背景技術(shù)：

1.技術(shù)領(lǐng)域

本發(fā)明涉及利用導(dǎo)管將能量傳輸?shù)缴眢w的裝置和方法。更具體地，本發(fā)明涉及用于通過將機(jī)械、超聲和電磁能量傳輸?shù)缴眢w來操作導(dǎo)管的裝置和方法。

2.相關(guān)領(lǐng)域的描述

射頻(rf)消融被廣泛用于治療心律失常。rf消融常常通過以下方式來執(zhí)行：將導(dǎo)管通過患者的血管系統(tǒng)插入到心臟中，并使導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)末端與有待消融的位點(diǎn)處的心臟組織接觸。然后rf電流通過導(dǎo)管中的線傳導(dǎo)到導(dǎo)管末端處的一個(gè)或多個(gè)電極，該電極將rf能量施加到心肌。rf能量在組織中被吸收，從而將組織加熱到一定溫度(通常為約50℃-60℃)，在該溫度下組織會永久性地失去其電興奮性。當(dāng)這種類型的規(guī)程成功后，此規(guī)程在心臟組織中產(chǎn)生非傳導(dǎo)性消融灶，該非傳導(dǎo)性消融灶中斷導(dǎo)致心律失常的異常電通路。

通常難以確定適當(dāng)?shù)膔f能量劑量，該適當(dāng)?shù)膔f能量劑量應(yīng)該應(yīng)用于消融規(guī)程中，以便達(dá)到期望的結(jié)果。當(dāng)該劑量不足時(shí)，非傳導(dǎo)消融灶不足夠深地延伸穿過心臟壁以破壞異常傳導(dǎo)，使得在所述規(guī)程完成之后，心律失?？沙掷m(xù)或反彈。另一方面，過量的rf劑量可導(dǎo)致對在消融位點(diǎn)處或圍繞消融位點(diǎn)的組織的危險(xiǎn)損傷。已知適當(dāng)?shù)膔f劑量隨病例改變，這取決于各種因素，諸如導(dǎo)管幾何形狀、心臟壁的厚度、導(dǎo)管電極和心臟壁之間的電接觸質(zhì)量、以及在消融位點(diǎn)附近的血液流動(其帶走由rf能量生成的熱量)。

為了改善rf消融規(guī)程的精密度和一致性，已經(jīng)嘗試基于具有相關(guān)性的生理參數(shù)的測量來預(yù)測和控制該消融。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

根據(jù)本發(fā)明的公開實(shí)施方案，柔性心臟導(dǎo)管具有消融電極、遠(yuǎn)側(cè)力傳感器、位于包括彈簧的接觸力傳感器的遠(yuǎn)側(cè)端部處和近側(cè)端部處的射頻發(fā)射器和射頻接收器和導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)末端中的在末端的軸線上的超聲換能器。如果末端上不存在力或者如果力平行于遠(yuǎn)側(cè)端部軸線，則彈簧的遠(yuǎn)側(cè)端部和近側(cè)端部對準(zhǔn)，并且遠(yuǎn)側(cè)末端軸線與導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分的軸線對準(zhǔn)。如果末端上存在非對稱力，則這兩個(gè)軸線不對準(zhǔn)。在所有情況下，可計(jì)算換能器以及由換能器發(fā)射的波束的取向；并且可確定這兩個(gè)軸線的對準(zhǔn)或不對準(zhǔn)。一旦該軸線對準(zhǔn)，超聲換能器就可以a模式進(jìn)行操作并且接觸力傳感器上的張力就可被讀取以便建立組織結(jié)構(gòu)和接觸力，由此用于確定消融功率和持續(xù)時(shí)間。

根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案，提供了一種方法，該方法通過將探針插入到位于受檢者的身體中的腔內(nèi)來執(zhí)行，該探針具有位于遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段中的接觸力傳感器、發(fā)射器、接收器和超聲換能器。該方法還通過以下步驟來執(zhí)行：將探針操縱成與位于該腔的壁中的靶標(biāo)接觸，并且根據(jù)接觸力傳感器的讀數(shù)來建立探針和靶標(biāo)之間的期望接觸力。響應(yīng)于通過接收器對來自發(fā)射器的信號的讀數(shù)，超聲換能器被定位成與靶標(biāo)正交。

