由遠(yuǎn)側(cè)末端電極143T接合的位置處消融心臟中的組織。另選地或除此之外，導(dǎo)管和系統(tǒng)可被配置成執(zhí)行本領(lǐng)域內(nèi)已知的治療和診斷過(guò)程。

圖2為示出了圖1B的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的細(xì)節(jié)的示意性剖面圖。圖3為示出了與心內(nèi)膜組織接觸的圖1B的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的示意性細(xì)部圖。

在一個(gè)實(shí)施方案中，控制臺(tái)24或消融電源25可利用磁感應(yīng)來(lái)確定壓力和位置數(shù)據(jù)，包括(i)由于與心內(nèi)膜組織70接觸所致的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143的軸向位移和角度偏轉(zhuǎn)，和(ii)遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143在心臟12內(nèi)的位置坐標(biāo)。在一個(gè)實(shí)施方案中，導(dǎo)管14包括用于產(chǎn)生接觸力數(shù)據(jù)的傳感器組件，包括導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143的軸向位移和角度偏轉(zhuǎn)。根據(jù)一個(gè)實(shí)施方案，控制臺(tái)24中的驅(qū)動(dòng)器電路36驅(qū)動(dòng)容納在遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143的遠(yuǎn)側(cè)部分143D中的微型磁場(chǎng)發(fā)生器MF，如圖2所示。場(chǎng)發(fā)生器MF包括線圈，該線圈的軸線與Z軸線(該Z軸線與導(dǎo)管的縱向軸線同軸)對(duì)齊。當(dāng)導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端143T接觸表面并且被偏轉(zhuǎn)時(shí)(例如，如圖3所示)，存在場(chǎng)發(fā)生器MF相對(duì)于第一傳感器組件17的相對(duì)位置的變化，該第一傳感器組件包括傳感器線圈S1、S2、和S3。這繼而導(dǎo)致由線圈S1、S2、和S3輸出的信號(hào)的變化，并且該信號(hào)變化被控制臺(tái)24檢測(cè)，從而允許控制臺(tái)24檢測(cè)由導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端所經(jīng)受的接觸力的量。用于檢測(cè)接觸力數(shù)據(jù)的系統(tǒng)和方法在例如美國(guó)專(zhuān)利8,900,229中有更加詳細(xì)的描述，所述專(zhuān)利申請(qǐng)的整體內(nèi)容以引用方式并入本文。然而，本發(fā)明的實(shí)施方案不限于上述的實(shí)施方案，相反，可與檢測(cè)施加到導(dǎo)管14的力的量的任何合適方法一起使用。

如上文所述，參見(jiàn)圖1D，控制臺(tái)24包括消融電源25，例如RF信號(hào)發(fā)生器，該信號(hào)發(fā)生器通過(guò)用于消融心臟12中的組織的導(dǎo)管在由導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)末端節(jié)段接合的位置處提供高頻電源?？刂婆_(tái)24還可基于操作者提供的功率設(shè)定來(lái)控制提供給導(dǎo)管的射頻能量(或者功率)的量。然而，本發(fā)明的實(shí)施方案不限于RF信號(hào)發(fā)生器，并且消融電源可采取例如超聲消融電源、激光能源或低溫消融能源的形式。由導(dǎo)管遞送到心臟組織的能量的量可由控制器或功率輸出控制器25a控制，該控制器或功率輸出控制器控制輸出到導(dǎo)管14的功率(例如，通過(guò)控制消融電源的輸出電流)。此外，根據(jù)導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端143T所經(jīng)受的接觸力，功率輸出控制器25a實(shí)時(shí)接收接觸力測(cè)量。功率輸出控制器25a可包括處理器和存儲(chǔ)器，其中存儲(chǔ)器存儲(chǔ)在被處理器執(zhí)行時(shí)使得處理器控制由消融電源25輸出的射頻功率(例如，通過(guò)調(diào)整射頻功率輸出的輸出電流)的指令。存儲(chǔ)器還可存儲(chǔ)通過(guò)控制臺(tái)24上的控件由用戶預(yù)定和/或接收的設(shè)定25b(例如由操作者16設(shè)定)。處理器可為適于控制功率輸出的任何形式的計(jì)算設(shè)備，例如耦合到存儲(chǔ)器(例如，動(dòng)態(tài)隨機(jī)存取存儲(chǔ)器和/或閃存)的通用處理器、微控制器、適當(dāng)編程的現(xiàn)場(chǎng)可編程門(mén)陣列(FPGA)、或者專(zhuān)用集成電路(ASIC)。

