本申请要求于2015年11月20日提交的临时申请No.62/258,396的优先权，所述申请通过引用整体并入本文。
技术领域
本公开的实施例涉及用于消融和/或标测(map)患者的身体的解剖空间的医疗设备和方法。更具体地，本公开的实施例涉及用于确定被定位在解剖空间之内的导管的末端组件(tip assembly)的取向的设备和方法。
背景技术：
异常传导通路破坏心脏电脉冲的正常路径。例如，传导阻滞可以造成电脉冲退化成几个圆形小波，从而破坏心房或心室的正常激活。异常传导通路产生异常的、不规则的、并且有时危及生命的心律，称为心律失常。消融是治疗心律失常和恢复正常传导的一种方式。使用位于期望位置的标测电极来定位或标测异常通路(称为局灶心律不齐基质(focal arrhythmia substrate))的来源。标测之后，医生可以消融异常组织。在射频(RF)消融中，将RF能量从消融电极引导通过组织到达电极以消融组织并形成创伤。
技术实现要素：
当使用消融电极消融组织时，确定导管末端组件的取向可能对正在执行消融的医师有用。本文所公开的主题的实施例包括用于确定被定位在解剖空间之内的导管的末端组件的取向的设备和方法。在实施例中，处理设备可以被配置为实施一个或多个算法以确定被定位在解剖空间之内的导管的末端组件的取向。以这种方式，本公开的实施例可以有助于增强对患者执行消融的安全性和/或有效性。示例性实施例包括以下内容。
在示例1中，一种导管系统包括：导管，其包括末端组件，所述末端组件具有多个电极，所述多个电极被配置为测量电信号；以及处理单元，其被配置为：接收由所述多个电极中的第一电极感测到的第一电信号和由所述多个电极中的第二电极感测到的第二电信号；基于所述第一电信号确定对应于所述第一电极的第一矢量；基于所述第二电信号确定对应于所述第二电极的第二矢量；并且通过对至少所述第一矢量和所述第二矢量求和来确定合成矢量，其中所述合成矢量指示所述末端组件的取向。
在示例2中，根据示例1的导管系统，所述处理单元还被配置为造成所述第一电极和所述第二电极分别将第一电流和第二电流提供到患者身体中。
在示例3中，根据示例1和2中任一项的导管系统，所述第一矢量包括第一量值和第一方向，并且所述第二矢量包括第二量值和第二方向，其中所述第一方向和所述第二方向分别对应于相对于中央终端的第一位置和第二位置。
在示例4中，根据示例3的导管系统，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一电压和第二电压。
在示例5中，根据示例1至4中任一项的导管系统，还包括显示设备，其被可操作地耦合至所述处理单元，其中所述处理单元被配置为造成所述显示设备呈现对所述末端组件的取向的表示。
在示例6中，根据示例5的导管系统，其中对所述末端组件的取向的表示包括所述合成矢量的图形描述。
在示例7中，根据示例1至6中任一项的导管系统，所述末端组件还包括外壁，其被配置为递送射频(RF)能量以用于RF消融过程，所述多个电极包括多个标测电极，所述标测电极沿着所述外壁的周缘均匀地分布。
在示例8中，一种消融导管系统包括：导管，其包括：末端组件，其包括递送射频(RF)能量以用于RF消融过程的传导外壁以及多个标测电极开口；以及多个标测电极，其被定位在所述多个标测电极开口中，所述多个标测电极被配置为测量电信号；以及处理单元，其被配置为：驱动第一电流通过所述多个标测电极中的第一标测电极以及第二电流通过所述多个标测电极中的第二标测电极；接收由所述第一标测电极感测到的第一电信号以及由所述第二标测电极感测到的第二电信号；基于所述第一电信号确定对应于所述第一标测电极的第一矢量；基于所述第二电信号确定对应于所述第二标测电极的第二矢量；并且通过对至少所述第一矢量和所述第二矢量求和来确定合成矢量，其中所述合成矢量指示所述末端组件的取向。
在示例9中，根据示例8的消融导管系统，所述第一矢量包括第一量值和第一方向，并且所述第二矢量包括第二量值和第二方向，其中所述第一方向和所述第二方向分别对应于相对于中央终端的第一位置和第二位置。
在示例10中，根据示例9的消融导管系统，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一电压和第二电压。
在示例11中，根据示例9的消融导管系统，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一阻抗和第二阻抗。
在示例12中，根据示例8至11中任一项的消融导管系统，还包括显示设备，其被可操作地耦合至所述处理单元，其中所述处理单元被配置为造成所述显示设备呈现对所述末端组件的取向的表示。
在示例13中，一种确定消融导管的末端组件的取向的方法，所述末端组件包括被配置为递送射频(RF)能量以用于RF消融过程的传导外壁以及沿着外壁的周缘均匀分布的多个标测电极，所述方法包括：从所述多个标测电极中的第一标测电极接收第一电信号；从所述多个标测电极中的第二标测电极接收第二电信号；基于所述第一电信号确定对应于所述第一标测电极的第一矢量；基于所述第二电信号确定对应于所述第二标测电极的第二矢量；通过对至少所述第一矢量和所述第二矢量求和来确定所述合成矢量，其中所述合成矢量指示所述末端组件取向；并且造成显示设备呈现对所述末端组件的取向的表示。
在示例14中，根据示例13的方法，其中，对所述末端组件的取向的表示包括所述合成矢量的图形描述。
在示例15中，根据示例13和14中任一项的方法，其中，确定所述第一矢量和所述第二矢量包括分别确定第一量值和第一方向以及第二量值和第二方向，其中所述第一方向和所述第二方向分别对应于相对于中央终端的第一位置和第二位置。
