Mri导向装置以及能够近实时地跟踪和生成该装置的动态可视化的mri导向的介入系统的制作方法

专利名称：Mri导向装置以及能够近实时地跟踪和生成该装置的动态可视化的mri导向的介入系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及MRI导向系统，并且可特别适合于MRI导向的心脏系统，诸如用于治疗心房纤维性颤动(AFIB)的EP系统。
背景技术：
当送往心脏的、协调心跳方式的电脉冲失灵时，将发生心律失调(心律失常)。在心律失常期间，心脏可过快、过慢或不规则地搏动。导管消融是用于治疗心律失常的广泛使用的疗法，并且涉及使导管穿过患者的血管并且进入心脏。在一些实施例中，可通过导管尖端施加射频(RF)能量以破坏引起心律失常的异常心脏组织。在其他实施例中，导管尖端可以被配置成以低温方式消融心脏组织。在心脏中的消融治疗期间引导导管的放置是重要的。使用X射线和/或超声波成像技术来引导常规的导管消融过程，以促进导管导向和心脏组织的消融。常规的心脏EP(电生理学)系统是使用电解剖图的基于X射线的系统。电解剖图是示出所感测的电活动的、心脏的虚拟表示。这样的系统的示例包括来自Biosense Webster, Inc. , DiamondBar,CA 的CartO 电解剖标测系统以及来自 Endocardial Solutions Inc. ,St. Paul,MN 的EnSite NavX 系统。但是，仍然需要能够使用MRI来得到基于X射线的系统所没有提供的组织细节和/或减少患者对与介入(诊断和/或治疗)过程关联的辐射的暴露的MRI导向系统。

发明内容
应理解的是，提供本发明内容是为了以简化的形式介绍一些选定的概念，下面将在具体实施方式
中进一步描述这些概念。本发明内容不是意在标识本公开内容的关键特征或本质特征，也不是意在限制本发明的范围。在本发明的一些实施例中，MRI兼容消融导管包括具有末端部分、相对的近端部分以及在所述近端部分与所述末端部分之间延伸的至少一个管腔的伸长的柔性轴。手柄被附连到所述近端部分，并且包括主体部分以及与所述轴末端部分进行通信并且被配置成使所述轴末端部分铰接的致动器(例如杠杆、活塞、拇指滑块(thumb slider)、旋钮等)。在一些实施例中，所述致动器是活塞，其可在相对于所述手柄主体部分的伸出与缩进位置之间移动。所述手柄包括电连接器接口，其被配置成与MRI扫描仪进行电通信。所述轴的末端部分包括消融尖端以及定位成与所述消融尖端相邻的至少一个RF跟踪线圈，所述至少一个RF跟踪线圈包括诸如同轴电缆的导电引线，其在所述至少一个RF跟踪线圈与所述电连接器接口之间延伸并且被配置成将所述至少一个跟踪线圈电连接到MRI扫描仪。所述导电引线的长度足以限定所述MRI扫描仪的操作频率的四分之一波长的奇次谐波/奇数倍。所述至少一个RF跟踪线圈还电连接到在所述至少一个RF跟踪线圈暴露于MRI环境时减少稱合的电路。所述轴末端部分还可包括配置成检测局部电信号或性质的至少一个感测电极以及用于测量温度的热电偶。在一些实施例中，处于所述末端并且在所述导管尖端上的消融电极上游的至少一个RF跟踪线圈包括具有相邻间隔开的关系的一对RF跟踪线圈。每个RF跟踪线圈能够是大约1-10匝的螺线管线圈，并且沿所述导管的纵向具有在大约O. 25mm与大约4mm之间的长度。在一些实施例中，使每个RF跟踪线圈凹进所述导管轴中，并且MRI兼容材料层覆在所述RF跟踪线圈上面并且与所述导管轴的外表面基本上齐平。这种MRI兼容材料能够起用于减少发热的散热器的作用。牵引线能够延伸通过轴管腔并且具有末端和相对的近端。示范性的牵引线是Kevlar线/电缆。所述牵引线末端被附连到所述轴末端部分，并且所述牵引线近端被附连到所述活塞。所述活塞的移动引起所述轴末端部分的铰接，以促进所述消融尖端在消融过程期间的定位。在一些实施例中，所述轴末端部分包括偏置构件，其被配置成将所述轴末端部分推动到非铰接位置。在一些实施例中,所述轴末端部分包括与冲洗管腔(irrigation lumen)进行流体通信的至少一个流体出口，所述冲洗管腔从所述至少一个出口向所述导管轴的近端部分纵向延伸通过所述导管轴管腔。所述冲洗管腔在所述导管轴的近端部分处与流体/溶液源进行流体通信。在本发明的一些实施例中，MRI兼容标测导管包括具有末端部分、相对的近端部分以及在所述近端部分与所述末端部分之间延伸的至少一个管腔的伸长的柔性轴。多个感测电极以间隔开的关系布置在所述轴末端部分，并且至少一个RF跟踪线圈被定位在所述轴末端部分上并且包括被配置成将所述至少一个跟踪线圈电连接到MRI扫描仪的导电引线，其中所述导电引线的长度足以限定所述MRI扫描仪的操作频率的四分之一波长的奇次谐波/奇数倍。附连到所述近端部分的手柄以及附连到所述手柄的致动器与所述轴末端部分进行通信。所述致动器的激活引起所述轴末端部分的铰接。每个RF跟踪线圈能够是大约1-10匝的螺线管线圈，并且具有在大约O. 25mm与大约4mm之间的纵向长度。在一些实施例中，使每个RF跟踪线圈凹进所述导管轴中，并且MRI兼容材料层覆在所述RF跟踪线圈上面并且与所述导管轴的外表面基本上齐平。牵弓I线能够延伸通过轴管腔并且具有末端和相对的近端。所述牵弓I线末端附连到所述轴末端部分，并且所述牵引线近端附连到所述活塞。所述活塞的移动引起所述轴末端部分的铰接，以促进所述消融尖端在消融过程期间的定位。在一些实施例中，所述轴末端部分包括偏置构件，其被配置成将所述轴末端部分推动到非铰接位置。按照本发明的一些实施例，MRI导向介入系统包括被配置成经由曲折的和/或自然的管腔通路被引入患者体内的至少一根导管，诸如为上文所描述的消融导管和标测导管。所述至少一根导管具有带末端部分、相对的近端部分的伸长的柔性轴以及连接到MRI扫描仪的通道的至少一个RF跟踪线圈。电路适于与所述MRI扫描仪进行通信和/或驻留在其中，并且被配置成(a)在外科手术 过程期间使用与具有坐标系的3D MRI图像空间关联的相关解剖扫描平面得到MR图像数据并且生成患者的目标解剖体的一系列近实时(RT)MRI图像；(b)使用所述3D MRI图像空间的坐标系来标识与所述至少一根导管的至少末端部分的位置关联的坐标；以及(c)采用目标患者解剖结构的RT图像数据和所述患者的目标解剖结构的配准的预先获取的第一立体模型在所述3D图像空间中呈现所述至少一根导管的近RT交互式可视化，其中所述电路采用物理表示在所述可视化中示出所述至少一根导管。与所述电路进行通信的具有用户界面的显示器被配置成在MRI导向介入过程期间显示所述可视化。所述用户界面被配置成允许用户(a)旋转所述可视化；以及(b)将所显示的可视化改变成仅包括所述目标解剖体的近RT图像、包括所述解剖体的近RT图像和所述解剖结构的配准模型或者仅包括所述解剖结构的配准模型。所述MRI扫描仪被配置成使来自所述至少一个跟踪线圈的跟踪信号的信号获取与所述近RT MRI图像的图像数据交替(interleave)，并且所述电路被配置成不依赖用于得到所述MR图像数据的扫描平面而以电子方式在所述3D图像空间中跟踪所述至少一根导管，使得不要求所述至少一根导管处于用于得到所述至少一个近RT MRI图像的MR图像数据的相关解剖扫描平面的任何一个中，并且其中所述至少一根导管的末端部分能够具有曲线形状。此外，所述电路被配置成计算在所述三维图像空间中接近所述至少一根导管的尖端位置的装置-组织界面位置，并且被配置成沿轴向向前投影超出所述尖端的限定距离以限定所述装置-组织界面。所计算的组织界面位置被用于自动限定用于得到在使用所述至少一根导管的过程期间和/或在时间上接近其的MR图像数据的至少一个扫描平面。要注意的是，虽然没有相对其进行具体描述，但是相对于一个实施例所描述的本发明的各个方面可以被并入不同的实施例。也就是说，所有实施例和/或任何实施例的特征都能够以任何方式和/或组合相结合。因此，本申请人保留变更任何原始提交的权利要求或提交任何新权利要求的权利，包括能够修改任何原始提交的权利要求以使其从属于任何其他权利要求和/或并入任何其他权利要求的任何特征的权利，虽然最初没有以那种方式主张权利。下面将更详细地说明本发明的这些及其他目的和/或方面。


形成本说明书的一部分的附图示出一些示范性的实施例。附图和描述一起被用于全面地说明示范性的实施例。图I是按照本发明的实施例的、被配置成使用近RT MRI数据来示出装置组织界面的MRI导向系统的不意图。图2是按照本发明的实施例的、具有电连接到扫描仪通道的跟踪线圈的体内装置的示意图。图3是按照本发明的实施例的、具有工作站和显示器的MRI系统的示意图。图4是按照本发明的实施例的示范性的跟踪线圈调谐电路的电路图。图5A-5D是按照本发明的实施例的、具有体内柔性医疗装置的物理表示的示范性交互式可视化的预期屏幕截图。图6是按照本发明的实施例的、具有两个查看窗口的显示器的示意图，其中一个查看窗口示出交互式可视化，而另一个查看窗口示出至少一个相关的近RT MRI图像。图7-21是按照本发明的实施例的、显示器上的示范性可视化和图像的预期屏幕截图以及能够被生成以促进MRI导向过程的UI控件。