圖4為示出了根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案功率輸出控制器25a控制提供給導(dǎo)管14的功率的方法400的流程圖。如上文所述，在通過(guò)傳感器線圈S1、S2和S3所檢測(cè)的磁場(chǎng)中的變化來(lái)檢測(cè)時(shí)，功率輸出控制器25a可測(cè)量或接收由導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端143T所經(jīng)受的接觸力，但是本發(fā)明的實(shí)施方案不限于此并且其他技術(shù)可用于測(cè)量施加到導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端143T上的力。

參見(jiàn)圖4，在操作410中，在操作者已經(jīng)激活導(dǎo)管上的功率之后，功率輸出控制器25a可將輸出功率初始地設(shè)定為0(或者去激活功率電平)，使得沒(méi)有施加功率直到導(dǎo)管14與組織接觸(然而，本發(fā)明的實(shí)施方案不限于此并且，在一些實(shí)施方案中，在與組織接觸之前將消融功率施加到導(dǎo)管14)。在操作420中，功率輸出控制器25a確定操作者16是否已經(jīng)手動(dòng)地停用功率輸出。如果是，那么進(jìn)程進(jìn)行到操作430，在這種情況下輸出功率被設(shè)定為0(或者去激活功率電平)并且進(jìn)程終止。如果操作者16還未停用功率，則在操作440中，功率輸出控制器25a基于來(lái)自導(dǎo)管14的接觸力數(shù)據(jù)來(lái)確定施加到導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)末端143T的接觸力，通過(guò)例如接收來(lái)自患者界面單元26的經(jīng)計(jì)算的測(cè)量或者通過(guò)基于從傳感器線圈(例如線圈S1、S2和S3)所接收的磁場(chǎng)強(qiáng)度數(shù)據(jù)來(lái)計(jì)算力。在操作450中，功率輸出控制器25a從接觸力數(shù)據(jù)確定接觸力相比于先前檢測(cè)的接觸力是否已經(jīng)變化。如果沒(méi)有，那么功率輸出控制器25a循環(huán)回到操作420。如果接觸力已經(jīng)變化，那么在操作460中，功率輸出控制器25a基于在操作440中確定的接觸力和控制曲線來(lái)調(diào)整輸出功率，如下文所述。在調(diào)整輸出功率之后，功率輸出控制器25a返回到操作420。

施加到心臟壁的接觸力為包含法向于(或垂直于)組織表面(例如心臟壁)的成分和沿平行于組織表面的方向的成分的向量。接觸力可表示為CF(F,θ,t)，其中F為接觸力的大小，θ為力向量與沿導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段143D(參見(jiàn)圖1B)延伸的軸線A_P的角度，并且t為時(shí)間(例如在測(cè)量力時(shí)的時(shí)間)。在本發(fā)明的一些實(shí)施方案中，力F的量值用于提供功率反饋控制。在本發(fā)明的其他實(shí)施方案中，力F_N的法向成分將用于提供功率反饋控制。力F_N的法向成分為力向量在正交于與末端143T接觸的心臟組織的軸線上的投影。功率輸出控制器25a，利用導(dǎo)管取向和接觸表面的取向的近似值，基于控制臺(tái)24提供的3-D結(jié)構(gòu)和導(dǎo)管位置信息，來(lái)計(jì)算力在心臟組織表面的法向軸線上的投影。