在示例16中，一种导管系统包括：导管，其包括末端组件，所述末端组件具有多个电极，所述多个电极被配置为测量电信号；以及处理单元，其被配置为：接收由所述多个电极中的第一电极感测到的第一电信号和由所述多个电极中的第二电极感测到的第二电信号；基于所述第一电信号确定对应于所述第一电极的第一矢量；基于所述第二电信号确定对应于所述第二电极的第二矢量；并且通过对至少所述第一矢量和所述第二矢量求和来确定合成矢量，其中所述合成矢量指示所述末端组件的取向。
在示例17中，根据示例16的导管系统，所述处理单元还被配置为造成所述第一电极和所述第二电极分别将第一电流和第二电流提供到患者身体中。
在示例18中，根据示例16的导管系统，所述第一矢量包括第一量值和第一方向，并且所述第二矢量包括第二量值和第二方向，其中所述第一方向和所述第二方向分别对应于相对于中央终端的第一位置和第二位置。
在示例19中，根据示例18的导管系统，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一电压和第二电压。
在示例20中，根据示例16的导管系统，还包括显示设备，其被可操作地耦合至所述处理单元，其中所述处理单元被配置为造成所述显示设备呈现对所述末端组件的取向的表示。
在示例21中，根据示例20的导管系统，其中对所述末端组件的取向的表示包括所述合成矢量的图形描述。
在示例22中，根据示例16的导管系统，所述末端组件还包括外壁，其被配置为递送射频(RF)能量以用于RF消融过程，所述多个电极包括多个标测电极，所述标测电极沿着所述外壁的周缘均匀地分布。
在示例23中，一种消融导管系统包括：导管，其包括：末端组件，其包括递送射频(RF)能量以用于RF消融过程的传导外壁以及多个标测电极开口；以及多个标测电极，其被定位在所述多个标测电极开口中，所述多个标测电极被配置为测量电信号；以及处理单元，其被配置为：驱动第一电流通过所述多个标测电极中的第一标测电极以及第二电流通过所述多个标测电极中的第二标测电极；接收由所述第一标测电极感测到的第一电信号以及由所述第二标测电极感测到的第二电信号；基于所述第一电信号确定对应于所述第一标测电极的第一矢量；基于所述第二电信号确定对应于所述第二标测电极的第二矢量；并且通过对至少所述第一矢量和所述第二矢量求和来确定合成矢量，其中所述合成矢量指示所述末端组件的取向。
在示例24中，根据示例23的消融导管系统，所述第一矢量包括第一量值和第一方向，并且所述第二矢量包括第二量值和第二方向，其中所述第一方向和所述第二方向分别对应于相对于中央终端的第一位置和第二位置。
在示例25中，根据示例24的消融导管系统，其中，所述中央终端包括虚拟电极，其表示基于与所有所述多个感测电极相关联的矢量的矢量总和。
在示例26中，根据示例24的消融导管系统，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一电压和第二电压。
在示例27中，根据示例24的消融导管系统，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一阻抗和第二阻抗。
在示例28中，根据示例23的消融导管系统，还包括显示设备，其被可操作地耦合至所述处理单元，其中所述处理单元被配置为造成所述显示设备呈现对所述末端组件的取向的表示。
在示例29中，根据示例28的消融导管系统，其中，对所述末端组件的取向的表示包括所述合成矢量的图形描述。
在示例30中，一种确定消融导管的末端组件的取向的方法，所述末端组件包括被配置为递送射频(RF)能量以用于RF消融过程的传导外壁以及沿着外壁的周缘均匀分布的多个标测电极，所述方法包括：驱动第一电流通过所述多个标测电极中的第一标测电极；驱动第二电流通过所述多个标测电极中的第二标测电极；接收由所述第一标测电极感测到的第一电信号；接收由所述第二标测电极感测到的第二电信号；基于所述第一电信号确定对应于所述第一标测电极的第一矢量；基于所述第二电信号确定对应于所述第二标测电极的第二矢量；通过对至少所述第一矢量和所述第二矢量求和来确定所述合成矢量，其中所述合成矢量指示所述末端组件的取向；并且造成显示设备呈现对所述末端组件的取向的表示。
在示例31中，根据示例30的方法，其中对所述末端组件的取向的表示包括所述合成矢量的图形描述。
在示例32中，根据示例30的方法，其中，确定所述第一矢量和所述第二矢量包括分别确定第一量值和第一方向以及第二量值和第二方向，其中所述第一方向和所述第二方向分别对应于相对于中央终端的第一位置和第二位置。
在示例33中，根据示例32的方法，其中，所述第一量值和所述第二量值分别包括第一电压和第二电压。
在示例34中，根据示例32的方法，其中，所述中央终端包括虚拟电极，其表示基于与所有所述多个感测电极相关联的矢量的矢量总和。
在示例35中，根据示例32的方法，还包括针对RF消融过程驱动RF能量通过所述外壁；并且对所述第一电信号和所述第二电信号进行滤波，以从每个中移除RF分量。
尽管公开了多个实施例，但是从以下详细描述中，本公开的其他实施例将对于本领域技术人员变得而言显而易见，所述详细描述示出并描述了本公开的说明性实施例。因此，附图和详细描述在本质上被认为是说明性的而不是限制性的。
附图说明
图1示出了根据本公开的实施例的包括具有标测电极的导管的说明性标测与消融系统。
图2示出了根据本公开的实施例的用于标测和消融导管的说明性末端组件。
图3A-3C示出了根据本公开的实施例的导管末端组件相对于心脏组织的三种类型的取向。
图4示出了根据本公开的实施例的由电极感测到的电压的说明性图。
图5示出了根据本公开的实施例的由电极感测到的电压的说明性图。
图6示出了根据本公开的实施例的导管的说明性端视示意图。
图7A-7F示出了根据本公开的实施例的被确定为时间的函数的合成矢量802A-802F。