图22k和图22B是按照本发明的实施例的体内装置(例如消融导管)的示范性(预期)屏幕截图，其中所述装置被呈现为物理表示，而MRI图像为特写。图23和图24A-D是按照本发明的实施例的、示出能够被用于帮助导向和/或定位体内装置的导航标记的示范性(预期)屏幕截图。图25-28是按照本发明的实施例的、示出能够提供能帮助推动临床决定的信息的患者数据和目标(由临床医生标识的)治疗区的还有另外的示范性(预期)屏幕截图。图29是按照本发明的实施例的MRI介入套件的示意图。图30是按照本发明的实施例的数据处理电路或系统的示意图。图31是按照本发明的一些实施例的示范性消融导管的透视图。图32A是图31的消融导管的末端部分的局部透视图。图32B示出按照本发明的一些实施例的、图31的消融导管的采用铰接配置的末端部分。图33是按照本发明的一些实施例的、图31的消融导管的尖端部分的放大的局部透视图。图34是沿34-34线所获得的、图31的消融导管的尖端部分的截面图。图35是按照本发明的一些实施例的、图31的消融导管的末端部分的侧视图。图36是图35的消融导管的尖端部分的放大的局部视图。图37是沿37-37线所获得的、图35的消融导管的截面图。图38是沿38-38线所获得的、图35的消融导管的截面图。图39是沿39-39线所获得的、图38的消融导管的截面图。图40是按照本发明的一些实施例、与图39的截面图处于相同位置的、图38的消融导管的截面图，并且其示出尖端组件内部可用的自由空间的示范性内径。图41是按照本发明的一些实施例的、与图37的截面图处于相同位置的、图35的消融导管的截面图，并且其示出导管轴管腔内部的示范性内径和导线/部件。图42是按照本发明的一些实施例的、图35的消融导管的截面图，其示出能够被放置于导管轴管腔内部的示范性数量的导线。图43是按照本发明的一些实施例的、图31的消融导管近端处的手柄的透视图，其中盖板被移开。图44是图43的手柄的分解透视图。图45示出组装配置的图44的手柄。图46是按照本发明的一些实施例的、在图31的消融导管中所使用的示范性跟踪线圈电路的不意图。图47A是图31的消融导管在3. OT MRI环境中的MRI图像，其中图46的RF跟踪线圈电路没有与相应的多个RF跟踪线圈配合使用。图47B示出图47A的MRI图像沿Z方向的MRI信号强度。图47C示出图47A的MRI图像沿X方向的MRI信号强度。
图48A是按照本发明的一些实施例的、图31的消融导管在3. OTMRI环境中的MRI图像，其中图46的RF跟踪线圈电路与相应的多个RF跟踪线圈配合使用。图48B示出图48A的MRI图像沿Z方向的MRI信号强度。
图48C示出图48A的MRI图像沿X方向的MRI信号强度。图49是按照本发明的一些实施例示出在一端被PIN 二极管短路的3/4 λ同轴电缆的输入阻抗的史密斯圆图。图50是按照本发明的一些实施例的标测导管的末端的局部透视图。图51Α是按照本发明的其他实施例的消融导管的末端的局部侧视图。图51Β是图51Α的消融导管的末端的放大的局部视图。图52Α是按照本发明的一些实施例的环导管的末端的局部透视图。图52Β是图52Α的环导管的侧视图。图52C是图52Α的环导管的端视图。图53是按照本发明的其他实施例的消融导管的末端的侧视图。图54A-54C是按照本发明的一些实施例的、四跟踪线圈导管的信噪比分别对X轴、Y轴和Z轴投影的距离的曲线图，其中每个线圈具有两匝。图55A-55C是按照本发明的一些实施例的、四跟踪线圈导管的信噪比分别对X轴、Y轴和Z轴投影的距离的曲线图，其中每个线圈具有四匝。图56是比较图54A-54C和图55A-55C的导管的信噪比的表。图57Α是按照本发明的一些实施例的、包括具有端对端间隔开的关系的多个RF屏蔽体的、图31的装置的护套的局部侧视图。图57Β是沿57Β-57Β线所获得的图57Α的护套的截面图。图57C是沿57C-57C线所获得的图57Α的护套的截面图。
具体实施例方式现在将参照附图在下文中更全面地描述本发明，在附图中示出了本发明的实施例。但是，本发明可以许多不同的形式来实施，而不应被理解为局限于在此所阐述的实施例；相反，这些实施例被提供使得本公开内容将是透彻和全面的，并且将向本领域的技术人员全面地传达本发明的范围。相同的标号通篇表示相同的元件。将理解的是，虽然相对于特定实施例来论述，但是一个实施例的特征或操作能够适用于其他实施例。在附图中，线、层、特征、部件和/或区域的厚度为了清楚起见可能被放大，而虚线(例如在电路或流程图中所示的那些)示出可选的特征或操作，除非另有规定。另外，操作(或步骤)的顺序并不局限于在权利要求中所呈现的次序，除非专门另有指示。本文所使用的术语仅用于描述具体实施例的目的，而不是意在限制本发明。如在本文中所使用的那样，单数形式“一”、“一个”和“该”意在也包括复数形式，除非上下文另有明确指示。还将理解的是，术语“包括”和/或“包含”当在本说明书中被使用时规定了所声明的特征、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但是并不排除一个或多个其他特征、步骤、操作、元件、部件和/或其集合的存在或添加。如在本文中所使用的那样，术语“和/或”包括关联所列的项中的一个或多个的任何及所有组合并且可以被简写为“/”。除非另有限定，在本文中所使用的所有术语(包括技术术语和科学术语)都具有与本发明所属领域的普通技术人员通常所理解的相同的含意。还将理解的是，诸如在常用词典中所定义的那些的术语应被理解为具有与它们在本说明书和相关领域的上下文中的含意一致的含意，而不应在理想化的或过分正式的意义上来理解，除非本文明确地如此限定。为了简洁和/或清楚起见，可能没有详细描述众所周知的功能或构造。将理解的是，当诸如层、区域或基底之类的特征被称为是“在另一个特征或元件上”时，它能够直接在所述另一个元件上，或者也可存在中间元件。相反，当元件被称为是“直接在另一个特征或元件上”时，则不存在中间元件。还将理解的是，当特征或元件被称为是“连接到”或“耦合到”另一个特征或元件时，它能够直接连接到所述另一个元件，或者可存在中间元件。相反，当特征或元件被称为是“直接连接到”或者“直接耦合到”另一个元件时，则不存在中间兀件。虽然相对于一个实施例被描述或不出，但是这样被描述或不出的特征能够适用于其他实施例。术语“电路”表示全部用软件的实施例或者结合软件和硬件方面、特征和/或部件(包括例如至少一个处理器以及嵌入其中和/或可由一个或多个专用集成电路(ASIC)执行的与其关联的软件，用于以编程方式指导和/或执行某些所描述的动作或方法步骤)的实施例。所述电路能够驻留在一个位置或多个位置上，其可以被集成到一个部件中或者可以是分布式的，例如它可完全驻留在MR扫描仪控制柜中、部分地在MR扫描仪控制柜中、完全在诸如临床医生工作站的独立部件或系统中但是与MR扫描仪电子器件进行通信和/或在它们之间的接口中、在远程处理器中以及采用上述各项的组合。术语“预设扫描平面”表示以电子方式(以编程方式)所限定以供MRI扫描仪后续使用的与MRI导向治疗或诊断过程期间的患者的相关解剖组织的位置关联的扫描平面。能够基于随后在3D成像空间中配准或对齐的患者解剖结构的三维模型或图来限定预设扫描平面并且所述预设扫描平面能够被用于获取患者组织的近实时MR图像数据。通常在用于选择对应的相关扫描平面的期望的空间位置的模型与3D成像空间配准之后以电子方式来限定实际的预设扫描平面。术语“图(map) ”与术语“模型”可互换使用，并且表示患者的目标解剖体的立体呈现。术语“组织表征(或特性)图”表示目标解剖结构或其部分的所呈现的立体(典型地为3D、4D或4DMP)可视化和/或图像，其使用MR图像数据示出心脏组织的一个或多个所选择的组织参数、条件或行为，例如组织表征图是所呈现的局部或全局解剖图，其以如下方式示出例如心脏或其部分(例如左心房)的目标解剖体的至少一个限定的组织特性，即示出所关心的(一个或多个)组织特性的相对等级或量度，通常以不同的颜色、不透明性和/或强度来示意。要注意的是，组织表征图或模型应与基于所感测的心脏不同区域的电活动而不是基于MR图像数据的电解剖(EA)图或模型形成对照。在一些实施例中，能够相对于患者的解剖结构(例如左心房)的预先获取的模型有选择地打开和关闭(在显示器上)来自电解剖图和/或组织特性图的组织数据。组织特性图可与EA模型一起被包括，和/或两个或更多个组织特性图可以被合并为或示出为合成图或者可以被示出为彼此重叠和对齐。因此，所述可视化能够使用单独示出、彼此重叠和/或集成为合成图的一种或两种类型的立体组织图。 实际的可视化能够在屏幕或显示器上被示出，使得解剖结构的图处于平面2D中和/或处于好像是3D立体图像的2D中，其具有用不同的可视特性、诸如用不同的强度、不透明性、颜色、纹理等表示特征或电输出的数据。4D图能够或者示出活动的3D解剖结构(例如心脏)(例如跳动的心脏和/或带血流的心脏、呼吸的肺或其他活动的结构)，或者示出心脏或其部分的轮廓的3D解剖模型上的附加信息。术语“心脏”能够包括相邻的脉管系统，例如肺静脉的分支术语“4D多参数可视化”(4DMP)表示4D可视化图像(例如跳动的心脏的3D图像)，其中功能空间编码或相关信息在所述可视化上被示出。4DMP可视化能够被设置有fMRI数据和/或用于基于工具的3D模型来提供心脏的空间相关功能数据(例如电数据)的一个或多个工具。同样地，3D、4D和/或4DMP可视化不只是患者在一过程期间的一个或多个MRI图像，而是能够结合多个数据源向具有空间编码功能的可视化提供解剖形状的所呈现可视化。因此，可视化能够包括患者的目标解剖体的所呈现的模型以及体内位置上的至少一个医疗装置相对于所呈现模型的所呈现可视化连同解剖结构的近RT MRI图像数据。附图可包括可视化的屏幕截图的预言示例等，而不一定表示外科手术系统/显示器的实际屏幕截图。术语“特写(close-up) ”表示关联图像相对于全局图像或典型的导航视图经放大被示出，以示出局部组织。术语“高分辨率”表示以比标准图像数据更高的分辨率来得到图像数据(通常要求更长的扫描时间和/或使用内部天线以提高SNR)。例如，局部组织消融视图可以比导航视图中的MRI图像更高的分辨率被示出。术语“正面视图(en face) ”表示通过组织壁(例如心肌壁)并且与表面基本平行(相切)的视图。术语“以编程方式”表示能够由数字信号处理器和/或计算机程序代码指导和/或执行的操作或步骤。类似地，术语“以电子方式”表示能够使用电子部件以自动化的方式执行，而不是人工地或者仅使用智力步骤来执行的步骤或操作。术语“目标消融通路”描述选择成在心脏组织中产生期望的电隔离以治疗高风险病状/情况(例如AFIB)的期望的损伤图案。不要求以任何特定方向或次序跟随目标消融通路。所述通路可包括一个或多个连续和/或邻近的损伤和/或若干非连续或非邻近的损伤。损伤可以是线性的(无论是直线还是具有曲率，诸如为圆形或曲线形)。在任何一个介入过程中，内科医生能够限定一个或多个目标通路以产生期望的图案/隔离。按照一些实施例，目标消融通路能够被用于以电子方式限定与目标消融通路的可接受最大边界极限(例如宽度、周长等)关联的关联物理极限。按照本发明的实施例，体内医疗装置的至少一部分被跟踪，并且其位置在3D成像空间中被标识(例如χ、γ、ζ坐标)。能够采用用于工具的各种位置跟踪装置和/或用于导管与成像空间配准的装置。