在導(dǎo)管遠(yuǎn)側(cè)末端143T和心臟組織表面之間的特定角度處，沿切向于心臟壁的方向施加的平行力F_P可導(dǎo)致導(dǎo)管遠(yuǎn)離其預(yù)期目標(biāo)滑動(dòng)和移動(dòng)。這可發(fā)生在時(shí)，其中μ近似導(dǎo)管末端在心臟壁上的摩擦系數(shù)(或其等量)，但是μ在心臟壁上的不同之處可具有相當(dāng)多的變化。

根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，基于沿法向于組織的F_N方向施加的力以及基于組織通路和具體解剖結(jié)構(gòu)，來(lái)控制功率電平。例如，可利用比消融中施加到右心房隔膜周?chē)牧ο鄬?duì)較低的法向力將峽線執(zhí)行到組織。因此，力閾值參數(shù)和所施加的功率電平可基于所執(zhí)行的過(guò)程的類(lèi)型而變化并且可受操作者16控制。

圖5A為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案示出了控制曲線或功率控制曲線的圖。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，如圖5A所示，在檢測(cè)到了接觸力時(shí)(基于例如在導(dǎo)管上檢測(cè)的接觸力F_N(t)超出零閾值力F0或響應(yīng)于消融的溫度)，然后導(dǎo)管處的功率可被打開(kāi)到第一電平P1。如果將更多力施加到導(dǎo)管，從而增加檢測(cè)的接觸力，使得力超過(guò)第一閾值力F1(或截?cái)嘟佑|力Fmax)，那么可關(guān)閉遞送到導(dǎo)管的功率(或者將該功率設(shè)定為去激活的功率電平)，以便降低產(chǎn)生蒸汽爆裂或心臟組織過(guò)度加熱的可能性。相反地，如果導(dǎo)管從心臟壁退出(或者心臟遠(yuǎn)離導(dǎo)管移動(dòng))并且在導(dǎo)管末端檢測(cè)的接觸力低于F0，那么功率降低到零功率電平P0使得遞送到組織的功率可保持為相對(duì)穩(wěn)定的。這種控制曲線總結(jié)如下：

其中F1為Fmax。在一些實(shí)施方案中，P0可為0。

在本發(fā)明的一些實(shí)施方案(例如上文所述的示例)中，以給定力施加的輸出功率為方向或順序敏感的(或者“取決于路徑”)。在上述的示例中，輸出功率在F_N(t)<F0時(shí)根據(jù)接觸力F_N(t)是否已經(jīng)超過(guò)零閾值F0而不同。又如，輸出功率可為順序敏感的，使得在將導(dǎo)管預(yù)期地強(qiáng)有力地(或者強(qiáng)硬地)推動(dòng)和保持在組織內(nèi)之后，導(dǎo)管在操作者16退出導(dǎo)管之后沒(méi)有再次打開(kāi)。在一些實(shí)施方案中，功率控制曲線可預(yù)期地具有滯后，其中，例如，接觸力增加快速地降低功率輸出，同時(shí)隨后接觸力的降低更緩慢地增加功率輸出。又如，輸出功率電平增加或降低的速率可受接觸力變化速率的控制(例如，基于接觸力的一階導(dǎo)數(shù))。如此，遞送到組織的功率可基于接觸力是否增加或降低或者基于導(dǎo)管是否與組織接觸而不同。

在本發(fā)明的一些實(shí)施方案中，功率控制曲線可具有力的連續(xù)或分段連續(xù)函數(shù)的其他形狀。例如，下文示出了更復(fù)雜的功率控制曲線：

其中F3為Fmax。

圖5B為根據(jù)本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施方案示出了功率控制曲線的圖。如圖5B所示，在一個(gè)實(shí)施方案中，一旦導(dǎo)管檢測(cè)到接觸(例如，接觸力F_N(t)大于噪聲閾值)并且減小在接觸力F_N(t)增加時(shí)的步驟中所施加的功率，那么輸出功率可初始地以最高值施加。