图8是根据本公开的实施例的示出确定导管的末端组件的取向的说明性方法的流程图。
尽管所公开的主题服从各种修改和替代形式，但是具体实施例已经通过示例在附图中示出并且在下面详细描述。然而，意图不是将本公开限制于所描述的特定实施例。相反，本公开旨在覆盖落入由所附权利要求限定的本公开的范围之内的所有修改、等同方案和替代方案。
由于这里相对于测量结果范围(诸如上面刚刚公开的那些)使用术语，所以可以可互换地使用“约”和“大约”，来指代以下测量结果，其包括所陈述的测量结果并且还包括任何相当接近所陈述的测量结果，但是这可能会有诸如相关领域的普通技术人员将会理解并易于确定的相当小的差异，其可以归因于测量误差、测量和/或制造设备校准上的差异、读取和/或设置测量结果上的人为错误、鉴于与其他部件相关联的测量结果的差异而优化性能和/或结构参数所做的调整、特定的实施情形、人或机器对对象的不精确调整和/或操纵，等等。
尽管这里可以使用术语“框”来表示说明性地采用的不同元件，但是该术语不应该被解释为暗示本文所公开的各种步骤中的任何要求或各种步骤当中或之间特定的顺序，除非并且除了当明确地提及各个步骤的顺序时。
具体实施方式
本公开的实施例涉及射频(RF)消融导管系统。在实施例中，导管可以是混合导管，其可以被配置为被用于局部标测和消融功能两者。混合导管可以被配置为在消融期间提供局部的高分辨率ECG信号。相比于以常规的非混合消融导管可实现的，这种局部标测可以使消融过程更精确。导管可以被冲洗并且可以具有封闭式冲洗(closed-irrigated)导管设计或者开放式冲洗(open-irrigated)导管设计。也就是说，例如，诸如盐水的冷却流体可以通过导管被递送至具有组织消融电极的末端组件，在那里流体在其中循环和/或通过被限定在组织消融电极中的冲洗端口流出以在消融期间冷却电极和周围组织。此外，末端组件可以包括一个或多个标测电极，使得可以在能量递送位置处实时地或接近实时地记录局部心脏内电活动。
图1示出了根据本公开的实施例的包括开放式冲洗消融导管102的标测与消融系统100。所示出的导管102包括末端组件104，其具有组织消融电极105、具有标测电极106以及远端冲洗端口108。在实施例中，导管102可以是封闭式冲洗导管或非冲洗式导管。导管102包括导管本体110和近侧导管把手组件112，所述近侧导管把手组件112具有被耦合至导管本体110的近端116的把手114。末端组件104被耦合至导管本体110的远端118。
在一些情况下，标测与消融系统100可以被用于对患者的消融过程中和/或对其他对象的消融过程中。在各种实施例中，消融导管102可以被配置为被引入或通过患者的脉管系统和/或被引入或通过任何其他管腔(lumen)或腔。在一个示例中，消融导管102可以被插入通过患者的脉管系统并进入患者心脏的一个或多个腔室(例如，目标区域)中。当在患者的脉管系统或心脏中时，消融导管102可以被用于用于使用电极106和/或组织消融电极105来标测和/或消融心肌组织。在实施例中，组织消融电极105可以被配置为将消融能量施加至患者心脏的心肌组织。
根据实施例，组织消融电极105可以是或类似于任何数量的不同组织消融电极，诸如例如IntellaTip MiFiTM，OrionTM或BlazerTM消融末端，两者均可以从马萨诸塞州马尔堡的波士顿科学公司获得。在实施例中，组织消融电极105可以具有任何数量的不同尺寸、形状和/或其他配置特性。组织消融电极105可以是任何长度并且可以具有任何数量的电极106，其被定位在组织消融电极105中且围绕组织消融电极105周向地和/或纵向地间隔开。在一些情况下，组织消融电极105可以具有一(1)mm与二十(20)mm之间、三(3)mm与十七(17)mm之间或六(6)mm与十四(14)mm之间的长度。在说明性实例中，组织消融电极105可以具有约八(8)mm的轴向长度。在另一个说明性示例中，组织消融电极105可以包括大约4-10mm的整体长度。在实施例中，组织消融电极105可以包括大约4mm、4.5mm和/或任何其他期望长度的整体长度。在一些情况下，多个电极106可以围绕组织消融电极105的周缘(circumference)以任何间距间隔开。在一个示例中，组织消融电极105可以包括至少三个电极106，所述至少三个电极106以围绕组织消融电极105的周缘地并且在沿着组织消融电极105的纵向轴线的相同或不同的纵向位置处等距地或以其他方式间隔开。
在实施例中，导管102可以包括可偏转导管区域122，其被配置为允许导管102被导向(steer)通过患者的脉管系统，并且其可以使得组织消融电极105能够被准确地放置在目标组织区域附近。导向线(未示出)可以可滑动地设置在导管本体110之内。把手组件112可以包括一个或多个导向构件124，诸如例如可以被旋转地安装至把手114的旋转导向旋钮。导向旋钮124相对于把手114在第一方向上的旋转运动可以造成导向线相对于导管本体110向近端移动，这进而可以拉紧导向线，从而拉动和弯曲导管可偏转区域122成弧形；并且导向旋钮124相对于把手114在第二方向上的旋转运动可以造成导向线相对于导管本体110向远端运动，这进而可以松弛导向线，从而允许导管102向着其原始形式恢复。为了帮助导管102的偏转，可偏转导管区域122可以由硬度低于导管本体110的其余部分的塑料制成。
根据实施例，导管本体110包括一个或多个冷却流体管腔(未示出)，并且可以包括一个或多个其他管状元件以向导管102提供期望的功能。以被夹在塑料管层之间的编织网层的形式添加金属可以被用于增加导管102的旋转刚度。