例如，体内装置能够包括基准标记点或接收天线或者其组合。术语“基准标记点”表示能够使用电子图像识别、MRI图像数据的电子询问或者三维电信号来标识以在3D空间中限定位置和/或找到特征或部件的标记点。基准标记点能够以任何适当方式来提供，诸如但不限于工具的一部分的几何形状、工具上或工具中的部件、涂层或者充液涂层(或者不同类型的基准标记点的组合)，其使所述(一个或多个)基准标记点对MRI可见，这些基准标记点是有源的或者是无源的(举例来说，如果为无源，则该标记点不提供MR信号)并且具有足够的强度用于在3D空间中标识工具和/或其部件的位置和/或取向信息。如将在下文中进一步论述的那样，在具体实施例中，所述装置包括电连接到MRI扫描仪的至少一个跟踪线圈，其生成由MR扫描仪检测(接收)并且被用于在3D图像空间中标识所述线圈在成像空间的3D坐标系中的相应位置并且因此标识具有这样的跟踪线圈的装置的相应位置的信号。术语“MRI或MR扫描仪”可互换地用于表示磁共振成像系统并且包括磁体以及指导脉冲序列、选择扫描平面并且得到MR数据的操作部件，例如RF放大器、梯度放大器以及包括例如处理器的操作电路(其中的后者可以被容纳在控制柜中)。本发明的实施例能够与任何MRI扫描仪配合使用，包括但不限于GE Healthcare =Signa I. 5T/3. OT ；PhilipsMedical Systems Achieva I. 5T/3. OT ；Integra I. 5T ；Siemens MAGNETOM Avanto ；MAGNETOM Espree ；MAGNET0M Symphony ；MAGNET0M Trio ;以及 MAGNETOM Verio0术语“RF安全”表示导管和任何(导电)引线被配置成在暴露于RF信号、特别是与MRI系统关联的RF信号时安全地操作，而没有感应不利地过度加热局部组织或干扰所计划的治疗的计划之外的电流。术语“MRI可见”表示装置在MRI图像中直接或间接可见。可见度可通过接近装置的MRI信号的提高的SNR来指示。所述装置能够充当MRI接收天线以收集来自局部组织的信号，和/或所述装置实际上本身生成MRI信号，诸如经由合适的医疗级水基涂层、充液(例如水流体)通道或管腔。术语“MRI兼容”表示所谓的(一个或多个)部件对于在MRI环境中的使用是安全的，并且因此通常由适合于驻留在高磁场环境中和/或在其中操作的(一种或多种)非铁磁MRI兼容材料制成。术语“高磁场”表示高于大约O. 5T、通常高于I. OT并且更通常地在大约I. 5T与IOT之间的场强。本发明的实施例可特别适合于I. 5T和/或3. OT系统。一般来说，有利地，按照本发明的实施例的系统能够被配置成使得外科手术空间是成像空间，并且在该成像空间中执行跟踪，使得不要求采用进而必须与成像空间配准的分立跟踪系统。在一些实施例中，在同一 3D成像空间中执行跟踪，但是柔性体内医疗装置独立于用于得到用于生成局部解剖体的图像的MR图像数据的成像扫描平面被跟踪，并且在所述可视化中被示出为物理表示。术语“近实时”表示低等待时间和高帧速率两者。等待时间一般被测量为从事件发生到事件显示的时间(总处理时间)。对于跟踪，帧速率能够在大约IOOfps (每秒帧数)与成像帧速率之间的范围内变化。在一些实施例中，以成像帧速率来更新跟踪。对于“近实时”成像，巾贞速率通常在大约Ifps至大约20fps之间，并且在一些实施例中，在大约3fps至大约7fps之间。对于损伤成像，能够根据所使用的序列而每隔l_7s生成新图像。被认为是“近实时”所需的低等待时间一般小于或等于大约I秒。在一些实施例中，用于跟踪信息的等待时间大约为0. 01s，而在与成像数据交替时，通常在大约0. 25-0. 5s之间。因此，相对于跟踪，能够以大约Ifps至大约IOOfps之间的低等待时间来更新具有已知体内装置的位置、取向和/或配置的可视化。相对于成像，能够以通常在大约0. 01毫秒至小于大约I秒之内的低等待时间并且以通常在大约l_20fps之间的帧速率来显示使用近实时MR图像数 据的可视化。系统能够同时使用跟踪信号和图像信号数据近实时地在可视化中动态显示解剖体和一个或多个体内装置。在一些实施例中，得到跟踪信号数据并且确定关联的空间坐标，同时得到MR图像数据并且生成具有体内装置(例如使用跟踪线圈数据的柔性导管)以及(一个或多个)近RT MR图像的合成的(一个或多个)可视化。在一些实施例中，MR图像数据在主动治疗期间被得到，诸如在消融、药品或其他材料的输送、瓣膜修复或置换、内衬修复等期间，并且基本上连续地生成具有用于这种治疗的柔性体内装置(例如导管、针等)连同局部解剖体的一个或多个近RT MR图像的合成的(一个或多个)可视化。在一些具体实施例中，所述系统是用于放置在心脏组织中产生期望的电隔离的透壁性损伤的损伤图案以治疗高风险病状/情况(例如AFIB)的心脏EP系统。不要求以任何特定方向或次序跟随消融。能够执行消融以生成一个或多个连续和/或邻近的损伤和/或若干非连续或非邻近的损伤。损伤可以是邻近的(无论是直线还是具有曲率，诸如为圆形或曲线形)。术语“体内装置”被广义地用于表示任何诊断或治疗医疗装置，包括例如导管、针(例如注射、缝合和活组织检查)、镊子(微型)、刀片或其他切割构件、消融或刺激探测器、注射或其他流体输送插管、标测或光学探测器或导管、护套、导丝、纤维镜、扩张器、剪刀、植入材料输送插管或筒等，其通常具有在大约5弗伦奇(French)至大约12弗伦奇之间的尺寸，但其他尺寸也可以是适当的。术语“跟踪构件”如在本文中所使用的那样包括在MRI图像中可见的所有类型的 部件，包括微型RF跟踪线圈、无源标记点和接收天线。在本发明的一些实施例中，微型RF跟踪线圈能够连接到MRI扫描仪的通道。MR扫描仪能够被配置成进行操作以使跟踪线圈的数据获取与图像数据获取交替。跟踪数据在“跟踪序列块”中被获取，这需要大约10毫秒(或更少)。在一些实施例中，跟踪序列块能够在图像数据的每次获取之间被执行(“成像序列块”)。因此，能够紧接在每次图像获取之前并且以相同速率来更新跟踪线圈坐标。跟踪序列能够同时给出所有跟踪线圈的坐标。因此，用于跟踪装置的线圈数量通常对跟踪它们所需的时间基本上没有影响。MRI具有优于X射线成像技术的若干独特优点，例如优良的软组织对比度，限定任何断层扫描平面的能力，以及没有离子化辐射暴露。另外，MRI提供使其尤其非常适合于导向经隔膜穿刺过程的若干特定优点，包括1)近实时交互式成像，2)关键心脏内解剖标志的直接可视化，3)包括卵圆窝的隔膜的直接高分辨率成像，4)针尖-组织界面的可视化，5)在三维空间中主动跟踪针位置的能力，以及6)消除辐射暴露。本发明的实施例能够被配置成将MRI环境中的诊断或介入装置(例如介入医疗套件)导向和/或放置到所关心的对象的任何期望的内部区域，在一些实施例中包括心脏位置。所述对象可能是动物和/或人类对象。本发明的一些实施例提供系统，这些系统能够被用于消融组织以治疗心脏心律失常，和/或被用于在心脏跳动的同时(即不要求在对患者应用心肺机的情况下的无心跳心脏)经由微创MRI导向过程将干细胞或其他心脏重塑细胞或产品输送到诸如心壁的心脏组织中。图I示出MRI介入系统10，其具有扫描仪IOS以及在装置-组织界面IOOi处接近目标组织100的柔性体内医疗装置80 (例如消融导管、标测导管等)。系统10能够被配置成以电子方式跟踪装置80在体内的3D位置，并且标识和/或“知道”装置80的尖端部分80t (例如消融尖端)在与3D成像空间关联的坐标系中的位置。如图I所示，装置80能够在其末端部分上包括多个间隔开的跟踪构件82。在具体实施例中，装置80能够是消融导管，并且所述尖端80t能够包括消融电极80e (通常在装置的末端部分至少有一个)。在被使用的情况下，电极80e能够既是感测电极，也是消融电极。跟踪构件82能够包括微型跟踪线圈、无源标记点和/或接收天线。在优选实施例中，跟踪构件82包括连接到MRI扫描仪IOS的通道IOch的至少一个微型跟踪线圈82c (图2)。MR扫描仪IOS能够被配置成进行操作以使跟踪线圈82c的数据获取与图像数据获取交替。跟踪数据通常在“跟踪序列块”中被获取，这需要大约10毫秒(或更少)。在一些实施例中，跟踪序列块能够在图像数据的每次获取之间被执行(后者能够被称为“成像序列块”)。因此，能够紧接在每次图像获取之前并且以相同速率来更新跟踪线圈坐标。如上所述，跟踪序列能够同时给出所有跟踪线圈的坐标。
本发明的实施例提供一种新平台，该平台能够有助于促进在MRI导向过程期间的临床决定并且能够在交互式可视化IOOv中向临床医生显示实际的解剖图像数据。可视化IOOv(图5A-5D)能够在体内装置80在体内移动到目标位置中时，在用户旋转、裁剪或以其他方式改变所显示的可视化或视图时，和/或在主动治疗或诊断过程步骤期间，例如在目标损伤部位进行消融的同时动态地被生成，其中在串行MRI图像数据获取之间有最小的等待时间，通常小于大约5秒，通常以大约I秒或更少、诸如在大约O. 001秒与I秒之间的最小等待时间基本连续地生成可视化ΙΟΟν。系统10能够同时使用(一个或多个)跟踪信号和图像信号数据一起来动态地跟踪装置80 (它通常是多个装置)并且近实时地显示解剖体以及一个或多个体内装置80的可视化。术语“物理表示”表示装置没有实际被成像，而是在可视化中以物理形式来呈现。物理表示可采用任何形式，包括例如具有至少一个几何形状的图形、图标和/或符号。物理表示能够采用3维形式。在一些具体实施例中，物理表示可以是与物理外观的实际形状和配置和/或关联装置(参见例如图22A、22B)的至少一部分(例如末端部分)的配置基本上对应的虚拟图形实体复制。物理表示能够基于对装置80的尺寸和配置的先验知识以电子方式生成。特定装置的末端上的尖端和每个跟踪线圈可采用几何形状来示出(相同或不同的形状，例如用于尖端的箭头以及用于跟踪线圈的球形或块形或者其他几何形状(通常为3D)，其分别在3D空间中处于其实际位置并且在装置上处于其相对位置，并且分别可采用相同或不同颜色来呈现。例如，尖端和每个接近的跟踪线圈可以不同颜色被示出。术语“曲折”表示体内的曲线通路，通常与诸如脉管系统的自然管腔关联。