根據(jù)該方法的一個(gè)方面，接觸力傳感器設(shè)置在發(fā)射器和接收器之間。

在該方法的一個(gè)方面，在超聲換能器進(jìn)行取向之后，超聲換能器被激活以發(fā)射超聲信號，并且從發(fā)射的超聲信號返回的回波信號被處理以確定靶標(biāo)的結(jié)構(gòu)。

根據(jù)該方法的另一方面，確定靶標(biāo)的結(jié)構(gòu)包括確定腔的壁的厚度。

該方法的另一方面響應(yīng)于靶標(biāo)的所確定的結(jié)構(gòu)通過以下方式來執(zhí)行：計(jì)算消融參數(shù)并根據(jù)消融參數(shù)來激活消融電極以對消融靶標(biāo)。

根據(jù)該方法的另一方面，遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段具有對稱軸線，超聲換能器對中在對稱軸線上，并且由超聲換能器發(fā)射的超聲信號沿著對稱軸線傳播。

根據(jù)該方法的另一方面，超聲換能器從對稱軸線偏移，并且由超聲換能器發(fā)射的超聲信號平行于對稱軸線而傳播。

根據(jù)該方法的附加方面，發(fā)射器為單頻率射頻發(fā)射器并且接收器具有單個(gè)接收線圈。

根據(jù)該方法的另一方面，接觸力傳感器形成位于探針的近側(cè)部分和遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的末端之間的接頭。

根據(jù)該方法的另一方面，取向超聲換能器還包括使近側(cè)部分的對稱軸線與遠(yuǎn)側(cè)節(jié)段的對稱軸線對準(zhǔn)。

根據(jù)該方法的另一方面，對超聲換能器進(jìn)行取向是在保持期望接觸力的情況下執(zhí)行的。

根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案，還提供了一種適于插入到患者的體腔中的柔性探針。發(fā)射器和位置傳感器位于探針內(nèi)，該位置傳感器用于接收來自發(fā)射器的信號以感測遠(yuǎn)側(cè)末端相對于探針的遠(yuǎn)側(cè)端部的位置。探針具有設(shè)置在發(fā)射器和位置傳感器之間的彈性接觸力傳感器，該彈性接觸力傳感器將遠(yuǎn)側(cè)末端耦合到探針的遠(yuǎn)側(cè)端部并且被配置成響應(yīng)于遠(yuǎn)側(cè)末端接合體腔的壁時(shí)施加到遠(yuǎn)側(cè)末端上的壓力而變形。將超聲換能器設(shè)置在遠(yuǎn)側(cè)部分中以朝該壁定向超聲能量，并且處理器聯(lián)接到位置傳感器以確定探針的遠(yuǎn)側(cè)部分和近側(cè)部分之間的角度偏差。

根據(jù)該設(shè)備的另一方面，處理器能夠操作以報(bào)告遠(yuǎn)側(cè)末端與探針的遠(yuǎn)側(cè)端部對準(zhǔn)。

根據(jù)該設(shè)備的另一方面，處理器被配置用于當(dāng)遠(yuǎn)側(cè)末端與探針的遠(yuǎn)側(cè)端部對準(zhǔn)時(shí)激活超聲換能器以發(fā)射超聲信號，并用于處理從發(fā)射的超聲信號返回的回波信號以確定壁的厚度。

根據(jù)該設(shè)備的附加方面，將消融電極設(shè)置在遠(yuǎn)側(cè)末端上并且處理器被配置用于響應(yīng)于壁的厚度來計(jì)算消融參數(shù)并且根據(jù)消融參數(shù)激活消融電極以消融壁中的組織。

根據(jù)該設(shè)備的另一方面，遠(yuǎn)側(cè)端部具有對稱軸線，超聲換能器對中在對稱軸線上，并且由超聲換能器發(fā)射的超聲信號沿著對稱軸線傳播。