所示出的系统100包括RF发生器126，其被用于生成在消融过程期间使用的RF能量。RF发生器126可以包括产生RF能量的RF源128以及用于控制通过末端组件104递送的RF能量的定时、水平和/或其他特性的控制器130。RF发生器126可以被配置为以受控方式将消融能量递送至消融导管102以消融目标组织部位。心脏之内的组织的消融在本领域中是众所周知的，并且因此为了简洁起见，将不再更详细地描述RF发生器126。在美国专利5,383,874中提供了关于RF发生器的进一步细节，其出于所有目的通过引用明确地整体并入本文中。
所示出的系统100包括亚阈值频率发生器132，其被用于生成用于确定组织阻抗的能量。亚阈值频率发生器132可以包括产生亚阈值能量的亚阈值频率源134以及用于控制通过末端组件104递送的亚阈值频率能量的定时、水平和/或其他特性的控制器134。如下面更详细描述的，亚阈值频率发生器132可以被配置为以受控方式将能量递送至末端组件104以确定组织阻抗(但是以低于消融频率的频率)。在实施例中，子消融频率(sub-ablation frequency)可以大约为10kHz；然而，这只是一个示例，并非旨在进行限制。
所示出的系统100还包括流体源(未示出)，其用于通过导管102提供诸如盐水的冷却流体并且通过冲洗端口108流出。处理单元138可以被连接至电极106。处理单元138和电极106可以被配置为检测心脏的电活动。可以评估该电活动以分析心律失常并确定在何处将消融能量递送为用于心律失常的治疗。尽管处理单元138、RF发生器126和次级频率发生器138被示出为离散部件，但是其可以替代地被并入单个集成设备中。
处理单元138可以包括取向部件140，其被配置为基于由电极106感测到的电信号确定末端组件104的取向。此外，处理单元138可以被可操作地耦合至显示设备142，并且可以被配置为造成显示设备142呈现对末端组件104的取向的表示。例如，在实施例中，取向部件140可以确定末端组件104相对于解剖组织(例如，心脏组织)的相对取向。如下面更详细描述的，对末端组件104的取向的表示可以例如包括诸如例如通过对对应于电极106的多个矢量进行求和而确定出的合成矢量的矢量的图形描述。
本领域普通技术人员将理解，诸如例如RF发生器126、处理单元138、取向部件140和/或显示设备142的方面的各种部件可以使用软件、硬件和/或固件来实施。各种操作方法可以被实施为被包含在计算机可访问介质上的指令集，其能够引导处理器执行相应的方法。
如所描述的RF消融导管102可以被用于执行各种诊断功能以帮助医师进行消融治疗。例如，在一些实施例中，导管102可以被用于消融心脏心律失常，并且同时提供对RF消融期间形成的创伤的实时评估。对创伤的实时评估可以涉及监测创伤处或创伤周围的表面和/或组织温度、心电图信号的减少、阻抗的下降、创伤部位的直接和/或表面可视化以及组织部位的成像(例如使用计算机断层扫描、磁共振成像、超声等)中的任何一种。此外，RF末端电极之内的电极的存在可以操作以帮助医生将末端电极定位和放置在期望的治疗部位，并且确定末端电极相对于要被消融的组织的位置和取向。
除了其他消融和/或标测导管之外，可以用作导管102的说明性导管可以包括在2008年3月26日提交的题为HIGH RESOLUTION ELECTROPHYSIOLOGY CATHETER的美国专利申请序列号12/056,210以及2010年6月23日提交的题为MAP AND ABLATE OPENIRRIGATED HYBRID CATHETER的美国专利8,414,579中描述的那些，其出于所有目的均在此通过引用整体并入本文。可选地或另外地，除了其他消融和/或标测导管之外，可以用作导管102的导管可以包括1996年1月16日提交的题为MULTIPLE ELECTRODE SUPPORT STRUCTURES的美国专利5,647,870(作为1994年3月4日提交的美国序列号08/206,414的继续申请，作为1993年3月16日提交的美国序列号08/33,640的部分继续申请)、2001年4月6日提交的题为EXPANDABLE DIAGNOSTIC OR THERAPEUTIC APPARATUS AND SYSTEM FOR INTRODUCING THE SAME INTO THE BODY的美国专利6,647,281、以及2008年5月27日提交的题为ELECTRICAL MAPPING AND CRYO ABLATING WITH ABALLOON CATHETER的美国专利号8,128,617中描述的那些，其出于所有目的均在此通过引用整体并入本文。
图2示出了根据本公开的实施例的混合导管200，其具有被用于执行标测功能和/或确定混合导管的末端组件的取向的三个电极。所示出的导管200包括被耦合至导管本体205的远端的末端组件202，所述末端组件202具有末端本体204和被用于执行标测和消融功能的消融电极206。在实施例中，可以部分地通过消融电极206来执行消融功能，所述消融电极206可以用作RF电极。可以至少部分地通过标测电极208和标测环形电极212来执行标测功能。
所示出的末端组件202包括大致中空的消融电极206，其具有由末端组件202的外壁210限定的开放内部区域。在所示出实施例中，中空末端本体204具有大致圆柱形形状，但是在其他实施例中，末端本体204可以具有任何数量的不同形状，诸如例如椭圆形和/或多边形等。通过示例而非限制，末端组件202的实施例可以具有大约0.08-0.1英寸的直径、大约0.2-0.3英寸的长度以及厚度为大约0.003-0.004英寸的外壁210。根据实施例，消融电极206可以由传导材料(conductive material)形成。例如，一些实施例使用铂-铱合金。一些实施例使用具有大约90％铂和10％铱的合金。消融电极206的传导材料被用于在消融过程期间传导被用于形成创伤的RF能量。
