2012/0071870中的公开内容有关，特 别是图38H-图38R以及其文字描述。本公开的一个方面是一种使用来自附接到内窥镜导 管的多个摄像机的图像以生成全景（panoramic)图像显示的示例性方法。在一些实施方案 中，从多个摄像机捕捉的多个图像与至少一个其它图像重叠以创建围绕消融导管的纵轴的 全景图像。两个或更多摄像机可以对可膨胀构件的各分段（从可膨胀构件内）和解剖进行 成像，并且摄像机之间的几何关系是已知的先验（由设计或测量）、或使用气囊的共同解剖 特征作为标志可从图像本身来估计。
[0116] 通常，对于每个摄像机，计算围绕摄像机将像素映射成虚拟展开显示屏（例如圆 顶形屏）的映射函数。然后采用逆投影（即使用摄像机作为投影机）将该图像回投到这个 虚拟显示屏。使用包括混合或一些其它手段的合成来组合重叠区域中的数据。
[0117] 图17是示例性可视化导管的远端部分的侧视图。图17示出远端部分的几何形 状，其包括附接到导管的中心轴的远端的四个摄像机，导管由填充有生理盐水的膜所包围。 每个摄像机从膜内对闭合膜的截面成像。图17所示的圆锥形状代表多个摄像机中的一个 摄像机的视场。在本实施方案中，虽然图17中未示出，但多个射频电极被固定到膜的外部。 当远侧部分被定位在心脏腔室（诸如左心房）内部时，摄像机能够对气囊外部的血液或组 织以及气囊的内表面可视化。这提供了一种方式，以证实在开始消融之前该电极与组织接 触并且气囊相对于解剖标志（诸如肺静脉）被适当定位。
[0118] 图18A-图18D示出四个摄像机的轴相对于导管轴的纵轴的取向。图18C所示的 箭头AP、BQ、CR和DS表示相应的摄像机的轴。0M是导管轴的纵轴。参数"c"是在导管轴 0M的轴线和摄像机的轴线之间的最短距离（参见图18A)。摄像机轴线相对于导管轴0M的 轴线还呈角度巾（参见图18B)。膜的远端表面可以建模为椭圆形旋转体，如图18D的侧面 几何视图所示。参数a和b限定椭圆体。如图18D标记的椭圆体的中炜线（equator)与图 18D所示的点"0"的距离为"d"。具有轴线CR的摄像机的成像平面与C的距离为e，如图 18D所示。
[0119] 图19示出四个摄像机视场中的一个视场的几何形状，并且所有四个具有相同的 几何形状。成像平面的像素P(u，v)通过等式（1)和（2)与空间中的点Q(x，y，z)有关，其 中f?是摄像机的焦距。
[0120]
[0121]
[0122] 此外，由摄像机捕捉的图像可以具有镜筒像差（barrelaberration)。图20示出 由代表性摄像机获取的规则网格图案目标的图片。如可以看到的，镜筒像差导致网格点远 离中心390以呈现为更小并且压缩到彼此。
[0123] 由于镜筒像差可以通过使用网格目标来确定将原始像素坐标P(u，v)映 射到失真的像素坐标系的映射函数：
[0124]
[0125] 椭圆形气囊的三维表面可以使用图21A-图21C所示的参数化而被展开成二维平 面。在图21A中，参数a和b将气囊描述为椭圆旋转体。参数m对应于沿气囊表面从顶点 (zenith)开始的弧长。在图21B中，旋转角度y描述了旋转体的方位角。在图21C中，展 开的气囊表面通过极坐标中的参数（m，y)或直线坐标中的参数辑:>.0来限定。
[0126] 气囊表面上的点可以是（x，y，z)。平面展开图像可以通过如下展开气囊面由椭圆 气囊的几何来构建：
[0127]
[0128] 其中：0 =g(m)... (5)
[0129] g(m)是公知的"第二类完全椭圆积分。"展开的二维表面通过极坐标中（m，Y)或 直线坐标来限定，其中：
[0130]
[0131] 总之，表1 (下面）的参数描述这个多摄像机系统的摄像机几何。
[0132] 表 1
[0133]