术语“动态可视化”表示示出(一个或多个)装置在体内的活动并且能够示出跳动的心脏或者基于呼吸循环等的活动的一系列可视化。术语“预先获取”表示用于生成实际患者解剖体的模型或图的数据在主动治疗或诊断过程开始之前得到，并且能够包括紧接在同一 MRI会话之前但在同一 MRI会话期间或者比所述过程更早的时间(通常为数天或数周之前)。本发明的实施例能够被配置成通常经由自然管腔和/或曲折通路在MRI环境中将柔性体内诊断和/或介入装置(例如介入医疗套件)导向和/或放置到对象的任何期望的所关心的内部区域，使得体内装置能够在其通过目标通路(其可以是自然管腔或腔体)移动到位置上时具有不同的非线性配置/形状。所述对象能够是动物和/或人类对象。本发明的一些实施例提供系统，这些系统能够被用于促进治疗心脏心律失常的组织消融，或者被用于修复或置换心瓣，修复、冲洗或清洁脉管系统和/或放置支架，和/或被用于在心脏跳动的同时(即不要求在对患者应用心肺机的情况下的无心跳心脏)经由微创MRI导向过程将干细胞或其他心脏重塑细胞或产品输送到诸如心壁的心脏组织中。心脏过程能够从心脏内部或者从心脏外部执行。所述系统还可适合于为任何体内位置输送治疗剂或者执行另一个治疗或诊断评估，包括例如大脑、胃肠系统、生殖泌尿系统、脊柱(中心管、蛛网膜下隙或其他区域)、脉管系统或其他体内位置。示范性目标区域的附加论述可见于本文档的末尾。系统10和/或电路60c (图2-3)能够基于有关装置80的尺寸和行为的先验信息(例如对于可控装置，在某种牵引线伸出或缩进存在时所预期的弯曲量、从不同线圈82到尖端的距离等等)来计算装置 80t的尖端的位置以及柔性装置的形状和取向。使用装置80的已知信息并且由于跟踪信号与MR图像数据在空间上与相同的X、Y、Z坐标系关联，电路60c能够迅速生成示出装置80的末端部分的位置的物理表示以及解剖体的近RT MR图像的可视化。在一些实施例中，在MRI扫描仪IOS中的(图2)和/或与扫描仪IOS进行通信的(图3)电路60c得到MR图像数据的同时，得到跟踪信号数据并且确定关联的空间坐标。还能够使用反向操作。电路60c进而能够迅速呈现具有(一个或多个)柔性装置80以及(一个或多个)近RT MR图像的合成的(一个或多个)可视化IOOv(参见例如图5A-5D)，其中(一个或多个)柔性装置80基于这些装置在3D成像空间中的空间坐标以物理表示被示出，使用关联的跟踪线圈数据来标识所述空间坐标。电路60c能够被完全集成到MR扫描仪IOS (例如控制柜)中、部分集成到MR扫描仪IOS中或者与MR扫描仪IOS分离但与其进行通信。如果没有完全集成到MR扫描仪IOS中，则电路60c可部分或完全驻留在工作站60中和/或在(一个或多个)远程或其他本地处理器和/或ASIC中。图3示出临床医生工作站60能够经由接口 44与MR扫描仪IOS进行通信。类似地，磁体室中的装置80能够经由接口盒86连接到MR扫描仪10S，接口盒86可选地可以被集成到接线板250中。如图2和图3所示，系统10例如能够包括与电路60c和/或扫描仪IOS进行通信的至少一个(交互式)显示器20。显示器20能够被配置成显示交互式可视化ΙΟΟν。可视化IOOv能够动态地示出装置80相对于由所显示的近实时MRI图像示出的体内解剖结构的移动。系统10能够包括与显示器20进行通信的具有若干UI控件25c (图7)的用户界面(Π) 25，诸如图形UI (GUI)，并且其可被配置成允许用户选择示出目标组织的一个或多个预先获取或就地生成的图和/或图像30，其中包括能够在可视化IOOv中或与可视化IOOv —起被示出的不同的组织表征图和/或可选的EA图(或者来自那些图的数据)。例如，系统10能够被配置成允许用户选择示出基于预先获取的图像数据(诸如分段的MRA(磁共振血管造影)或其他图像切片)的患者脉管系统和/或纤维组织的图，其中该图或来自其的数据在可视化中与模型100M中的至少一个配准并且重叠到其上或者并入其中，而且能够由用户有选择地打开和关闭。这个信息可帮助临床医生选择治疗部位或者避开治疗部位或者以其他方式影响临床选择。例如，对于心脏应用，如果在心脏组织的目标损伤空间中示出具有相对大的血流的脉管系统，和/或如果纤维组织被示出，则临床医生可选择另一个点，或者可消融更长时间以形成透壁性损伤。将在下文中进一步论述显示选项的其他示例。在一些实施例中，所述系统/电路能够采用非选择性饱和的交互式应用来示出造影剂在近实时扫描中的存在。例如，这个选项在图像导向的导管导航期间能够有助于目苗准邻接症痕区域的组织。参见例如Dick等人的“Real Time MRI enables targetedinjection of labeled stem cells to the border of recent porcine myocardialinfarction based on functional and tissue characteristics，，(Proc. Intl. Soc. Mag.Reson. Med. 11, p. 365 (2003)) ;Guttman 等人的 “ Imaging of Myocardial Infarction forDiagnosis and Intervention Using Real-Time Interactive MRI Without ECG-Gatingor Breath-Holding” (Mag. Reson. Med, 52 :354-361 (2004))；以及 Dick 和 Guttman 等人的“Magnetic Resonance Fluoroscopy Allows Targeted Delivery of Mesenchymal StempCells to Infarct Borders in Swine，，(Circulation, 2003 ;108 :2899-2904),除了别的以夕卜，它们描述了用于示出(近)实时扫描中的延迟增强区域的成像技术。通过引用将这些文献的内容并入本文，如引述其全文一样。图2示出装置80能够包括将相应的跟踪线圈82c连接到MR扫描仪10S的通道IOch的至少一个导体81，诸如同轴电缆。MR扫描仪10S能够包括至少16个独立通道，并且通常包括更多通道，但是也可以用更少的通道进行操作。每个装置80能够包括大约1-10个之间的跟踪线圈，通常大约在1-4个之间。特定装置80上的线圈82c能够被布置为具有不同匝数、在相邻线圈82c (在使用超过一个线圈的情况下)之间有不同的空间间距和/或具有其他配置。电路60c能够被配置成基于已知装置上相对于彼此的跟踪线圈定位/位置来生成装置呈现，该已知装置具有已知的形状和/或几何形状或者可预测或已知的可改变(可偏转)形状或形式(例如可偏转的端部)。所述电路能够基于来自物理装置的CAD (计算机辅助设计)模型的数据为所述呈现标识或计算装置的实际形状和取向。所述电路能够包括与已知的或基于由人体或者由内部或外部部件施加于装置的力和/或基于不同的跟踪线圈在3D图像空间中的位置和已知的相对(空间)间距可预测的形状行为有关的数据。如图3所示，显示器20能够被设置在与MRI扫描仪10S进行通信的临床医生工作站60中或者与其关联。可提供其他显示器。MRI扫描仪10S通常在屏蔽室中包括磁体15以及在控制室中包括与磁体室中的电子器件进行通信的控制柜11 (及其他部件)。MRI扫描仪10S能够是本领域的技术人员所熟知的任何MRI扫描仪。跟踪线圈82c能够各自包括调谐电路，该调谐电路能够有助于稳定跟踪信号以用于对空间坐标更快的系统标识。图4示出可特别适合于跟踪线圈82c的调谐电路83的示例。如图所示，CONl将同轴电缆81连接到装置80的末端部分上的跟踪线圈82c，同时Jl连接到MR扫描仪通道IOch。扫描仪10S向电路83发送DC偏压，并且“接通” Ul 二极管以产生电短路，这在跟踪线圈上产生高阻抗(开路)以防止跟踪线圈上的电流和/或更好的跟踪信号(稳定性)。调谐电路能够被配置成具有50欧姆的匹配电路(扫描仪频率的窄带)，以将电缆电连接到相应MR扫描仪通道。当二极管Ul断开时，能够将跟踪线圈数据传送到MR扫描仪的接收通道10ch。电容器Cl和C2是大的DC隔直电容器。C4是可选的，但是能够允许微调(通常在大约2-12皮法之间)，以虑及部件的可变性(容限)。所设想的是能够使用其他调谐电路和/或跟踪信号稳定器配置。调谐电路83能够驻留在体内装置80中(诸如在手柄(例如图31的440)或其他外部部分中)、在将线圈82c连接到相应的MRI扫描仪通道IOch的连接器中、在扫描仪10S中、在接口盒86 (图2)中，接线板250和/或电路83能够分布于这些或其他部件中的两个或更多个之间。在一些实施例中，每个跟踪线圈82c能够经由邻近的电路板(其能够容纳调谐电路和/或去耦/匹配电路)连接到具有到二极管的长度的同轴电缆81，该长度足以限定在MRI扫描仪IOS的操作频率下的四分之一波长的限定的奇次谐波/奇数倍，例如对于3. OTMRI扫描仪为在大约123. 3MHz下的λ/4、3 λ/4、5 λ/4、7 λ/4。这个长度还可有助于稳定跟踪信号以用于更准确和快速的定位。经调谐的RF线圈能够提供稳定的跟踪信号用于准确定位，通常在大约Imm或更小的范围之内。在多个(例如两个紧密间隔的)相邻跟踪线圈被固定在基本刚性的材料上的情况下，经调谐的RF跟踪线圈能够提供相对于对应的跟踪位置信号的基本恒定的空间差。 在系统10中所使用的跟踪序列能够有意使垂直于读出方向的信号失相以衰减来自I)大块目标和2)由导管的耦合到跟踪线圈的其他信号敏感部分(例如沿导管轴的同轴电缆)所感测的区域的不希望有的信号。这趋向于仅留下指示跟踪线圈的位置的顶点。跟踪序列块能够包括小翻转角激发的多个(通常为大约三个)重复或者由其组成。每个重复被设计成连续指示跟踪线圈坐标的X、y或Z分量。频率编码沿X方向被用于得到X坐标、沿y方向得到y坐标以及沿Z方向得到Z坐标。当频率编码处于X方向时，其他两个方向(y和z)没有被空间编码，在那些方向上产生来自所有激发区域的投影(空间积分)信号。失相梯度尝试衰减包含在这些投影中的不希望有的信号。一旦跟踪序列块完成，则扰相梯度(spoiler gradient)能够被用于在成像序列块被执行之前使从跟踪剩余的任何横向信号失相。取决于加速速率，成像序列块得到用于重构单个切片的图像的数据的一部分。如果加速速率为1，则收集图像的所有数据。如果加速速率为2，则收集一半数据，诸如此类。如果多个切片被激活，则每个连续的成像块以“轮转”方式收集下一切片的数据。如果任何磁化预备(例如饱和脉冲)被激活，则它们在跟踪序列块之后被执行，紧接在成像序列块之
