融灶深度）的估计。
[0020] 下述实施例涉及使用呈导管形式的探头来消融心肌组织，该探头施加能量(诸如 电能)，以便消融组织。导管包括一个或多个光纤，光纤具有位于所述导管的远侧端部处的 多个光端口，为了比较光谱，通过光端口将不同波长的光朝所述组织引导并且接收散射光。 然而，另选地，可在使用本领域中已知的任何合适的消融技术来消融心肌组织和其它类型 的组织时使用其它类型的探头以及光接收器和发射器来应用本发明的原理。
[0021] 图1为根据本发明实施例的用于心脏消融治疗的系统20的示意性图示说明。操 作者28 (诸如，介入心脏病专家）将导管22经由患者26的血管系统插入到患者的心脏24 的腔室中。例如，为了治疗心房纤颤，操作者可将导管推进到左心房内并且使导管的远侧端 部30与待消融的心肌组织进行接触。
[0022] 将导管22在其近侧端部处连接到控制台32,所述控制台32由操作者28来控制， 以施加和监测所需的治疗。在此实施例中，控制台32包括射频（RF)能量发生器34,该射频 能量发生器将电力经由导管22提供到远侧端部30,以便消融目标组织。光模块40通常从 可包括激光器、白炽灯、弧光灯或发光二极管（LED)的一个或多个光源提供光辐射，以用于 从远侧端部30传输到目标组织。如下所述，模块40如下所述接收并分析从目标组织返回且 在远侧端部处获取的光辐射。基于这些结果，控制台32可自动地或响应于操作者28的输 入来控制由RF能量发生器34施加的功率以及消融手术的其它方面。出于此后一个目的， 控制台32通常将相关测量结果呈现在显示器38上。
[0023] 控制台32还可接收并跟踪来自导管22的信号，该信号与诸如远侧端部30的位置 和由所述远侧端部对所述组织施加的力等参数相关。控制台32中的冲洗栗通常将冷却流 体(诸如盐水溶液)通过导管22提供到冲洗远侧端部30。系统20可部分地基于由Biosense Webster公司（Diamond Bar, California)生产的CART0系统，该述系统提供这类设施以支 持导管22的导航和控制。然而，系统20的这些任选特征超出本说明书的范围且为简洁起 见而从附图中省略。
[0024] 图2为示出根据本发明实施例的在消融手术期间与心肌组织40接触的导管22的 远侧端部30的示意性细部图。导管22在其远侧端部处具有传导盖42。通常，盖42包括适 于用作例如消融电极的生物相容性金属，诸如例如金、钯、铂、或这些材料的合金。导管22 中的电导体(未示出）通过导管22来将电能从射频发生器34输送到盖42,以便为盖增能， 以消融与盖接触的心肌组织，从而形成消融灶44。具有这些特征的导管和盖的更多细节例 如在上述美国专利申请公布2014/0171936中有所描述。
[0025] 导管22包括光纤46、48,光纤在光模块36和通过远侧端部30中的盖42打开的相 应光端口 50之间延伸穿过导管。在所描绘的例子中，光纤46将光发射到消融位点中，而光 纤48接收从组织散射的光并且使该光返回到光模块。在本说明书的上下文中和权利要求 书中，术语"光"是指处于任何波长带的光辐射，包括可见、红外和/或紫外辐射。
[0026] 尽管图2示出两个光纤46，48和对应端口 50,但导管22可另选地包括更小或大 量的光纤、以及其它种类的光发射器和接收器。例如，可在导管末端中嵌入诸如合适的发光 二极管和光电二极管等微型光源和检测器，以便发射和感测所接收的光。除此之外或另选 地，导管可包括透镜和/或其它类型的传输光学器件和收集光学器件。
[0027] 图3为根据本发明实施例的导管22的远侧端部30处的盖42的示意性端视图。 在此视图中，假设穿过导管的六个光纤(如图2中的光纤46和48)终止于盖42中的不同位 置处的相应窗口 50处。此构造使得能够使用光纤的不同组合来探测消融灶44内的不同位 置。可用的探测路径包括单窗口路径54,其中从给定窗口 50发射的光返回同一窗口，使得 同一光纤用作发射器和接收器。窗口间路径52限定其中来自给定窗口的光返回不同窗口 的构型。