如上所述，可以确定末端组件202相对于心脏组织的取向。图3A-3C示出了导管末端组件302A-302C相对于心脏组织304A-304C的三种类型的取向。导管末端组件可以相对于心脏组织304A-304C的表面具有与图3A-3C中所示的不同的取向。如此，图3A-3C并不旨在限制范围，而是为了说明目的而示出。
在图3A-3C所示的实施例中，导管末端组件302A-302C可以分别具有图1和2中所示的导管末端组件104、202的一些或全部功能。特别地，如上所述，导管末端组件302A-302C可以被配置为执行标测和消融功能。此外，导管末端组件302A-302C可以具有被设置在其上的标测电极308和/或标测环形电极310。
参照图3A，被设置在血液池310A中并且在接触区域314A处接触心脏组织304A的表面312A的导管末端组件302A可以具有相对于心脏组织的表面312A的次优取向304A。特别地，导管末端组件302A的法线316A与心脏组织304A的表面312A之间的角度是90度。典型地，当末端组件302A相对于心脏组织304A的表面312A具有该取向或近似该取向时，由用户施加至导管末端组件302A的压力可以转化为直接施加至心脏组织304A中的压力。如此，如果导管末端组件302A的用户正在消融心脏组织304A的一部分并且对导管末端组件302A施加很大的压力或者消融心脏组织304A的时间太长，则导管末端组件302A可能贯穿心脏组织304A。如此，用户可能想要使导管末端组件302A的取向不同于图3A中所示的取向。
此外，当导管末端组件302A具有图3A所示的取向或近似取向时，电极306、308可以感测到比组织304A更加对应于血液池310A的电压，这是因为电极306、308不是正接触心脏表面312A的接触区域314A的部分。如此，如本领域技术人员所理解的，由于心脏组织具有比血液更高的阻抗，所以感测到的电压可能相对较小。根据实施例，如下所述，该感测到的电压被用于确定合成矢量以及导管末端组件的取向。
参照图3B，被设置在血液池310B中并且在接触区域314B处接触心脏组织304B的表面312B的导管末端组件302B可以具有相对于心脏组织304B的表面312B的次优取向。特别地，导管末端组件302B的法线316B与心脏组织304B的表面312B之间的角度是0度。当导管组件302B相对于心脏组织304B的表面312B具有该取向或近似该取向时，如果用户向导管末端组件302A施加压力，则用户更有可能非故意地相对于心脏组织304B移动导管末端组件302B。如此，不旨在消融的心脏组织304B的表面312B的一部分可能被消融。此外，相比于导管末端组件302B具有其他取向时，当导管末端组件302B具有图3B中所示的取向或近似取向时，接触区域314B更大。如此，用户可能比所预期的消融心脏组织304B的表面312B的更大部分。因此，用户可能想要使导管末端组件302B的取向不同于图3B中所示的取向。
此外，当导管末端组件302B具有图3B所示取向或近似取向时，电极306中的一个或多个可以感测到比血液池310B更加对应于组织304B的电压，这是因为电极306中的一个或多个被包括在接触区域314B中。被包括在接触区域314B中的电极306的数量取决于导管末端组件302B上的电极306的取向、导管末端组件302B的取向以及导管末端组件302B上包括多少个电极306。此外，环形电极308还可以感测对应于心脏组织304B的电压，这由于环形电极308有至少一部分被包括在接触区域314B中。如此，由电极306和电极308中的一个或多个感测到的电压可以相对较大，因为如下所述，心脏组织具有比血液更高的阻抗。根据实施例，如下所述，该感测到的电压被用于确定合成矢量和导管末端组件302B的取向。
参考图3C，相比于图3A和3B中所示的取向，被设置在血液池310C中并且在接触区域314C处接触心脏组织304C的表面312C的导管末端组件302C可以相对于心脏组织304C的表面312C具有更优的取向。特别地，导管末端组件302C的法线316C与心脏组织304C的表面312C之间的角度是45度。当导管末端组件302C相对于心脏组织304C的表面312C具有该取向或近似该取向时，由用户施加至导管末端组件302C的压力可以不转化为直接施加至心脏组织304C中的压力。如此，如果导管末端组件302C的用户正在消融心脏组织304C的一部分并且向导管末端组件302C施加太多压力，则导管末端组件302C可以相对于心脏组织304C移动。虽然与所预期的相比可能消融不同的心脏结构304C的表面312C的部分，但导管末端组件302C的移动可以防止导管末端组件302C贯穿心脏结构304C，这可能是比消融与所预期的不同的心脏结构304C的表面312C的部分更好的结果。如此，图3C中所示的取向可能好于图3A中所示的取向。
此外，当导管末端组件302C具有图3C中所示的取向或近似取向时，接触区域314C比导管末端组件具有图3B中所示的取向时的更小。如此，可以比以图3B中所示的取向可能的那些消融更小更有针对性的部分。此外，导管末端组件302C相对于心脏组织304C移动的可能性小于图3B中所示的取向，这由于施加至导管末端组件302C的压力可以部分转化为施加至心脏组织304C中的压力。因此，用户可能想要如图3C中所示的那样定向导管末端组件302C。如此，能够确定导管末端组件的取向可以是有利的。