N / .刖。跟踪装置和消融导管的附加论述可见于美国专利No. 6，7OI，176和序列号为61/261，103的美国临时申请，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。将在下文中进一步论述示范性的导管。现在参照图5A- 和图6，其示出具有体内装置80的物理表示80R、目标解剖结构的立体模型100M和近实时MRI图像100MRI的可视化IOOv的示例。电路60c/扫描仪IOS被配置成在可视化IOOv中显示患者的目标解剖体(示出为心脏)的至少一部分的3D立体模型100M连同在成像空间中对至少一个体内装置的至少末端部分的物理表示80R，其中所述模型与3D成像空间配准。可选地，能够执行可视化以使用所标识的跟踪线圈的位置以及与装置上的实际线圈布置有关的限定的形状因子和/或尺寸数据以不同颜色在医疗装置末端部分的物理表示中示出跟踪线圈。电路60c能够被配置成生成具有至少两个可视参考平面41、42的可视化IOOv (示出为具有第三相交平面43)，所述可视参考平面通常彼此斜向或垂直并且延伸通过可视化IOOv的至少主要部分。平面41、42(和43)能够是透明的和/或半透明的。它们可以被示出为具有与相应的二维图像切片对应的不同颜色边界(perimeter)(所述二维图像切片可在显示器上被示出为也具有相似或相同颜色边界的缩略图)。平面41、42能够在成像空间中相对于彼此移动或者可以被锁定在一起，在任何情况下，它们能够被配置成在成像空间中相对于模型100M移动。如图5A- 所示，用户能够旋转和缩放可视化ΙΟΟν，这自动调整在显示器上所示出的可视化。又如图所示，不要求柔性装置80在可视化中处于用于得到至少一个近RT MRI图像100MRI的MR数据的相关解剖扫描平面的任何一个中，并且柔性装置80的末端部分80d能够具有曲线形状，而尖端80t能够被控制或导向至不同的目标位置上。 在一些实施例中，如图所示，电路60c被配置成将至少一个装置80的尖端位置与箭头82a或其他可视特征关联，并且呈现可视化，使得末端部分80d上的每个跟踪线圈82具有带某种颜色的形状82s，其中每个跟踪线圈82具有相应的与其他跟踪线圈不同的颜色，并且其中线条或样条821连接尖端82a和线圈82c，而线条821能够折曲、弯曲和移动以在可视化IOOv中反映装置80的移动。所述系统/电路能够被配置成显示使用来自MR扫描仪跟踪线圈通道的跟踪线圈数据所生成的颜色高亮显示的图像，以便在装置(例如导管)的物理表示的3D呈现中将线圈示出为颜色高亮显示的特征。图6示出系统10能够被配置成在一个查看窗口 20wl中示出交互式可视化IOOv和MRI图像100MRI两者以及在第二查看窗口 20w2中仅示出MRI图像100MRI。第二窗口20w2中的MRI图像100MRI通常与第一查看窗口 20W1中的交互式可视化IOOv中(由用户所标识的)目标解剖体位置关联。如图7所示，显示器20能够具有带至少一个Π控件25c的Π 25，该Π 25被配置成允许内科医生或其他临床医生选择是否示出目标组织100MRI的近实时MR图像，与目标解剖结构的模型100M —起示出(图7)和/或在独立的查看窗口中示出(图6、图13-16)。电路60与具有UI 25的至少一个显示器20进行通信。UI 25能够被配置成允许用户将所显示的可视化(淡化)改变成仅包括解剖体的近RT图像，包括解剖体的近RT图像和心脏的配准模型，或者仅包括该配准模型，参见例如图7和图9，图7示出可视化IOOv中的两种类型的图像，而图9仅示出模型100M。UI 25能够是这些选项的开/关选择，或者可以从一个查看选项“淡化”到另一个查看选项。如图所示，虚拟滑动控件25c允许用户改变所示出的内容((近)RT MRI 100MRI到仅模型100M)。电路60c还能够被配置成生成图像，所述图像示出MR图像空间中的装置位置。UI25还能够被配置成允许用户在具有装置和跟踪线圈的实际图像的可视化中淡入和淡出装置80的呈现，以确认位置或者用于附加的可视输入。所述装置可包括用于促进MR图像中的可视识别的其他基准标记点(例如无源标记点或有源标记点，诸如接收天线)。UI 25通常包括多个⑶I控件25c，其能够包括触摸屏输入控件以允许临床医生/内科医生通过放置光标或者通过在所关心的区域上触摸屏幕在图100M中选择所关心的区域。这能够使系统得到那个区域的实时MR图像数据，并且在显示器上提供关联图像和/或限定空间中在那个位置上的扫描平面(它们可以是预设扫描平面)。再次参照图7，显示器20例如能够与Π 25进行通信，该Π 25提供多个用户可选择的不同的图30，使得图或来自其的数据能够在与成像空间配准的所显示的3D解剖图上“打开和关闭”。不同的图能够包括患者特定的3D(立体)解剖图和/或能够在与成像空间配准的3D解剖图上显示的数据。对于组织表征图，该图包括取自如上所述并入其中的MR图像数据的空间相关组织表征数据。UI 25能够包括用于不同功能和/或动作的多个不同的GUI控件25c。GUI控件25c还可以是切换开关、具有方向敏感性以沿一个方向拉伸的触摸屏或者其他图形或物理输入。用户可选择的患者特定图30包括与能够被用户选择用于查看的过程关联的多个组织图，通常包括至少一个并且更通常地为包括若干种类型的组织表征图(或者要在配准的模型上示出的与这样的图关联的数据)。UI 25还能够包括CTI控件，其允许用户选择所述组织特性图中的两个或更多个，其中这样的数据能够共同地(重叠和配准和/或作为合成图像/图)或单独地被示出。如图所示，图30和/或来自其的数据可至少包括多个下列用户可选择数据
(a)区域评估扫描图32r(图17)和/或全局评估扫描图32g(图13)，它们示出组织信息，例如一个区域中的实际损伤图案，以允许临床医生查看区域消融信息(诸如在LA (左心房)、PV (肺静脉)等处)；(b)过程前MRI心脏扫描34 (图7)；(c)在第一时间点(诸如所述过程之前一周或者就在该过程之前)获得的DHEI (延迟高增强)组织表征图35a (图28)；(d)在第二时间点、诸如在一过程期间、可能将近该过程结束时获得的DHE 2组织表征图35b(对于能够被用于在终止过程之前确认PV(肺静脉)或其他目标的完全电隔离的心脏消融过程-替代地，DHE 2图能够与在先的EP消融过程的结束关联)(图27);(e)EA(电解剖)图 35c (图 17)；(f)水肿组织表征图35d(图19)；(g)其他组织表征图35e，例如(i)示出在所述过程期间由组织消融引起的增加的温度的位置的复合热组织表征图；(ii)缺血(无氧或缺氧)组织表征图；(iii)缺氧或坏死组织表征图；(iv)纤维组织图；(V)脉管系统图；(vi)癌细胞/组织图(其中癌症是正被治疗的情况);(h)具有目标部位37p(在本文中也可互换地称为部位55t)的至少一个过程规划图37M以及为易于参考而以不同颜色、不透明性和/或强度被示出的、示出实际部位37a(例如目标和实际消融部位)的后期组织图(参见例如图10，红色/较深点与目标部位关联，而绿色或较浅点与实际部位关联)；以及(i)在外科手术/成像空间中示出装置80的物理表示的装置视图36，例如其中消融导管36a被示出为就位，和/或标测(环)导管36b作为装置80被示出为就位(图9、图11)。这些装置图36可例如在导航模式期间被使用/显示。缺省动作可以是至少在导航模式下示出这些装置，但是用户能够对这个选择取消选定。组织图30 (或者组织表征数据)通常与3D坐标图像空间配准(人工或者经由自动电子图像对齐配准装置)。在一些实施例中，患者的相关图像扫描平面和MR图像数据能够被导入和/或并入组织表征图中的一个或多个，使得能够使用与组织表征图上的解剖位置相关的并且在(已更新的)组织表征图30上示出的MR图像数据自动地或者依据用户请求随时间更新(包括实时地)所述(一个或多个)图。能够在MRI图像空间中使用跟踪和/或标测导管来生成EA图，这可提供更准确或及时的EA图。能够使用示出组织的正常和异常状态、情况和/或行为的MR图像数据来生成所述(一个或多个)组织图 30。例如，(一个或多个)组织表征图能够以不同颜色(或灰度)在所关心的区域中和/或全局地示出心脏组织的热剖面。在其他实施例中，组织表征图能够在心脏的解剖模型上示出梗塞组织、诸如坏死或疤痕组织的其他受损组织、缺氧、缺血、水肿(例如具有水肿的)和/或纤维组织或者以其他方式受损、退化或异常的组织以及正常组织中的一个或多个。在还有其他实施例中，组织表征图能够示出心脏的具有更小或更大的壁运动的部分(例如LA或后壁)等。参数或组织特性是否在相应的组织表征图30中对比正常情况被示出为受损、退化或以其他方式表现异常能够基于患者本身的组织特性的像素强度或者基于与典型正常和/或异常值的群体“标准”关联的预定义值或值的范围或者以上所述的组合。因此，例如，正常的壁运动能够基于与限定的群体标准的比较来标识，并且与那个正常的壁运动的不同偏差能够以不同颜色相对于具有正常壁运动的组织被示出为严重、中等或最小。在另一个示例中，热组织表征图30能够示出相对于其他相邻或非相邻的组织具有升高的温度的组织。因此，例如，在消融期间或者在消融之后不久，损伤组织及其附近的组织相对于非损伤温度或者正常人体温度下的组织能够具有升高的温度。具有增加的强度和/或高于限定水平的强度水平的面积或体积能够被标识为已被消融的组织。不同的消融部位55t能够在图30上示出为具有升高的温度的面积(在所述过程期间的不同时间得到)，并且被自动并入热组织表征图30中和/或依据请求被示出。在一些实施例中，组织特性图30使用与(例如T-I缩短的)造影剂的吸收和滞留关联地获取的MR图像数据。通常，在组织中较长时间的滞留与不健康的组织关联(例如梗塞组织、坏死组织、结疤组织等)，并且是可通过MR图像数据中的图像强度差可视地检测的，例如使用Tl加权序列以示出一个或多个造影剂的滞留时间差。