根據(jù)該設(shè)備的另一方面，超聲換能器從對稱軸線偏移，并且由超聲換能器發(fā)射的超聲信號平行于對稱軸線而傳播。

根據(jù)該設(shè)備的另一方面，發(fā)射器為單頻率射頻發(fā)射器并且位置傳感器包括單個(gè)接收線圈。

根據(jù)該設(shè)備的一個(gè)方面，接觸力傳感器形成探針的近側(cè)部分與遠(yuǎn)側(cè)端部之間的接頭。

附圖說明

為更好地理解本發(fā)明，就本發(fā)明的詳細(xì)說明以舉例的方式做出參考，該詳細(xì)說明應(yīng)結(jié)合以下附圖來閱讀，其中類似的元件用類似的附圖標(biāo)號來表示，并且其中：

圖1為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的用于對心臟執(zhí)行消融規(guī)程的系統(tǒng)的圖解例示；

圖2為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分的部分切除正視圖；

圖3為示出根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)端部的細(xì)節(jié)的示意性剖面圖；

圖4為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的適于在圖3所示的導(dǎo)管中使用的接收器的圖形例示；

圖5為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的操作位置中的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分的圖形例示；

圖6為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的處于操作位置的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分的圖形例示；并且

圖7為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的導(dǎo)管插入術(shù)的方法的流程圖。

具體實(shí)施方式

為了提供本發(fā)明的各種原理的全面理解，在以下說明中闡述了許多具體細(xì)節(jié)。然而，對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員而言將顯而易見的是，并非所有這些細(xì)節(jié)都是實(shí)施本發(fā)明所必需的。在這種情況下，未詳細(xì)示出熟知的電路、控制邏輯、以及用于常規(guī)算法和過程的計(jì)算機(jī)程序指令的細(xì)節(jié)，以免不必要地使一般概念模糊不清。

以引用方式并入本文的文獻(xiàn)將被視作本申請的整體部分，不同的是，就任何術(shù)語在這些并入文件中以與本說明書中明確或隱含地作出的定義矛盾的方式定義而言，應(yīng)僅考慮本說明書中的定義。

術(shù)語“聯(lián)接”、“耦合”旨在表示間接連接或直接連接。因此，如果把第一裝置耦合到第二裝置，則連接可經(jīng)由其他裝置和連接件完成直接連接或間接連接。

現(xiàn)在轉(zhuǎn)到附圖，首先參見圖1，其為根據(jù)本發(fā)明的公開實(shí)施例所構(gòu)造和操作的用于在活體受檢者的心臟12上執(zhí)行消融規(guī)程的系統(tǒng)10的圖解例示。該系統(tǒng)包括導(dǎo)管14，由操作者16將導(dǎo)管14經(jīng)由皮膚穿過患者的血管系統(tǒng)插入心臟12的心室或血管結(jié)構(gòu)中。操作者16，通常為醫(yī)師，使導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)末端18例如在消融靶部位處與心臟壁接觸?？筛鶕?jù)公開于美國專利6,226,542和6,301,496中和公開于共同轉(zhuǎn)讓的美國專利6,892,091中的方法來制備電活動標(biāo)測圖，這些專利的公開內(nèi)容以引用方式并入本文。一種體現(xiàn)系統(tǒng)10的元件的商品可以商品名3系統(tǒng)購自biosensewebster,inc.(3333diamondcanyonroad,diamondbar,ca91765)。此系統(tǒng)可由本領(lǐng)域的技術(shù)人員進(jìn)行修改以實(shí)施本文所述的本發(fā)明的原理。

可通過施加熱能消融例如通過評估所述電活動標(biāo)測圖而被確定為異常的區(qū)域，例如通過將射頻電流通過導(dǎo)管中的線傳導(dǎo)到遠(yuǎn)側(cè)末端18處的一個(gè)或多個(gè)電極，這些電極將射頻能量施加到心肌。能量在組織中被吸收，從而將組織加熱到一定溫度(通常為約50℃)，在該溫度下組織會永久性地失去其電興奮性。在成功后，此規(guī)程在心臟組織中產(chǎn)生非傳導(dǎo)性消融灶，該非傳導(dǎo)性消融灶中斷導(dǎo)致心律失常的異常電通路。本發(fā)明的原理可應(yīng)用于不同的心臟腔室，以診斷并治療多種不同的心律失常。