[0028] 从任一给定路径52，54或路径群组接收的散射光取决于所述路径或路径群组中 的组织的特性。更长的路径往往会向组织40中探测更深。本发明人已发现为了下文所述 的测量目的，通过窗口 50中的一者照射组织并且同时经由多个路径52 (例如，通过所有其 它窗口)接收散射辐射是可用的。此方法赋予消融灶44的区域的良好覆盖和高信噪比。另 选地，可使用其它路径和路径组合来提高空间分辨率。
[0029] 图4为示意性地示出根据本发明实施例的控制台32中的光模块36的细节的框 图。一个或多个辐射源68发射光辐射。将光开关70设定成选择穿过导管22运行的光纤 46, 48, 62, 64, 66,......，中的一者或多者，该光纤将接收发射的福射并且将该福射传 输到消融位点处的组织。开关70同样将由所述光纤中的一者或多者从消融位点返回的散 射辐射引导至一个或多个检测器72。光开关70可包括例如用于沿着期望的路径引导光的 可移动反射器以及聚焦元件的合适构造。另选地或除此之外，开关70可包括斩光轮和分束 器，该斩光轮和分束器一次只允许一个源耦合到所述光纤，同时允许所述检测器从所有光 纤接收光。任选地，开关70还可包括作为波长分辨测量的辅助手段的滤光片和/或其它波 长选择元件或色散元件。在阅读本说明书之后，支持本文所述的测量方案的光模块36的各 种设计对于本领域的技术人员而言将是显而易见的，且所有此类设计均被视为在本发明的 范围内。
[0030] 在一些实施例中，源68中的每一者包括在特定测量波长下操作的窄带光发射器， 诸如合适的发光二极管或激光二极管。用于选择这些波长的可能标准示出于以下附图中。 例如，源A可包括红色光源，而源B包括红外源。更具体地，源A通常发射介于600nm和700nm 之间的波长的光，而源B发射介于700nm和800nm之间的波长的光。在一个有利的具体实 施中，源A发射介于630nm和670nm之间的波长的光，而源B发射介于750nm和790nm之间 的波长的光，并且源C发射介于670nm和710nm之间的第三波长的光。下文进一步解释用 于估计消融灶尺寸的这些特定波长范围的可用性。
[0031] 另选地或除此之外，源68中的一者或多者可包括通常发射处于至少红外范围和 可见范围的波长范围内的光的宽带源。在这种情况下，光开关70可包括色散元件例如光栅 或棱柱，该色散元件分离所述不同检测器72之中的从消融位点接收的散射光的不同波长 组分，使得每个检测器接收不同波长或波长范围，诸如上述红色范围和红外范围。以此方式 获得图5和图6所示的测量结果。
[0032] 图5和图6为根据本发明实施例的在消融位点处的消融手术中的连续阶段的来自 所述位点的散射光强度的示意性光谱曲线图。所述曲线图示出作为在两个不同消融手术 (从在对实验动物执行的手术中形成的17个消融灶中选择的）期间的三个不同时间点的波 长的函数的光谱强度。该测量是使用类似于上文所示和所述的系统和导管来进行。在每一 种情形中，宽带辐射通过所述光纤中的一者传送到所述消融位点，并且散射辐射通过一个 或多个其它光纤接收并且利用光谱方法测量。
[0033] 在每个附图中示出三条光谱曲线：消融前光谱80、在消融手术期间捕集的中间光 谱82以及消融后光谱84。所述光谱始一致表现出图5和图6所示的那种类型的双峰结构， 该双峰结构具有处于643-650nm的范围的红色带边缘峰86和处于765-772nm的近红外峰 88。峰86和峰88处的强度连同位于690-698nm处的中间带边缘处(位于红色与红外之间的 边界上)的中间峰90 -起测量。一般来讲，强度在遍及感兴趣的整个光谱带(介于约600nm 与800nm之间）的消融过程期间减小且因此可赋予进行中的消融的指示。
[0034] 然而，本发明人发现，峰86和峰88处的散射光强度的消融前测量与消融后测量之 间的比率赋予由消融形成的消融灶的尺寸的更可靠估计，且这些比率(其通常彼此不同）之 间的比较赋予消融灶深度的可用指示。所述估计在更进一步评价峰90处的消融后测量与 消融前测量的比率，并且评价所述三个峰处的比率之间的数学关系时得到进一步改善。
[0035] 具体地讲，峰88和峰90处的比率的乘积除以峰86处的比率的结果赋予通过实验 发现与消融灶深度成比例增大的总体比值
在此表达式中，&为峰86 (幻、峰88 (?)或