盡管圖5A-5B所示的控制曲線為階躍函數(shù)，但是本發(fā)明的實(shí)施方案不限于此。本發(fā)明的一些實(shí)施方案的輸出功率控制曲線通常隨著接觸力的增加而降低輸出功率，但是在更低接觸力水平(例如，圖5A中低于F0的力)情況下可初始地施加零功率或低功率，直到檢測(cè)到初始的閾值接觸力(例如圖5A中的F0)。例如，輸出功率控制曲線在閾值接觸力F0的情況下可從零功率電平P0線性地降低功率，直到截?cái)嘟佑|力Fmax(本文中為F1)情況下的功率電平0(如圖5C所示)。又如，輸出功率控制曲線可沿平滑連續(xù)S形(或“S”)曲線降低，如圖5D所示。圖5E為表現(xiàn)出滯后的功率控制曲線的示例。

如上文所述，具體功率電平(P0、P1等)和接觸力閾值(F0、F1等)可通過(guò)用戶(例如操作者16)基于具體需要或情況設(shè)定的參數(shù)進(jìn)行調(diào)整。如此，在多個(gè)情況下可使用相同的功率控制曲線，其中基于那些用戶參數(shù)調(diào)整和縮放各種輸出功率電平和接觸力閾值的具體值。相似地，在根據(jù)數(shù)學(xué)函數(shù)控制功率電平的情況下，用戶可基于情況來(lái)調(diào)整那些數(shù)學(xué)函數(shù)中的各種常數(shù)(例如系數(shù))。

輸出功率控制曲線可在控制器的存儲(chǔ)器中以多種方式執(zhí)行，例如標(biāo)測(cè)了接觸力對(duì)輸出功率、函數(shù)調(diào)用和狀態(tài)機(jī)的查找表。

圖6A為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案示出了基于接觸力和控制曲線調(diào)整輸出功率的方法460的流程圖。在操作461中，功率輸出控制器25a的處理器確定測(cè)量的力是否小于閾值力(F0)。如果是，那么在操作463中，處理器確定力F_N(t)先前是否大于F0(例如，這是“初始接觸”之前或之后)。如果不是，那么輸出功率在操作465中被設(shè)定為0。如果是，那么輸出功率在操作467中被設(shè)定為P1。如果在操作461中所測(cè)量的力被確定為不小于F0，那么在操作469中，處理器確定測(cè)量的力F_N(t)是否大于截?cái)嘟佑|力(Fmax)。如果是，那么處理器在操作465中將輸出功率設(shè)定為零。如果不是，那么處理器基于輸出功率曲線設(shè)定輸出功率。例如，在階梯式輸出功率曲線中，處理器可確定當(dāng)前測(cè)量的接觸力F_N(t)跌落至哪個(gè)接觸力范圍以及在對(duì)應(yīng)電平的輸出功率。又如，測(cè)量的接觸力F_N(t)可提供給標(biāo)測(cè)力與對(duì)應(yīng)的輸出功率的數(shù)學(xué)函數(shù)(例如，多項(xiàng)式、指數(shù)級(jí)或s形函數(shù))。又如，如上所述，輸出功率曲線可表現(xiàn)出滯后并且輸出功率可依賴(lài)于其他因素，例如接觸力是否增加或降低，或者此時(shí)的比率是否增加或降低。

心臟組織的位置由于心臟組織的跳動(dòng)以及身體內(nèi)的其他運(yùn)動(dòng)(例如患者13的呼吸)隨時(shí)間而變化。因此，由導(dǎo)管末端施加到心臟壁的力隨時(shí)間而變化(因此，力F_N(t)表示為隨時(shí)間變化的函數(shù))。因?yàn)檫\(yùn)動(dòng)和力的同時(shí)增加相比于導(dǎo)管的消融時(shí)間而言可相對(duì)較快，所以本發(fā)明的實(shí)施方案還涉及緩解或消除時(shí)間效應(yīng)。