導(dǎo)管14通常包括柄部20，該柄部20上具有合適的控制器，以使操作者16能夠根據(jù)消融的需要對導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)端部進(jìn)行操縱、定位和取向。為了協(xié)助操作者16，導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)部分包含向位于控制臺24中的處理器22提供信號的位置傳感器(未示出)。處理器22可履行如下描述的若干處理功能。

可經(jīng)由通至控制臺24的電纜34通過位于遠(yuǎn)側(cè)末端18處或其附近的一個(gè)或多個(gè)消融電極32將消融能量和電信號傳送到心臟12并從心臟12傳送消融能量和電信號?？赏ㄟ^電纜34和電極32將起搏信號和其他控制信號從控制臺24傳送到心臟12。將也連接到控制臺24的感測電極33設(shè)置在消融電極32之間，并且已連接到電纜34。

線連接件35將控制臺24與體表電極30和用于測量導(dǎo)管14的位置和取向坐標(biāo)的定位子系統(tǒng)的其他部件聯(lián)接在一起。處理器22或另一個(gè)處理器(未示出)可為定位子系統(tǒng)的元件。電極32和體表電極30可用于在消融位點(diǎn)處測量組織阻抗，如授予govari等人的美國專利7,536,218中所教導(dǎo)的那樣，該專利以引用方式并入本文。溫度傳感器(未示出)，通常為熱電偶或熱敏電阻器，可安裝在電極32中的每個(gè)電極上或其附近。

控制臺24通常包括一個(gè)或多個(gè)消融功率發(fā)生器25。導(dǎo)管14可適于利用任何已知的消融技術(shù)將消融能量例如射頻能量、超聲能量和激光產(chǎn)生的光能傳導(dǎo)到心臟。共同轉(zhuǎn)讓的美國專利6,814,733、6,997,924和7,156,816中公開了此類方法，這些專利以引用方式并入本文。

在一個(gè)實(shí)施方案中，定位子系統(tǒng)包括磁定位跟蹤布置結(jié)構(gòu)，該磁定位跟蹤布置結(jié)構(gòu)利用生成磁場的線圈28，通過以預(yù)定的工作容積生成磁場并感測導(dǎo)管處的這些磁場來確定導(dǎo)管14的位置和取向。該定位子系統(tǒng)如以引用方式并入本文的美國專利7,756,576以及上述美國專利7,536,218中所述。

如上所述，導(dǎo)管14耦合控制臺24，這使得操作者16能夠觀察并調(diào)控導(dǎo)管14的功能?？刂婆_24包括處理器，優(yōu)選地為具有適當(dāng)信號處理電路的計(jì)算機(jī)。處理器被耦合以驅(qū)動監(jiān)視器29。信號處理電路通常接收、放大、過濾并數(shù)字化來自導(dǎo)管14的信號，這些信號包括由上述傳感器和位于導(dǎo)管14遠(yuǎn)側(cè)的多個(gè)位置感測電極(未示出)生成的信號。由控制臺24和定位系統(tǒng)接收并使用該數(shù)字化信號，以計(jì)算導(dǎo)管14的位置和取向并分析來自電極的電信號。

在該規(guī)程期間，可按照下文所述的方式來測量遠(yuǎn)側(cè)末端18或消融電極32與腔的壁之間的接觸力。

通常，系統(tǒng)10包括其他元件，但為了簡潔起見未在圖中示出這些元件。例如，系統(tǒng)10可包括心電圖(ecg)監(jiān)視器，其被耦合以從一個(gè)或多個(gè)體表電極接收信號，以便為控制臺24提供ecg同步信號。如上所述，系統(tǒng)10通常還包括基準(zhǔn)位置傳感器，其位于附接在受檢者的身體外部的外部施加基準(zhǔn)補(bǔ)片上，或者位于插入到心臟12中并相對于心臟12保持在固定位置的內(nèi)置導(dǎo)管上。提供了用于使液體循環(huán)穿過導(dǎo)管14以冷卻消融位點(diǎn)的常規(guī)泵和管路。系統(tǒng)10可從外部成像模態(tài)諸如mri單元等接收圖像數(shù)據(jù)，并且系統(tǒng)10包括圖像處理器，該圖像處理器可結(jié)合在處理器22中或由處理器22調(diào)用以用于生成并顯示如下文描述的圖像。