[0134] 使用表1的参数，可以计算对应于由给定摄像机所产生的图像的每个像素的展开 气囊上的点的坐标(見劳。然后该像素的强度可以涂在展开的气囊表面上。如果一个以上摄 像机将数据投射到展开的气囊表面上的同一位置，则可以使用任何数目的示例性方式（诸 如混合、最大值、自适应混合、a混合、加权平均等）来组合该数据。这些技术落入"合成" 的一般类别中，如在Foley等人，"ComputerGraphicsPrinciplesandPractice"，1990 年，AddisonWesley出版，第2版，ISBN0-201-12110-7中所描述的。在来自两个或更多 摄像机的图像的重叠区域中，由于该几何模型不准确，下层解剖结构可以稍微不对准，甚至 在上述步骤以极其对准图像后。在这种情况下，给定的组织结构可以在重叠区域中出现两 次，类似于复视（doublevision)。为了解决这个问题，通过使用特征追踪可局部扭曲图像。 参见2003年12月9日公告的Sumanaweera等人的美国专利6659953,标题为"morphing diagnosticultrasoundimagesforperfusionassessment'，，描述了不例性局部扭曲 (warp)技术。
[0135] 图22示出了使用已知的图案模拟的一组四个摄像机图像，在这种情况下，消融电 极601涂在膜上。电极601可以在图1A-图1D中所示的18个电极的图案中。电极601还 具有与它们相关联的标识符，在这种情况下为独特的字母数字字符。
[0136] 图23示出了通过使用上面描述的方法将图22的图像回投到展开的气囊表面上而 生成的全景图像。图25还图示了印刷在每个电极上的数字形式的示例性电极标识符，以使 每个电极可以被视觉上识别。图25还图示了采集到的图像是如何包括共同区域到与它们 相邻定位的图像，并且该共同区域被重叠以创建全景图像。
[0137] 在图24中，通过将组成图像回投到展开的气囊表面而生成全景图像，但电极370 不具有与它们相关联的电极标识符。图25示出了使用上述方法通过四个摄像机获得的组 织图像。图25示出了使用本发明通过将这些图像回投到展开的气囊而生成的全景图像。
[0138] 上述示例性方法获得了来自多个摄像机的每个摄像机的图像，并且组合所述图像 以产生全景图像。如上所述，使用几何变换可以对来自每个摄像机的图像进行变形。变形 可以包括与摄像机之间的已知几何关系相关联的信息。变形过程可以包括使用合成在图像 的重叠区域而生产的几何变换。该过程可以包括使用加权平均。该过程包括a混合。变形 过程可以包括使用特征追踪在图像的重叠区域生成的几何变换。摄像机之间的几何关系的 表征可以包括使用实验确定的光学目标。通过几何建模摄像机可以解析地确定几何关系， 固定件（fixture)含有摄像机和气囊。几何变换可以包括将气囊映射到平面表面上的几何 变换，同时保持3D表面上任何的任意组的点之间的距离。
[0139] 本公开的一个方面是一种机电设备，提供用于借助线性位移芯将AC功率从电源 转移至负载的连续或半连续调整。机电设备可与本文的任何消融导管一起使用。对线性可 变差动变压器（"LVDT"）的操作的理解有助于讨论本公开的这一方面。LVDT包括连接到 AC信号源的主要中心线圈绕组和串联连接到负载的一个或两个"次级"线圈绕组。铁磁芯将 初级线圈处的磁场耦合到次级线圈，从而在线圈两端产生电压差，其大小随芯位移而变化。
[0140] 本公开的这一方面是仅具有单个初级线圈和单个次级线圈以及芯位移的LVDT传 感器的衍生物。此衍生物被称为线性位移功率变压器（"LDPT"），提供了借助芯位置将功 率从初级线圈转移到次级线圈的装置。当芯跨越两个线圈存在时，最大（功率）耦合发生 在初级初级（"P"）线圈和次级（"S"）线圈之间。当芯被移位出"P"或备选地被移位出 "S"时，耦合连同功率转移会降低。
[0141] 图26A-图26C提供了这方面的说明示意图。在图26A中，铁磁杆芯101与次级线 圈"S"而不是初级线圈"P"对准，图27的图形上绘制了导致最小电流输出的解耦状态。图 26B示出了杆芯被移动以在耦合场fP和fS的理论上中间点与线圈"P"部分地对准，以产生 最大50%的理论电流输出。图26C示出了杆芯被移位到与线圈"P"和"S"对准的充分耦合 场fP和fS，提供了最大电流输出到负载。