这被称为延迟增强(DE)、延迟高增强(DHE)或后钆增强(LGE)。如上所述，在一些实施例中，所述系统/电路能够采用非选择性饱和的交互式应用来示出造影剂在近实时扫描中的存在。例如，这个选项能够有助于在图像导向的导管导航期间能够有助于瞄准邻接疤痕区域的组织。因此，DHE组织表征图中的DHE图像数据能够被预先获取和/或可包括近RT图像数据。组织图通常是示意或示出如上所述与体积关联的组织表征性质的立体、3D或4D解剖图。所述图能够是彩色的并且被颜色编码，以提供易于理解的图或图像，其中不同的组织表征以不同颜色示出和/或特定表征的不同等级以灰度示出或被颜色编码。术语“颜色编码”表示某些特征或情况以不同色彩、色调或不透明性和/或强度的颜色示出，以可视地强调组织的不同情况或状态或者不同和相似的组织，举例来说诸如对比正常或无损伤组织示出组织中的损伤。在一些实施例中，UI 25能够被配置成允许临床医生增加或降低强度或者改变某些组织表征类型的颜色，例如采用不同查看参数示出损伤组织或具有水肿的组织，例如以高对比色和/或强度、较深的不透明性等示出。组织表征图30中/上的治疗部位，诸如(一个或多个)损伤部位能够基于三维空间中的位置来限定(例如电极基于诸如跟踪线圈的位置检测器被定位在何处、消融电极在何时被激活以进行消融)，但是通常还与或者替代地与关联的扫描平面中的MRI图像数据关联，以在MRI图像中示出(一个或多个)消融部位。MR图像数据还可反映在所述过程期间组织性质在消融之后或期间的变化，例如DHE、热性质、水肿等。电路60c能够被配置成生成组织图37M(图27)，它是从过程前或过程开始时的组织数据和过程内的组织数据生成的用于示出基于所述过程的差异的差别图或比较图。“之前”或“之后”的图能够在显示器上以电子方式重叠并且以不同的颜色、不透明性和/或强度来示出，或者能够减去来自所关心区域(ROI)中的每个图像的对应像素值以示出差别图，或者以其他方式将所述对应像素值集成到合成图中。同样地，Π 25能够允许临床医生选择或取消选择之前或之后的组织表征图(或者在其之间切换)，或者调整显示偏好以允许差异的可视考察。区域更新组织图32能够被用于评估目标或实际治疗部位是否已被成功治疗，例如消融位置是否有期望的透壁性损伤形成。例如，Π 25能够允许临床医生仅通过在诸如区域评估组织图的交互式图100M上指示期望的所关心区域(例如通过在显示器上用手指、光标指出或以其他方式选择点)来选择实际消融的组织的高分辨率或放大的视图。例如，能够示出LSPV中的可疑组织的高分辨率MR图像，使得内科医生能够看到在组织表征图上指示的期望的点上的实际组织。能够根据需要以电子方式在图上标记新目标，并且扫描平 面能够自动以电子方式被选择、标识或者以其他方式与新目标位置关联。图13示出具有并排查看窗口的显示器20，一个窗口示出具有图100M(它可以是组织表征图)的可视化，而另一个窗口具有在主动治疗模式期间的局部组织的至少一个近RTMRI图像。图22A和图22B示出局部组织的轴向和正面视图的两个窗口。图22A示出在消融之前的组织，而图22B示出在消融期间或之后的组织。例如，在消融模式期间，所述系统能够使用缺省查看规则来显示在例如消融的治疗期间受影响的组织的近实时MR图像数据，按照本发明的实施例，通常示出局部组织和治疗(消融尖端)的正面视图和侧视图。在某些实施例中，交互式可视化图IOOv和/或模型100M在所有消融或一些消融期间可以不被显不O参照图8、图12和图25，在一些实施例中，UI 25还能够包括用户输入控件25c以允许用户在组织规划图37M上标识和/或选择(例如标记)目标消融部位55t，并且随后提供计划的和实际的消融组织图37a(其可被覆盖以不同颜色以易于在查看时进行比较)或者合并到指示计划部位和实际部位两者的合成图中(图10)。图14、图17和图22A-22B示出能够基于实际的MR图像数据被示出的组织的放大(高分辨率图像)视图。这允许内科医生在治疗(例如消融)之前和/或期间看到为治疗(例如消融)被瞄准的组织。这种类型的查看能够在规划阶段期间执行，或者为了在消融之后而不是仅在治疗期间评估损伤以得到组织特定的数据。在一些实施例中，能够响应于用户输入而在交互式可视化中示出放大的图像视图。也就是说，图像视图能够是基于目标治疗部位55t在图100M中或在图100M上的布置的。图14示出临床医生(内科医生)能够在交互式可视化IOOv的模型100M上标记区域，其被示出为靠近左窗口的左侧的圆圈。图15示出损伤图案可以是不完整的。图16示出图14中的标记区域可限定右侧查看窗口中用于特写视图的扫描平面。图10、图12和图13示出“完整的”规划图37M，其具有用于形成期望的透壁性损伤和/或内科医生(用户)所选择的电隔离图案的多个目标消融部位37p/55t。图10示出计划的和实际的治疗部位两者。在指示计划消融图案之后或者当标记或特定损伤部位被选择和/或布置在规划图37M上时，内科医生/用户能够考察该点的实时MR图像数据，并且确认所选部位是(一个或多个)期望的目标消融部位55t。图8示出显示器能够示出应用于模型IlOM的计划消融部位图案55t连同近实时患者MRI数据。在一些实施例中，计划的治疗(例如消融)模式能够使用基于待治疗的预定义情况以及与目标解剖体关联的某些基准的以电子方式生成(缺省)的模板。所述模板还可基于用于能够以电子方式被存储以供对不同患者使用这样的情况的临床医生特定的偏好。该模板能够基于患者特定的解剖体或其他信息来修改。消融图案能够在模型100M于图像空间中的配准之前以电子方式在模型100M上“绘制”或标记。所述系统能够被配置成在图像空间中的配准之后以电子方式为不同的标记损伤部位或区域标识相关扫描平面，或者提出 与将包括(一个或多个)目标消融部位的局部解剖体的轮廓匹配的扫描平面。图17示出，显示器能够在一个查看窗口中示出交互式可视化ΙΟΟν，并且所指示区域中的先前的消融能够具有能够被用于为损伤的区域评估或其他治疗限定新的(或当前的)扫描平面的(一个或多个)电子的关联扫描平面。图20示出可视化IOOv能够被用于确认期望的治疗计划(消融部位)并且设置区域扫描平面。还要注意与图8的差异，其中该可视化按照用户输入与MR图像数据相比更突出地示出模型。能够基于用户输入或缺省设定以线栅形式(图9)或者以变化的强度或不透明性来示出模型/图100M。图9还示出在可视化IOOv中被抑制或未示出的近RT图像数据。图22A示出(一个或多个)治疗(例如消融)视图的扫描平面能够如上所述基于所标识的(一个或多个)跟踪线圈82c的位置自动被确定。电路60c能够以电子方式限定和预设与相应的目标消融部位关联的扫描平面，该相应的目标消融部位与3D空间中的实际位置相关，该位置进而作为那个目标位置的预设扫描平面以电子方式被存储在电子存储器中。当治疗装置80在所述过程期间到达目标解剖体(例如心脏)中的对应物理位置时，能够自动显示治疗视图模式(例如消融视图模式)下的MRI图像。每当治疗装置80 (例如消融导管)接近与目标部位关联的限定位置时，计划目标部位55t还可被用于限定内科医生视图(3D透视)，例如预设视图。因此，在规划图37M中所标识的目标部位55t能够被用于预设与实时MRI关联的扫描平面以及与供显示的3D视图关联的扫描平面两者，而无需另外的临床医生输入。在所述过程期间，当装置80 (例如消融导管)的末端80t接近与目标治疗(例如消融)部位55t对应的位置时，电路60c (例如MR扫描仪10S)能够基于装置端部的位置使用“在运行中(on the fly)”限定的扫描平面(通常被选择成使得切片包括向前投影超出装置尖端一定距离的区域，诸如在大约0-4_之间，通常在大约1-2_之间)和/或使用与那个位置关联的预设扫描平面中的一个或多个来自动选择“捕捉(snap to)”尖端位置的扫描平面以得到关联组织的实时MR图像数据。扫描平面能够在治疗之前或期间响应于装置的移动(如通常由跟踪线圈所检测到的那样)而被调整。图11指示当装置80接近或接触目标组织时使用再调用的预设扫描平面的自动视图。例如，在一些实施例中，如果内科医生移动消融导管，则电路60c和/或MR扫描仪IOS能够调整扫描平面以得到示出损伤的消融的切片，包括示出正被消融的组织的基本实时的MRI的侧视图和正面视图。扫描平面被选择成包括沿装置线在轴向上向外投影一定距离以包括相关组织的切片。
除了基本连续地收集可视化和/或消融或其他治疗视图模式中的“新”图像数据之外，数据还能够由算法及其他装置来处理，以便近实时地或者依据请求生成并且向外科医生回送所关心的解剖体的连续更新的、患者特定的解剖组织表征图。图23示出所述系统能够采用附加的可视指示符和“目标”标记示出治疗装置80的位置以帮助到所述部位的导航。图24A-24D示出所述系统能够生成可视导航标记点用于促进使用MRI导向的对齐。在具体实施例中，在消融期间，MR温度测量(2D)能够被用于示出实时消融形成，其中取沿导管的切片并且示出温度剖面上升。所设想的是2D和/或3D GRE脉冲序列能够被用于得到MR图像数据。但是，也可使用其他脉冲序列。图18和图19示出能够被导入(并且与图像空间配准)供在心脏介入过程期间使用的预先获取的患者数据的图30的示例，其通常被用作交互式可视化IOOv中的图100M。如图18所示，能够在实际介入过程之前(通常紧接在其之前)或者在患者处于MRI扫描仪中的同时或者从基于X射线的系统得到EA图，其中能够从所述基于X射线的系统将EA图与不同的图配准，诸如组织表征图30，并且在显示器20上示出该EA图。在一些实施例中，组织表征图能够包括、并入、覆盖或下衬来自EA图的数据或EA图(它可从X射线成像形态导入或者在MRI扫描仪中生成)，以限定集成的电性质和组织表征组合图。电活动能够经由电活动传感器来检测，其中所述电活动传感器能够检测能感测心脏组织中分部的或标准的电活动的阻抗或其他电气参数，如本领域的技术人员已知的那样。电解剖图或来自其的数据在被使用时能够与可视化图100M(例如不同的组织表征图)配准，使得使用在介入期间生成的MR数据的MR数据更新能够被生成并且被显示在集成图上。同样地，UI 25能够被配置成允许临床医生选择或取消选择EA图(在其被使用时)，使得来自EA图的信息根据需要以电子方式被剥离或移除(和/或重新添加)至图IOOM0在其他实施例中，图100M被保持为与EA图分离，并且在被使用时，EA图与组织表征图分开在独立的窗口或屏幕中示出。图21和图27示出MRI DHE组织表征图的示例。图21示出在所计划的过程之前，通常在大约I周之前获得的过程前“规划的”DHE图像。在一些实施例中，DHE图像能够在先前的消融过程之后获得，示出不完全的电隔离/疤痕形成的位置，用于帮助计划当前过程的目标部位。规划图能够被放置在可视化中的图之上，使得用户/内科医生能够标记目标消融部位55t，如上所述(这在一些实施例中还可以限定在一过程期间的消融之前的预设扫描平面和视图)。图27示出能够用于评估消融部位的过程内DHE图。图28示出图100M能够按照本发明的实施例被呈现以(通过不同颜色)示出目标和实际消融部位的位置，以允许临床医生评估疤痕形成和/或过程内与所计划的过程的变化。MRI扫描仪IOS (图1_3)能够基本连续地被操作，以提供能够被用于依据请求或者自动地在可视化中生成更新的图100M的图像数据。这个操作能够“处于后台”，例如对用户是透明的，以便不会减慢所述过程，同时在该过程的进程期间提供更新的图像和跟踪数据。