現(xiàn)在參見圖2，其為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分41的部分切除視圖。遠(yuǎn)側(cè)部分41具有端部部分43，該端部部分43包括安裝在末端47處的消融電極45。在此實(shí)施方案中，消融電極45具有對中在對稱軸線51上的遠(yuǎn)側(cè)環(huán)形部分49以與組織接觸。當(dāng)對稱軸線51與組織表面正交時(shí)，接觸為最佳的。接觸力傳感器53位于消融電極45的近側(cè)和超聲換能器55的近側(cè)。在此實(shí)施方案中，超聲換能器55由消融電極45部分地包圍，并且超聲換能器55居中設(shè)置以使其脈沖沿著對稱軸線51發(fā)射。然而，充分條件是在消融電極45和超聲換能器55之間存在剛性對準(zhǔn)。例如，消融電極45和超聲換能器55中的一者或兩者可從對稱軸線51偏移，只要超聲換能器55平行于對稱軸線51發(fā)射聲脈沖。溫度傳感器57可存在于遠(yuǎn)側(cè)部分41中以監(jiān)測消融位點(diǎn)處的溫度。

端部部分43中的接收器59可為具有雙重功能的一組三個(gè)線圈。就第一功能而言，該三個(gè)線圈通過基于由外部場生成線圈28(圖1)產(chǎn)生的入射rf輻射生成位置依賴性信號來充當(dāng)遠(yuǎn)側(cè)端部的位置檢測器。場生成線圈28(通常也為三個(gè))固定在定位墊中，該定位墊被定位在患者下面。該三個(gè)接收線圈中的位置依賴性信號水平的分析給出遠(yuǎn)側(cè)端部的位置和取向。

作為第二功能，該三個(gè)線圈基于由發(fā)射器61產(chǎn)生的入射rf輻射而生成力依賴性信號。該三個(gè)線圈中的兩種類型的信號---位置依賴性信號和力依賴性信號---可易于通過對力發(fā)射器和外部rf輻射器使用不同的頻率來區(qū)分。力依賴性信號的分析給出遠(yuǎn)側(cè)末端上的力的幅值。該分析還給出遠(yuǎn)側(cè)末端相對于接觸力傳感器53中的彈簧63的近側(cè)端部的軸線的取向，即，螺旋彈簧的彎曲量。

接觸力傳感器53，包括雙螺旋形式的彈簧63，設(shè)置在遠(yuǎn)側(cè)部分41中以及消融電極45的近側(cè)。接觸力傳感器53的近側(cè)部分65圍繞縱向軸線67進(jìn)行設(shè)置。當(dāng)彈簧63撓曲時(shí)，縱向軸線67不必與對稱軸線51對準(zhǔn)。換句話講，接觸力傳感器53充當(dāng)末端47和接觸力傳感器53近側(cè)的節(jié)段之間的接頭。如果末端47上不存在力或者如果力平行于對稱軸線51，則彈簧63的遠(yuǎn)側(cè)端部和近側(cè)端部對準(zhǔn)，并且對稱軸線51與導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分(位于接觸力傳感器53的近側(cè))的縱向軸線67對準(zhǔn)。如果末端上存在非對稱力，則這兩個(gè)軸線不對準(zhǔn)。在所有情況下，可計(jì)算換能器以及由換能器發(fā)射的波束的取向；并且可確定這兩個(gè)軸線的對準(zhǔn)或不對準(zhǔn)。

接觸力傳感器53設(shè)置在配對射頻接收器59和單頻發(fā)射器61之間，該配對射頻接收器59充當(dāng)位置檢測器。在此實(shí)施方案中，接收器59位于發(fā)射器61的遠(yuǎn)側(cè)。然而，它們可被設(shè)置成相反的順序。發(fā)射器61為單頻發(fā)射器，該單頻發(fā)射器為單個(gè)偶極輻射器，基本上為單個(gè)線圈。