此外，当导管末端组件302C具有图3C所示的取向或近似取向时，电极306中的一个或多个可以感测到比血液池310C更加对应于组织304C的电压，这是因为电极306中的一个或多个被包括在接触区域314C中。被包括在接触区域314C中的电极306的数量取决于导管末端组件302C周围的电极306的取向、导管末端组件302C的取向以及导管末端组件302C上包括多少个电极306。如图3C所示，虽然电极306中的一个或多个被包括在接触区域314C中，但是电极306中的一个或多个可以感测到比由图3B中的电极306感测到的电压更低的电压，这是因为图3C中的电极306与心脏组织304C不具有同样多的接触。此外，环形电极308可能不会感测到同样多的对应于心脏组织304C的电压，这是因为环形电极不被包括在接触区域314C中。根据实施例，如下所述，这些相应的感测到的电压被用于确定合成矢量和导管末端组件的取向。
图4示出了根据本公开的实施例的由电极感测到的电压的说明性图400。在该示例中，参考图2中所示的说明性导管末端组件200，电流被驱动通过电极206的同时，电极208、212感测电压。更具体地，电压402是由电极208(1)感测到的电压，电压404是由电极208(2)感测到的电压，电压406是由另一个标测电极208(未示出)感测到的电压，电压408是由电极212(1)感测到的电压，电压410是由电极212(2)感测到的电压，并且电压412是由电极212(3)感测到的电压。
在该示例中，导管被放置在心脏腔室中。导管接触血液大约7秒钟，而不与心脏组织接触。在该示例中，由电极208、212在与血液接触时感测到的电压已经被校准为零伏特。如所示的，前7秒的感测到的电压大约为零伏。
在大约7秒处，从电极206发射RF能量。继续从电极206发射RF能量直到大约40秒。从大约7秒到10秒，由于由电极206提供的RF能量，所以导管末端组件加热。结果，导管末端组件的阻抗降低。由于提供的RF能量保持恒定，所以感测到的电压由于阻抗降低而降低。
大约10秒钟后，导管末端组件与心脏组织接触。由于心脏组织具有比血液更高的阻抗，所以在此期间由电极208感测到的电压显着增加。由电极208感测到的电压402、404、406的差异是由于电极208与心脏组织接触比另一电极208更好。例如，相比于感测电压404的电极208(2)，感测电压402的电极208(1)与心脏组织处于更好的接触。由电极208感测到的电压402、404、406与由环形电极212感测到的电压408、410、412的差异是由于相比于电极212，电极208更接近心脏组织和/或与心脏组织处于更好的接触。电极208、212继续接触组织，同时电极206发射RF能量大约30秒。在此期间，由于导管末端组件的加热以及由于心脏组织被消融而受损，导致测量出的电压降低。
在大约40秒处，电极206停止提供RF能量；然而，电极208、212继续接触心脏组织。在此期间，感测到的电压随着导管末端组件冷却而增加。大约55秒之后，电极208、212不再接触心脏组织，这通过感测到的电压的显着降低来示出。
在向所有电极206、208、212提供电流并且在电极206、208、212中的每一个处测量相应的电压的实施例中，测量了四十九个不同的电压。
图5示出了四十九个电压测量结果的一个子集。图5中所示出的每个图被注释为电流正在被驱动通过的电极206、208、212，以及在此处感测到电压的电极206、208、212。在该示例中，电极206被注释为“T”，并且标测电极208(1)、208(2)分别注释为“M1”和“M2”。“M3”是指位于未在图2中示出的末端组件202的远侧末端上放置的另一个标测电极208。如此，图502示出了被驱动通过电极206的电流和在电极206处感测到的电压。作为另一示例，图504示出了由电极206提供的电流和在电极208(1)处测量出的电压。
在图5所示的图表中，正在执行类似于如图4中所正在执行的事件序列。特别地，对于大约100个时间单位，导管接触血液，而不与心脏组织接触。在大约100个时间单位处，从电极206发射RF能量。在大约200个时间单位处，导管末端组件与心脏组织接触。在大约800个时间单位处，电极206停止提供RF能量；然而，电极208、212继续接触心脏组织。最后，在大约1100个时间单元处，电极208、212不再接触心脏组织。
图6示出了根据本公开的实施例的导管末端组件600的说明性端视图。在实施例中，导管末端组件600可以具有分别图1和图2中所示的导管末端组件104、202的一些或全部功能。在导管末端组件600是图2所示的导管末端组件202的实施例中，说明性的端视图可以是沿着图2的线6-6的截面视图。
导管末端组件600包括多个标测电极602。在实施例中，标测电极602包括三个标测电极602(1)、602(2)、602(3)，沿着导管600的外壁604的周缘分布。在其他实施例中，导管末端组件600可以具有比图6中示出的更多的标测电极602或更少的标测电极602。在实施例中，三个标测电极602(1)、602(2)、602(3)沿着外壁604的周缘均匀分布。标测电极602可以具有与分别图1和图2中示出的标测106、208相同的一些或全部功能。如此，如以上关于图1和图2所述，标测电极602可以将电流提供至患者体内并且感测电活动。在实施例中，感测到的电活动是电压。
在感测电活动的同时，可以确定每个标测电极602的位置。因此，位置坐标可以与感测到的电活动相关联。由于导管可能正在移动，所以位置坐标可能是时间的函数。使用电极602的相应的位置坐标，可以计算出在某个时间点的位置坐标的平均值或中值。平均位置或中间位置可以被表示为虚拟电极606。在实施例中，虚拟电极606的位置被用作对应于每个电极602的矢量的起点。如此，由电极感测到的电活动可以对应于在虚拟电极606处起源并具有朝向感测电活动的电极602的方向的矢量。作为示例，假定电极602中的每个在某个时间点感测到相同的电压。如此，如图6所示，对应于感测到的电压的矢量608可以从虚拟电极606被拉拽至电极602中的每个。在其他实施例中，矢量606可以具有除虚拟电极606之外的起点。例如，电极602中的一个可以用作矢量608的起点。