在一些实施例中，装置-组织界面IOOi (图I、图22A、图22B)能够采用Tl加权的FLASH序列(Tlw FLASH)来可视化，以定位尖端80t。能够输送RF或其他消融能量，并且心肌或其他目标组织的变化和损伤形成能够近实时地使用T2加权的HASTE(T2w HASTE)序列来可视化。能够使实时(RT)-MRI序列、Tlw FLASH和T2w HASTE图像切片对齐，以允许依据组织接触对装置80的可视化或者允许消融能量的激活以允许装置80 (例如导管)、装置-组织界面IOOi和/或(心肌)组织的可视化而同时接收治疗，例如消融能量。 在一些具体实施例中，在导航模式(而不是消融模式)期间，能够使用与用在高分辨率消融模式中的不同的脉冲序列来可视化导管80，举例来说诸如为使用具有大约5. 5fps的GRE或SSFP (例如TrueFISP)脉冲序列的RT MRI序列，跟踪线圈82c能够被用于空间取向和定位。(近)实时的典型扫描参数包括回波时间(TE) I. 5ms、重复时间(TR) 3. 5ms、大约45度或大约12度的翻转角、切片厚度5mm、分辨率I. 8mmX 2. 4mm、简缩因数(R)为2的并行成像。在使用SSFP的一些实施例中，翻转角为大约45度。一旦装置位置被认为是适当的(使用跟踪线圈82c)，处于关联扫描平面的脉冲序列能够被用于生成导管尖端80t和(心肌)组织界面的高分辨率可视化。例如，Tl加权的3D FLASH序列(Tlw FLASH)，如上所述。能够使用内部体积获取(IVA)黑血制备T2加权HASTE (T2w HASTE)或黑血制备快速自旋回波(TSE)序列来获取消融或其他治疗期间的心肌或其他目标组织的图像。HASTE和TSE序列参数的示例分别包括TE = 79ms/65ms,TR =3次心跳，厚度大约为4mm的3个邻接的切片，分辨率为I. 25mmXl. 78mm/1. 25mmXl. 25mm,使用SPAIR方法的脂肪饱和，以及R = 2的并行成像。典型的心跳速率和自由呼吸能够对成像提出挑战。在一些实施例中，(近)RT导航成像切片(例如以5. 5fps的GRE脉冲序列)能够与高分辨率的组织界面切片(例如TlwFLASH)对齐以得到导管-组织界面的可视化。随后，采用Tlw FLASH所得到的那些切片能够与采用黑血制备T2w Haste图像所得到的切片对齐以得到能量输送期间的心肌组织/受损表征。这种逐步方式能够允许心房内的特定点的置信定位，而同时消融组织，并且同时使组织可视化以用于与损伤形成关联的组织受损的近实时评估。在一些实施例中，能够使采用不同序列所获取的切片交错，以为导管可视化和损伤输送提供交互式环境，UI能够允许用户在这些视图之间切换，或者能够基于这些图像切片或者导航与消融或介入模式/视图使视图交替。还要注意的是，本文所描述的序列作为适当序列的示例来提供，并且所设想的是其他已知序列或者新开发的序列可被用于心脏消融或其他解剖或介入过程。图29示出使用心脏MRI介入套件19的一个具体实施例，该心脏MRI介入套件19带有集成的电缆管理系统，该电缆管理系统连接多个连接患者的引线，这些引线即使在患者在台架16上被移入或移出磁体膛腔(磁体能够是开面的或者是闭合磁体配置)时也保持就位以允许临床医生直接接近患者。引线的另一端连接到位于远离患者处的电源、监视器和/或控件(通常在控制室中而不是在磁体室中)。如图29所示，MRI介入套件19能够包括IV架140(通常附连到扫描仪台/台架16)以及通过天花板布线(例如它们向上延伸，通过天花板并且在天花板上方)、连接到插线架135和/或137的电缆200η(其中“η”通常在大约1-400之间，典型地在大约5-100之间)的接线板150。麻醉车160的电缆连接210η也可通过天花板布线(其中η通常在大约1-400之间，典型地在大约5-100之间)。电缆连接220n、210n通过天花板在房间10a、10b之间延伸，并且能够通过接线板250连接到远程装置500。在一些实施例中，脚踏开关电缆连接220η也能够通过地板槽延伸至接线板/第二房间IOb (其中“η”通常在大约1-100条电缆之间)。对于示范性心脏套件的其他描述，参见序列号为12/708，773的美国专利申请，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。电缆还可替代地在地板下方、之上或上方布线，悬挂于墙壁，采用无线连接等(以及它们的组合)。如本领域的技术人员已知的那样，通常在单个患者心脏(AFIB)EP过程期间有大约60-100个损伤被生成。其他心脏过程可能仅要求大约I个消融或者少于60。典型的患者介入心脏过程持续不到大约4个小时，例如大约1-2小时。每个损伤部位能够在大约30秒至大约2分钟之内被消融。可生成线性的透壁性损伤(诸如“连续”拖动法损伤)，或者可生成“点”损伤，这取决于所选择的治疗和/或正被治疗的情况。连续损伤可被形成为一系列重叠的点消融损伤或者形成为连续“拖动”损伤。所述系统能够包括监测电路，该监测电路能够自动检测哪些装置连接到患者插线架。这种配置能够被实现的一种方式是通过在插线架和/或接口以及与其连接的各种装置中使用ID电阻器。MRI扫描仪计算机或处理器或者临床医生工作站模块或处理器能够经由连接C0N1、C0N2和C0N3来监测电阻器。装置80 (图I)能够具有通过连接到C0N1、C0N2和C0N3的线来修改阻抗的内置电阻器。阻抗值的变化帮助监测器监测哪个装置被连接。一旦进行了该确定，扫描仪可自动加载特殊的获取参数、显示参数，并且更新过程进度以在举例来说诸如工作站60(图3)处的显示器20上显示。MR扫描仪IOS与装置80之间的电隔离能够经由MRI套件内部和外部的低通滤波器来提供。如本领域的技术人员已知的那样，MRI套件中的部件能够使用内置于包围MRI套件的RF屏蔽体中的波导来连接到外部部件。消融导管80能够连接到适当能量源，所述能量源举例来说诸如为具有配置用于3Τ磁场(在使用3Τ系统的情况下)的MR兼容接口电路的 Stockert 70RF 发生器(Biosense Webster, Diamond Bar, CA,美国)。所述系统能够包括具有Siemens Verio系统(Siemens Healthcare,Erlangen,德国)或其他合适的扫描仪以及合适的外部成像线圈的EP套件，所述外部成像线圈诸如为脊柱和/或人体阵列线圈，如本领域的技术人员已知的那样。本发明的实施例可与导航和标测软件特征结合使用。例如，本文所述装置和系统的当前和/或将来版本可包括具有自适应投影导航和/或3D立体标测技术的特征，后者可包括与美国专利申请10/076,882关联的方面，通过引用将其整体并入本文。虽然本文主要相对于使用消融电极的心脏EP过程来描述，但是能够使用其他消融技术，举例来说诸如激光消融、热(加热液体)消融和冷冻消融。类似地，本文所述的系统和部件能够可用于其他MRI导向心脏外科手术介入过程，包括例如使用MRI将生物制剂或其他治疗药品输送到心脏组织中的目标位置。一些介入工具可包括用于改进局部组织的SNR的MRI接收天线。在一些实施例 中，天线具有在大约l-5cm之间的焦距或信号接收长度，并且通常被配置成具有查看长度以接收来自大约1-2. 5cm之间的局部组织的MRI信号。MRI天线能够被形成为包括同轴和/或三轴天线。但是，能够使用其他天线配置，举例来说诸如拉杆天线、线圈天线、无环天线(loopless antenna)和/或环形天线。参见例如美国专利No. 5，699，801、5，928，145、6，263，229,6, 606，513,6, 628，980,6, 284，971,6, 675，033 和 6，701，176，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。还参见公开号为2003/0050557、2004/0046557和2003/0028095的美国专利申请，通过弓I用也将其内容并入本文，如引述其全文一样。图像数据还能够包括由贯穿食道的天线导管在所述过程期间所得到的图像数据。参见例如美国专利No. 6，408, 202，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。如上所述，本发明的实施例可采取完全软件实施例或者结合软件和硬件方面的实施例的形式，在本文中一般全部称为“电路”或“模块”。此外，本发明可采取计算机可用存储介质上的计算机程序产品的形式，所述介质具有在其中实施的计算机可用程序代码。可利用任何合适的计算机可读介质，包括硬盘、CD-ROM、光存储装置、诸如支持因特网或内联网的那些的传输介质或者磁存储装置。一些电路、模块或例程可用汇编语言或甚至微码来编写，以提高性能和/或存储器利用率。还将理解的是，任何或全部程序模块的功能也可使用分立硬件部件、一个或多个专用集成电路(ASIC)或者编程的数字信号处理器或微控制器来实现。