現(xiàn)在參見圖3，其為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)端部的示意性剖面圖。耦合構(gòu)件71形成插入管77的遠(yuǎn)側(cè)末端75和遠(yuǎn)側(cè)端部之間的接頭73。以舉例的方式，耦合構(gòu)件71被假定為由兩個(gè)部件形成：第一部件79和第二部件81，該兩個(gè)部件固定地接合在一起。耦合構(gòu)件71的兩個(gè)部件為大體管狀的，并且接合在一起以使得耦合構(gòu)件也具有管狀形式。盡管耦合構(gòu)件71并非必須由兩個(gè)部件形成，但兩部件具體實(shí)施可簡化磁場發(fā)生器和磁位置傳感器組裝到該構(gòu)件中的過程。通過將附接桿(未示出)結(jié)合到該部件中的一個(gè)部件內(nèi)通常也有利于兩部件具體實(shí)施。

耦合構(gòu)件71具有一個(gè)彈簧或多個(gè)纏繞螺旋彈簧，該一個(gè)彈簧或多個(gè)纏繞螺旋彈簧沿著該構(gòu)件的第一部件79的長度的一部分切割。該多個(gè)螺旋可包括大于一個(gè)的任何整數(shù)數(shù)量的單螺旋，諸如但不限于兩個(gè)、三個(gè)或四個(gè)螺旋。為簡便起見，除非另外指明，在下述具體實(shí)施方式中，該多個(gè)被假定為包括兩個(gè)纏繞的單切螺旋(第一切割螺旋83和第二切割螺旋85)并且在本文中也稱為雙螺旋。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員將能夠在沒有過多實(shí)驗(yàn)的情況下更改具體實(shí)施方式，以涵蓋多個(gè)纏繞螺旋，其中所述“多個(gè)”為多于兩個(gè)單螺旋。

耦合構(gòu)件71(通常連同導(dǎo)管69的遠(yuǎn)側(cè)端部)通常由柔性塑料護(hù)套87覆蓋。當(dāng)導(dǎo)管69例如通過經(jīng)由電極89遞送射頻電能而用于消融心內(nèi)膜組織時(shí)，在遠(yuǎn)側(cè)末端75的區(qū)域中生成相當(dāng)多的熱量。為此，期望護(hù)套87包含耐熱塑料材料，諸如聚氨酯，其形狀和彈性在暴露于熱時(shí)基本不受影響。

如上所述，導(dǎo)管69包括發(fā)射器91和位于第一部件79的遠(yuǎn)側(cè)部分內(nèi)的位置傳感器93。第一部件的遠(yuǎn)側(cè)部分位于遠(yuǎn)側(cè)末端75內(nèi)。位置傳感器93和發(fā)射器91分別經(jīng)由導(dǎo)體95、97連接到處理單元，該處理單元在插入管77的近側(cè)端部處，通常位于控制臺24(圖1)中。位置傳感器93被配置成感測遠(yuǎn)側(cè)末端相對于插入管77的遠(yuǎn)側(cè)端部的位置。如上所述，該位置可響應(yīng)于耦合構(gòu)件的變形而改變，并且處理單元因而可使用位置讀數(shù)以便給出施加到遠(yuǎn)側(cè)末端上或由遠(yuǎn)側(cè)末端施加的壓力的指示。采用這些部件的力傳感器的更完整描述提供于共同轉(zhuǎn)讓的美國專利申請公開2011/0130648和2009/0093806中，這些專利申請公開以引用方式并入本文。

現(xiàn)在參見圖4，其為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的適于用作接收器59(圖2)的接收器99的圖形例示。接收器99優(yōu)選地包括纏繞在空氣芯上的兩個(gè)或更多個(gè)并且更優(yōu)選地三個(gè)傳感器線圈101、103、105。線圈具有互相正交的軸線。線圈105與導(dǎo)管的長軸線便利地對準(zhǔn)。線圈101、103、105沿著導(dǎo)管的軸線緊密地隔開，以減小定位傳感器的直徑并且由此使得該傳感器適于結(jié)合到導(dǎo)管中。