矢量608的量值可以对应于所感测到的电极信号的量值。如上所述，如果感测到的电信号是感测到的电压，则感测到的电压的量值可以对应于电极602是否与心脏组织接触。也就是说，电压越高，电极602与心脏组织接触的可能性越大，因为心脏组织具有比血液高的阻抗。此外，电压量值也可以对应于电极602如何难以推入心脏组织。也就是说，如果两个电极602(1)、602(2)接触心脏组织并且电极602(1)在心脏组织上施加较大的力，则电极602(1)可以感测较高的电压。图6中所示的所有矢量608具有大致相同的长度。结果，由电极606感测到的电压大致相同。
在实施例中，虚拟电极606也可以是由电极602进行的感测到的电信号的量值的平均值或中值。在这些实施例中，矢量608可以对应于在电极602与虚拟电极606处感测到的电信号之间的差。例如，矢量608(1)可以等于虚拟电极606的电信号的量值(即，所有电极的感测到的电信号的平均值或中值)与电极602(1)的电信号的量值之间的差。
此外，在实施例中，可以确定向量608之间的差。作为示例，矢量610对应于矢量608(1)与矢量608(2)之间的差；矢量612对应于矢量608(1)与矢量608(3)之间的差；并且矢量614对应于矢量608(2)与矢量608(3)之间的差。如下所述，这些矢量中的每一个可以被用于确定合成矢量。
在包括多于三个电极602的实施例中，电极可以是非平面的。例如，电极可以位于虚拟电极606所定位在的导管的末端上。在这些实施例中，可以确定三维矢量。例如，如果电极位于导管末端，则可以确定在半球中指向不同方向的矢量。
图7A-7F示出了根据本公开的实施例的作为时间的函数的确定出的合成矢量702A-702F。在该示例中，导管末端组件被设置在心脏腔室中。导管末端组件具有类似于图1和图2中所示的末端组件104、202的电极配置。特别地，导管末端组件具有三个电极，这三个电极被周向地设置在导管末端组件周围。在将导管末端组件设置在心脏腔室中之后，将导管末端组件重新定位在心脏腔室周围，使得导管末端组件上的电极在不同的时间且以不同的方式接触心脏组织。由电极感测到的电压作为时间的函数分别在图形704(1)、704(2)、704(3)中示出。每个图704(1)、704(2)、704(3)包括线706A-706F，其指示所显示的合成矢量702A-702F正被确定时的相应时间。对应于每个图的电极在下文中可以被称为参考数字，其被分配给电极的相应的图例如，具有对应的图704(1)的电极可以被称为电极704(1)。
合成向量702A-702F的量值是图704(1)、704(2)、704(3)在相应时间706A-706F处所示的电压量值的总和。合成矢量702A-702F的方向由每个电极704对合成矢量702A-702F的量值的贡献确定。例如，如果电极704(1)是合成矢量702A-702F的量值的唯一贡献者，则合成矢量702A-702F可以指向电极704(1)的方向。然而，如果电极704(1)和704(2)两者对合成矢量702A-702F的量值作出同等贡献，则合成矢量702A-702F可以指向电极704(1)与704(2)之间的方向。如下所述，从合成矢量702A-702F中，可以确定导管相对于心脏组织的取向。
参照图7A，在时间706A处存在非常小的合成矢量702A，指向电极704(2)的方向。合成矢量702A是小的，这是因为由电极704感测到的电压非常小，如图704所示。由于合成矢量702A非常小，所以很可能没有电极704与心脏组织接触。该合成矢量702A可以对应于不与心脏组织接触的导管或者如图3A中所示相对于心脏组织取向的导管。在任一情况下，出于上面在图3A中讨论的原因，用户可以知道调整导管末端组件的取向以与心脏组织接触或可能改变导管末端组件相对于心脏组织的取向。
参照图7B，合成矢量702B指向电极704(1)的方向。此外，合成矢量702B的量值稍大。由于合成矢量702B指向电极704(1)的方向，所以电极704(1)可能与心脏组织接触并且电极704(2)、704(3)不与心脏组织接触。由于电极704(1)接触心脏组织，并且由于电极704(2)和704(3)两者都不接触心脏组织，因此可以确定导管末端组件相对于心脏组织的取向大致为在图3B或图3C中所示的取向(假设导管末端组件具有类似于分别在图1和图2中所示的标测电极106、208的电极配置的电极配置)。如果导管包括标测环形电极(诸如图2中所示的标测环形电极212)，那么可以通过感测标测环形电极处的电压来确定导管末端组件相对于心脏组织的取向是否更加类似于图3B或图3C。如果通过标测环形电极感测到的电压对应于与心脏组织接触，则可以确定导管具有类似于图3B中所示的取向的取向。然而，如果标测环形电极感测到对应于血液中通常感测到的电压的电压，则可以确定导管具有类似于图3C中所示的取向的取向。如果正在使用不包括测绘环形电极的导管末端组件，则在合成矢量与图7D中所示的合成矢量702D类似下可能想要重新定位导管末端组件。
参照图7C，合成矢量702C指向电极704(2)的方向。此外，合成矢量702C的量值稍大。由于合成矢量702C指向电极704(2)的方向，所以电极704(2)可能与心脏组织接触并且电极704(1)、704(3)不与心脏组织接触。由于电极704(2)接触心脏组织，并且由于电极704(1)和704(3)两者都不接触心脏组织，因此可以确定导管末端组件相对于心脏组织的取向大致为在图3B或图3C中所示的取向(假设导管末端组件具有类似于分别在图1和图2中所示的标测电极106、208的电极配置的电极配置)。类似于上面，如果导管包括标测环形电极(诸如图2中所示的标测环形电极212)，那么可以通过感测标测环形电极处的电压来确定导管末端组件相对于心脏组织的取向是否更加类似于图3B或图3C。如果通过标测环形电极感测到的电压对应于与心脏组织接触，则可以确定导管具有类似于图3B中所示的取向的取向。然而，如果标测环形电极感测到对应于血液中通常感测到的电压的电压，则可以确定导管具有类似于图3C中所示的取向的取向。如果正在使用不包括标测环形电极的导管末端组件，则在合成矢量与图7D中所示的合成矢量702D类似下可能想要重新定位导管末端组件。