根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案，通過(guò)功率輸出控制器25a(或其他信號(hào)處理設(shè)備)在下述時(shí)期(或整合時(shí)間T_int)內(nèi)平滑測(cè)量的接觸力CF(F,θ,t)，所述時(shí)期長(zhǎng)于瞬時(shí)心率或者在長(zhǎng)于消融時(shí)期的時(shí)期內(nèi)跟蹤效應(yīng)以產(chǎn)生經(jīng)平滑后的接觸力SCF(t)。經(jīng)平滑后的接觸力的法向分量SF_N(t)可通過(guò)進(jìn)行計(jì)算，指出還可隨時(shí)間而變化。

圖6B為根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案示出了基于經(jīng)平滑后的接觸力和控制曲線調(diào)整輸出功率的方法440的流程圖。在操作442中，新接觸力測(cè)量存儲(chǔ)于存儲(chǔ)器中，例如功率輸出控制器25a的存儲(chǔ)器。在操作444中，功率輸出控制器25a的處理器計(jì)算經(jīng)平滑后的接觸力SCF(t)。通過(guò)在時(shí)期內(nèi)在使時(shí)間T_s處的值平均化(例如計(jì)算移動(dòng)平均值)或者利用統(tǒng)計(jì)估計(jì)技術(shù)(例如卡爾曼濾波)來(lái)執(zhí)行平滑，并且處理器將經(jīng)平滑后的接觸力SCF(t)輸出到(例如)操作450以確定經(jīng)平滑后的力是否已經(jīng)變化。

如此，輸出功率控制曲線可根據(jù)如下的經(jīng)平滑后的接觸力SF_N(t)來(lái)限定輸出功率P_out(t)之間的關(guān)系：

其中SF_N1和SF_N2為表示期望接觸力操作范圍的系統(tǒng)的參數(shù)(例如，可基于過(guò)程類(lèi)型和待消融的心臟部分設(shè)定的用戶限定參數(shù))。在該示例中，SF_N2對(duì)應(yīng)于截?cái)嘟佑|力Fmax。

相似地，P1、P2和P3還為指示所提供功率的三個(gè)不同參考電平的參數(shù)，其中P1為在低接觸條件下(例如經(jīng)平滑后的接觸力小于SF_N1)施加的力，P2為操作范圍(例如，經(jīng)平滑后的接觸力大于SF_N1并且小于SF_N2)中施加的力，并且P3為在高接觸條件下(例如，經(jīng)平滑后的接觸力大于SF_N2)施加的力。

此外，在本發(fā)明的一些實(shí)施方案中，功率在接觸力的閾值水平周?chē)饾u變化，而不是利用階躍函數(shù)。

此外，在本發(fā)明的一些實(shí)施方案中，功率輸出被調(diào)節(jié)為接觸表面面積的函數(shù)(例如，接觸力、導(dǎo)管幾何結(jié)構(gòu)和阻抗的函數(shù))。

已結(jié)合本發(fā)明的某些示例性實(shí)施方案進(jìn)行了以上描述。本發(fā)明所屬技術(shù)領(lǐng)域內(nèi)的技術(shù)人員將會(huì)知道，在不有意背離本發(fā)明的原則、實(shí)質(zhì)和范圍的前提下，可對(duì)所述結(jié)構(gòu)作出更改和修改。應(yīng)當(dāng)理解，附圖未必按比例繪制。因此，上述的具體實(shí)施方式不應(yīng)當(dāng)解讀為僅適合附圖所述和所示的精密結(jié)構(gòu)，而是，應(yīng)當(dāng)解讀為符合下述的權(quán)利要求并且支持下述的權(quán)利要求，下述的權(quán)利要求具有本發(fā)明的充分和公平的范圍。