[0142] 图28A和图28B表示该方面的一个实施方案，其中芯453通过微步进马达和螺杆 机构454移位。初级绕组451和次级绕组452沿着芯453通过其可以移位的公共轴线而径 向缠绕。图28A示出了在最小输出位置的LDPT，图28B示出了在最大输出位置的LDPT。功 率转移是电力无噪声的，并且使用铁杆芯会最小化涡流损耗。
[0143] 这种可变变压器特别用于需要多信道、低噪声、线性RF功率分布系统的治疗系 统。在这种线性功率分布系统中，LDPT可包括在每个输出信道、选择输出信道或者可替换 地作为所有信道的电源。
[0144] 这种治疗系统特别用于提供透皮消融治疗，诸如用于本文所述的心房纤维性颤动 的治疗。
[0145] 本公开的一个方面是的组件，其包括初级绕组、次级绕组、铁磁芯、线性移动铁磁 芯的路径，其中所述绕组被同轴定位，沿着该同轴轴线可移动的铁磁杆，其中适配所述铁磁 杆使得它可同时邻近两个绕组定位，并且其中所述铁磁杆适于被定位成邻近仅一个绕组。 铁磁芯可以通过步进马达和螺纹机构来移位。
[0146] 本公开的一个方面是通过移动在包括两个绕组的变压器内的铁磁芯来调节到RF 电极的输出功率的方法。本公开的一个方面是通过移动变压器内的铁磁芯来调节到RF电 极的功率的方法。在任一方法中，RF消融电极被透皮地递送到生命体中的治疗部位。
[0147] 在示例性的使用方法中，该导管被用来在心律不齐的治疗中消融心脏组织。使用 已知的接入流程（包括导向线和导管引导技术）使导管进入左心房。然后充气/冲洗流体 被从流体源栗送下充气/冲洗腔52以将气囊膨胀为左心房内图1A-图1C中所示的构型。 摄像机可以在手术过程中的任何时间被激活，但一般在膨胀前，因此医师可以观察到是否 有膨胀的任何问题。在这一点上可以看出气囊是由血液包围。导管被远侧地朝向心房壁推 进，并且当气囊接触组织时血液将被移位，从而提供了组织的清晰视图。然后医师可根据待 映射的希望的治疗组织或希望的区域来确定是否需要移动气囊。本文设备中所述可视化系 统的一个优点是，医师仅通过观看显示摄像机视场的显示器就可以很容易地观察到气囊何 时被适当地定位。这也简化了系统，即不需要执行反射能量的分析，如同在心脏消融的以前 的一些尝试中的情况。
[0148] 根据可视化信息（诸如围绕肺静脉的适当布置或映射电信息），一旦已经确定该 气囊已被适当地定位在治疗部位，通常示于图35和图36的外部控制台用于激活某些电极 和控制该过程的能量递送参数。RF发生器生成RF能量并且将其递送到电极。本文示出的 实施方案的电气方面的示例性示意图示于图33。应当理解，包括18个信道，但只示出三个。 在未示出的备选实施方案中，可以包括更多或更少的信道。如图33所示，系统的映射能力 被示于电极的右侧。每个电极可以在单极或双极模式下使用，并且可用每个电极来测量阻 抗和电压。
[0149] 该发生器根据需要被配置成使得电极可用于映射组织、消融组织和刺激组织。消 融心脏组织来治疗异常信号在本文进行一般描述且是已知的。但是，发生器还被配置为生 成并递送电组织刺激信号到电极，以使电极刺激心脏组织。图33的示意图示出了每个电极 可被选择用于消融或刺激，同时来自每个电极的映射连续地发生。映射部分包括配置成过 滤掉消融带宽以及可被递送或以其它方式存在的其它非必要带宽的滤波器，从而可以连续 发生映射。本文的公开内容因此包括发生器，被配置为使得每个电极可用于同时映射和消 融组织，或同时刺激和消融组织。该系统也被配置成使得消融、刺激和映射都可以同时发 生，虽然刺激和消融不会在相同电极的任何给定的时间发生。此外这些方法还可以顺序地 执行。
[0150] 心脏组织的刺激可以由于许多原因来完成。在一个示例性实施方案中，可以在诊 断