参照图7D，合成矢量702D指向电极704(2)与704(3)之间的方向。如果电极704(2)，704(3)感测血液，则合成矢量702C的量值较大，但小于图7B、7C和7E中所示的量值。如此，电极704(2)、704(3)两者可能与心脏组织接触并且电极704(1)不与心脏组织接触。由于电极704(2)、704(3)接触心脏组织，并且电极704(1)不接触心脏组织，因此可以确定导管末端组件相对于心脏组织的取向大致为在图3B或图3C中所示的取向(假设导管末端组件具有类似于分别在图1和图2中所示的标测电极106、208的电极配置的电极配置)。然而，由于所确定的矢量702D的量值不如图7B、7C和7E中所示的量值那么大，因此可以确定导管末端组件的法线的角度可能大于90度，否则电极704(2)、704(3)可能感测到更高的电压。如此，可以确定导管末端组件相对于心脏组织的取向大致为图3C中所示的取向，由于以上关于图3C所述的原因，这可能是优选的取向。
参照图7E，合成矢量702E指向电极704(3)的方向。此外，合成矢量702E的量值稍大。由于合成矢量702E指向电极704(3)的方向，所以电极704(3)可能与心脏组织接触并且电极704(1)、704(2)不与心脏组织接触。由于电极704(3)接触心脏组织，并且由于电极704(1)和704(2)两者都不接触心脏组织，因此可以确定导管末端组件相对于心脏组织的取向大致为在图3B或图3C中所示的取向(假设导管末端组件具有类似于分别在图1和图2中所示的标测电极106、208的电极配置的电极配置)。类似于上面，如果导管包括标测环形电极(诸如图2中所示的标测环形电极212)，那么可以通过感测标测环形电极处的电压来确定导管末端组件相对于心脏组织的取向是否更加类似于图3B或图3C。如果通过标测环形电极感测到的电压对应于与心脏组织接触，则可以确定导管具有类似于图3B中所示的取向的取向。然而，如果标测环形电极感测到对应于血液中通常感测到的电压的电压，则可以确定导管具有类似于图3C中所示的取向的取向。如果正在使用不包括标测环形电极的导管末端组件，则在合成矢量与图7D中所示的合成矢量702D类似下可能想要重新定位导管末端组件。
参照图7F(类似于图7A)，在时间706F存在指向电极704(2)的方向的非常小的合成矢量702F。再次，合成矢量702F可能是没有电极704与心脏组织接触。如此，该合成矢量702F可以对应于不与心脏组织接触的导管或者如图3A中所示相对于心脏组织取向的导管。在任一情况下，出于上面在图3A中讨论的原因，用户可以知道调整导管末端组件的取向以与心脏组织接触或可能改变导管末端组件相对于心脏组织的取向。
图8是示出根据本公开实施例的确定导管的末端组件的取向的说明性方法800的流程图。方法800包括驱动电流通过一个或多个电极(框802)。在实施例中，导管的末端组件可以类似于分别关于图1和图2讨论的末端组件104、206。在实施例中，被提供给电极中的一个或多个的电流可以是亚阈值电流，其中亚阈值电流是小于消融心脏组织所需的电流的电流。如此，如下面更详细描述的，导管的用户可以在消融心脏组织之前确定导管的末端组件是否以优选的方式取向。亚阈值电流可以由例如图1中的亚阈值频率发生器132提供，并且可以具有大约10kHz的频率。也可以使用其他频率。例如，也可以使用能够消融组织的电流。
方法800还包括接收由一个或多个电极感测到的电信号(框804)。在实施例中，感测电信号的一个或多个电极可以是框802中的相同的一个或多个电极。在实施例中，感测到的电信号包括电压。如上面所讨论的，如本领域技术人员将容易理解的那样，当感测心脏腔室之内的电压时，较高的电压可以指示导管末端组件与心脏组织接触而不是与血液接触，这是因为心脏组织具有比血液高的阻抗。
方法800还包括确定对应于每个电极的矢量(框806)。在实施例中，可以如上面关于图6所描述的那样确定对应于每个电极的矢量。对应于每个电极的矢量可以包括确定矢量的量值和方向。在实施例中，矢量的量值和方向可以如以上关于图6所描述的那样来确定。例如，可以确定在每个电极处感测到的位置和电信号的平均值或中值。平均值或中值可以用作电极的矢量的起点。在这些实施例中，矢量的方向可以从起点到电极，并且量值可以是感测到的电信号的量值。
方法800还包括确定合成矢量(框808)。在实施例中，可以如上面关于图6和图7所描述的那样确定合成矢量。例如，可以通过对在框806中确定出的矢量求和来确定合成矢量。在实施例中，合成矢量如上面关于图7所描述的那样指示末端组件的取向。
方法800还包括造成显示设备呈现对末端组件的取向的表示(框810)。图3A-3C示出了末端组件的示例性表示。在实施例中，对末端组件的取向的表示可以包括图示在框808中确定的合成矢量的图形描述。显示设备可以具有图1中所示的显示设备142的一些或全部特性。
可以对所讨论的示例性实施例进行各种修改和添加而不脱离本公开的范围。例如，尽管上面描述的实施例涉及特定特征，但是本公开的范围还包括具有不包括所有描述的特征的特征和实施例的不同组合的实施例。因此，本公开的范围旨在包含落入权利要求范围之内的所有这些替代方案、修改和变化以及其所有等同物。