對于大多數(shù)應(yīng)用而言，導(dǎo)管遠(yuǎn)側(cè)端部相對于參照系的位置和取向的定量測量是必要的。這需要至少兩個(gè)不重疊的輻射器，該輻射器生成至少兩個(gè)可分辨的ac磁場，該輻射器相對于參照系的相應(yīng)位置和取向?yàn)橐阎?；輻射器?qū)動器，該輻射器驅(qū)動器優(yōu)選地為輻射器連續(xù)地提供ac信號以生成ac磁場；和位置傳感器，該位置傳感器包括至少兩個(gè)非平行傳感器以測量由所述至少兩個(gè)可分辨的磁場引起的磁場通量。輻射器的數(shù)量乘以傳感器的數(shù)量等于或大于傳感器相對于參照系的位置和取向的期望定量測量的自由度的數(shù)量。當(dāng)期望確定導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)末端的六個(gè)位置和取向坐標(biāo)時(shí)，在接收器99中需要至少兩個(gè)線圈。優(yōu)選地使用三個(gè)線圈以提高位置測量的精確性和可靠性。在其中需要較少維度的一些應(yīng)用中，可在接收器99中需要僅單個(gè)線圈，該線圈被取向?yàn)榕c發(fā)射器的偶極發(fā)射軸線正交。

引線107用于將傳感器線圈101、103、105檢測到的信號經(jīng)由導(dǎo)管的近側(cè)端部傳送到信號處理器進(jìn)行處理，以產(chǎn)生所需的位置信息。優(yōu)選地，引線107為雙絞線以減少拾取并且可被進(jìn)一步地電屏蔽。接收器99的操作的其他細(xì)節(jié)公開于benhaim的pct專利文檔wo96105768中，該專利文檔以引用方式并入本文。

操作

返回到圖2，當(dāng)消融器的環(huán)形部分49與靶組織牢固接觸并且緊貼靶組織時(shí)，消融被最佳地執(zhí)行。在這種情況下，在導(dǎo)管的末端上不存在非對稱力，但通常存在平行于對稱軸線51的力。彈簧63處于靜止位置并且縱向軸線67與對稱軸線51對準(zhǔn)，如圖2所示。

現(xiàn)在參見圖5，其為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的被示為處于操作位置中的遠(yuǎn)側(cè)部分41的圖形例示。消融電極45被推壓成與內(nèi)心房隔膜109接觸。然而，接觸力為非對稱的，由此導(dǎo)致接觸力傳感器53的彈簧63撓曲。環(huán)形部分49不緊貼隔膜109，而是與隔膜109形成夾角111。對稱軸線51和縱向軸線67不對準(zhǔn)，而是以角度113相交。在該位置中，根據(jù)上述pct專利文檔wo96105768的教導(dǎo)內(nèi)容的采用外部場生成線圈28(圖1)的接收器59的讀數(shù)的分析可定位導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)部分41的端部部分43。

以不同于場生成線圈28所用頻率的頻率操作發(fā)射器61使得處理器22(圖1)能夠確定端部部分43相對于近側(cè)部分65的角度偏轉(zhuǎn)，由此可計(jì)算接觸力以及與近側(cè)部分65的不對準(zhǔn)量，如上述美國專利申請公開2011/0130648和2009/0093806所解釋的那樣。由于線圈產(chǎn)生的場的軸線對稱，在圖5的實(shí)施方案中，可利用發(fā)射器61中的單個(gè)線圈計(jì)算僅偏轉(zhuǎn)量，即，角度113。然而，通過對利用場生成線圈28獲得的接收器的取向與角度偏轉(zhuǎn)進(jìn)行求和，處理器22(圖1)可直接地導(dǎo)出換能器的3維取向并且由此導(dǎo)出由換能器發(fā)射的波束的方向。可通過相對于位置傳感器取向?qū)ΣㄊM(jìn)行校準(zhǔn)來改善換能器方向。

處理器22(圖1)可被配置成報(bào)告端部部分43何時(shí)與近側(cè)部分65對準(zhǔn)。任選地，處理器可隨后啟動換能器以便測定組織厚度。

現(xiàn)在參見圖6，其為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的被示為處于操作位置中的端部部分43的圖形例示。端部部分43與隔膜109基本上正交，并且環(huán)形部分49緊貼隔膜109，其接觸力和取向已根據(jù)按照上述方式獲得的信息進(jìn)行調(diào)整。超聲換能器55已以a模式進(jìn)行脈沖激活，其中超聲換能器發(fā)射并接收超聲能量的脈沖。以此方式從隔膜109獲得的回波通過可位于控制臺24(圖1)中的常規(guī)圖像處理電路進(jìn)行處理。正如本領(lǐng)域所熟知的，僅從超聲脈沖的渡越時(shí)間確定超聲換能器55所接觸的組織的厚度。從超聲換能器55和接觸力傳感器53(可見于圖2中)獲得的時(shí)變回波圖的圖形顯示115示于圖6的右側(cè)處。處理器22(圖1)可利用以常數(shù)*接觸力*功率*時(shí)間計(jì)算的乘積為消融指數(shù)來確定圖6所示的參數(shù)。此指數(shù)與組織厚度高度相關(guān)。此指數(shù)的因子的使用在govari的共同轉(zhuǎn)讓的美國專利申請公開20140100563中有所描述，該專利申請公開以引用方式并入本文。

現(xiàn)在參見圖7，其為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的導(dǎo)管插入術(shù)的方法的流程圖。該方法相對于心臟進(jìn)行解釋，但適用于身體的其他中空內(nèi)臟。為了顯示的清晰性，在圖7中以特定的線性順序示出了處理步驟。然而，將顯而易見的是，這些步驟中的多個(gè)步驟可并行地、異步地或以不同的順序執(zhí)行。本領(lǐng)域的技術(shù)人員還應(yīng)當(dāng)理解，過程可另選地例如在狀態(tài)圖表中被表示為多個(gè)相互聯(lián)系的狀態(tài)或事件。此外，可能不需要所有示出的過程步驟來實(shí)施所述方法。

在初始步驟117處，利用常規(guī)導(dǎo)管插入技術(shù)將具有圖2所述的特征結(jié)構(gòu)的導(dǎo)管定位在心腔中。

然后，在步驟119處，在導(dǎo)管的末端和靶組織之間建立接觸。

接下來，在步驟121處，使導(dǎo)管的末端與靶組織在期望的接觸力下對準(zhǔn)。力傳感器測量由探針施加的力的大小和力相對于探針軸線的方向兩者。步驟121包括其中將接觸力調(diào)整到期望水平的步驟123以及其中利用接收器59對來自發(fā)射器61(圖2)的信號的讀數(shù)調(diào)整末端的取向以使得力的方向與靶組織的表面正交的步驟125。步驟121、123可由操作者協(xié)調(diào)。一旦完成后，導(dǎo)管的末端和超聲換能器的發(fā)射方向就與靶組織的表面正交。此外，消融電極的環(huán)形表面被最佳地施用到組織表面。

接下來，在步驟127處，以a模式激活超聲換能器。

接下來，在步驟129處，基于從超聲換能器和其處理電路獲得的渡越時(shí)間導(dǎo)出靶組織的厚度和某些內(nèi)部結(jié)構(gòu)的深度。

接下來，在步驟131處，利用在步驟129中獲得的信息來確定消融參數(shù)，即，消融能量的強(qiáng)度和持續(xù)時(shí)間。此步驟的細(xì)節(jié)在本領(lǐng)域中是已知的，但不在此處進(jìn)行重復(fù)，因?yàn)樗鼈冊诒竟_的范圍之外。消融規(guī)程中產(chǎn)生的消融灶的質(zhì)量取決于施加到正被消融的組織的力和射頻功率、以及正被消融的組織的厚度和消融的持續(xù)時(shí)間。

然后，在最后步驟133中，可根據(jù)醫(yī)療規(guī)程的需求來發(fā)生靶組織的消融。這可利用在步驟131中確定的消融參數(shù)來完成。任選地，可利用溫度傳感器(例如，溫度傳感器57(圖2))來監(jiān)測消融的進(jìn)度。

本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)當(dāng)理解，本發(fā)明并不限于上文中具體示出和描述的內(nèi)容。相反，本發(fā)明的范圍包括上文所述各種特征的組合與子組合，以及本領(lǐng)域的技術(shù)人員在閱讀上述說明時(shí)可能想到的未在現(xiàn)有技術(shù)范圍內(nèi)的變型和修改。