本发明的实施例不局限于特定编程语言。为了便于开发，用于执行本文所述的数据处理系统、方法步骤或动作、模块或电路(或其部分)的操作的计算机程序代码可用诸如Python、Java、AJAX (异步JavaScript)、C和/或C++的高级编程语言来编写。另外，用于执行示范性实施例的操作的计算机程序代码也可用其他编程语言来编写，诸如但不限于解释语言。一些模块或例程可用汇编语言或甚至微码来编写，以提高性能和/或存储器利用率。但是，实施例不局限于特定编程语言。还将理解的是，任何或全部程序模块的功能也可使用分立硬件部件、一个或多个专用集成电路(ASIC)或者编程的数字信号处理器或微控制器来实现。程序代码可完全在一个计算机(例如工作站计算机或扫描仪的计算机)上、部分在一个计算机上、作为独立的软件包，部分在工作站的计算机或扫描仪的计算机上以及部分在本地和/或远程的另一个计算机上或者完全在另一个本地或远程的计算机上运行。在后一种情况下，另一个本地或远程计算机可通过局域网(LAN)或广域网(WAN)连接到用户计算机，或者可与外部计算机进行连接(例如通过使用因特网服务提供商的因特网)。部分参照按照本发明的实施例的方法、设备(系统)和计算机程序产品的流程示和/或框图来描述本发明。将理解的是，流程示和/或框图中的每个框以及流程示和/或框图中的框的组合可通过计算机程序指令来实现。这些计算机程序指令可被提供给通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理设备的处理器以产生机器，使得经由计算机或其他可编程数据处理设备的处理器执行的指令创建用于实现在流程图和/或框图的一个或多个框中规定的功能/动作的装置。这些计算机程序指令还可被存储在计算机可读存储器中，它们能够指导计算机或其他可编程数据处理设备以特定方式运行，使得存储在计算机可读存储器中的指令产生一件制造产品，其包括实现在流程图和/或框图的一个或多个框中规定的功能/动作的指令
>J-U ρ α装直。计算机程序指令还可被加载到计算机或其他可编程数据处理设备中，以使一系列 操作步骤在计算机或其他可编程设备上执行，从而产生计算机实现的过程，使得在计算机或其他可编程设备上执行的指令提供用于实现流程图和/或框图的一个或多个框中规定的功能/动作的部分或全部的步骤。
本文中的某些图中的流程图和框图示出本发明的实施例的可能实现的示范性架构、功能和操作。在这点上，流程图或框图中的每个框表示模块、分段或部分代码，其包含用于实现(一个或多个)规定逻辑功能的一个或多个可执行指令。还应注意的是，在一些备选实现中，框中所示的功能可不按照图中所示的次序出现。例如，连续示出的两个框实际上可基本同时被执行，或者这些框有时可按照相反次序执行，或者两个或更多个框可以被结合，这取决于所涉及的功能。 工作站60和/或接口 44、84或者插线架还可包括允许所述系统与MRI扫描仪IOS和滤波器等进行合作的去耦/调谐电路。参见例如美国专利No. 6，701, 176,6, 904, 307和公开号为2003/0050557的美国专利申请，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。在一些实施例中，体内装置80被配置成虑及安全的MRI操作，以便降低电流或电压在组织中的所不期望的沉积的可能性(抑制或防止所不期望的加热)。装置80能够包括RF扼流圈，诸如一系列轴向间隔开的Balun电路或其他合适的电路配置。参见例如美国专利No. 6，284，971以得到对能够抑制RF感应电流的RF抑制同轴电缆的其他描述，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。连接导管(或其他介入装置)之上或之中的电极或其他部件的导体还能够包括一系列前后分段(back and forth segments)(例如引线能够在长度方向沿其长度自行接通多次)和/或包括包括高阻抗电路。参见例如序列号为11/417，594、12/047，602和12/090，583的美国专利申请，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。虽然未示出，但是在一些实施例中，装置能够被配置成具有一个或多个管腔和出口，并且能够被使用和/或向目标区域输送期望的细胞、生物制剂和/或治疗药品。图30是能够与系统10配合使用的电路或数据处理系统190的示意图。电路和/或数据处理系统190可被并入任何合适的一个或多个装置中的数字信号处理器。如图30所示，处理器310与MRI扫描仪IOS进行通信和/或与其构成整体，并且经由地址/数据总线348与存储器314进行通信。处理器310能够是任何市场销售或定制的微处理器。存储器314代表存储器装置的整体分级结构，其包含用于实现数据处理系统的功能的软件和数据。存储器314能够包括但不限于下列类型的装置高速缓存、ROM、PROM、EPROM、EEPROM、闪速存储器、SRAM和DRAM。图30示出存储器314可包括在数据处理系统中使用的若干类别的软件和数据操作系统349、应用程序360、输入/输出(1/0)装置驱动程序358和数据355。数据355还能够包括装置(消融导管)尺寸(例如跟踪线圈到尖端的距离)和患者特定的图像数据355。图30还示出应用程序354能够包括跟踪线圈位置标识计算模块350、可视化呈现模块352、交互式可视化(和Π)模块353、组织表征图模块356以及目标消融部位的预设扫描平面模块354和UI界面模块353。如本领域的技术人员将理解的那样，操作系统349可以是适用于与数据处理系统配合使用的任何操作系统，诸如来自International Business Machines Corporation,Armonk,NY 的 0S/2、AIX 或 zOS、来自 Microsoft Corporation,Redmond,WA 的 Windows CE、Windows NT、Windows95、Windows98、Windows2000、WindowsXP、Windows Visa、Windows7、Windows CE或其他Windows版本、Palm OSΛSymbian 0S、Cisco I0S、VxWorks、Unix或Linux、来自Apple Computer的Mac OSΛLab View或者专有操作系统。例如，VxWorks能够在扫描仪的序列发生器上运行用于准确控制脉冲序列波形定时。I/O装置驱动程序358通常包括由应用程序360通过操作系统349访问的软件例程，以与诸如(一个或多个)I/o数据端口、数据存储装置356和某些存储器314部件的装置进行通信。应用程序360示出实现数据处理系统的各种特征的程序并且能够包括支持按照本发明的实施例的操作的至少一个应用。最后，数据356表示由应用程序360、操作系统349、I/O装置驱动程序358以及可驻留在存储器314中的其他软件程序所使用的静态和动态数据。
虽然例如参照在图30中是应用程序的模块350、352、353、354、356来示出本发明，但是如本领域的技术人员将理解的那样，也可使用其他配置，而同时仍然获益于本发明的示教。例如，模块还可以被并入操作系统349、I/O装置驱动程序358或者数据处理系统的其他这样的逻辑划分。因此，本发明不应被理解为局限于图30的配置，其意在包含能够执行本文所描述的操作的任何配置。此外，模块，即模块350、352、353、354、356中的一个或多个能够与诸如独立的或单个的处理器、MRI扫描仪IOS或工作站60的其他部件进行通信或者完全或部分地并入其中。I/O数据端口能够被用于在数据处理系统、工作站、MRI扫描仪和另一个计算机系统或网络(例如因特网)之间传递信息或者将信息传递到处理器所控制的其他装置。这些部件可以是诸如在许多常规的数据处理系统中所使用的那些的常规部件，它们可按照本发明来被配置成如本文所描述的那样进行操作。下面将论述组织表征图的非限制性示例。热组织表征图热组织表征图能够基于给定时间点的热状态，或者可作为不同组织位置在不同时间上(例如在消融过程的不同时间上不同点的消融期间和/或之后)的加热的合成来提供。热图能够与内部消融导管(例如尖端)在不同时间上的位置配准，使得消融导管尖端的位置与那个时间那个位置上的热活动/状态相关，因为那是生成示出增加的热活动/加热的那个区域的图像数据的时间帧。也就是说，图像扫描平面被获得以示出消融导管尖端位置上的组织。图像扫描平面通常向前投影离开跟踪线圈的已知距离，使得在消融尖端前方的损伤组织被成像。能够使用温度成像技术(MR温度测量)来得到MR热数据，以示出温度或相位变化。脉冲序列的示例包括例如SSFP和2D GRE。脉管系统组织表征图患者的分段MRA(磁共振血管造影)成像体积能够被用于生成脉管系统组织特性图，它可指示脉管结构中具有增加的血流和/或更大和更小通道的区域。纤维组织表征图患者的基于对比度和非基于对比度的MRI图像能够标识目标组织(例如心脏)中的纤维组织。基于对比度的组织表征图能够基于造影剂使用MR图像数据来示出或检测组织损坏，所述造影剂诸如为附于或者主要保留在健康和不健康组织其中之一而不是两者中的那些试剂，例如相比于一个组织，更多造影剂被占据、附于或驻留或保持在另一个组织中，使得MR图像数据将可视地标识差别(使用像素强度)。造影剂能够是任何已知或将来开发的生物兼容试剂中的一个或多个，当前通常为钆，但是也可包括耦合到试剂并且有选择地与存在于一种类型的组织中而不存在于其他类型的组织(例如不健康的组织)中的抗原决定基(epitope)绑定的抗体或者其衍生物或成分，使得抗原决定基以较大数量存在于一种类型的组织而不是另一种类型的组织中。替代地，抗原决定基能够同时存在于两种类型的组织中，但是由于空间阻断效应而不易与一种类型的组织绑定。与成像空间配准的组织特性图能够允许临床医生评估LA心肌体上的疤痕形成(PV的隔离)以及增强的量两者，其可指示不良结果预测，并且临床医生可决定继续消融或者改变消融位置或方案(例如推动临床决定)。能够被用于延迟超增强MRI的脉冲序列的示例包括例如梯度回波、诸如SiemensMRI扫描仪上的TrueFISP的SSFP (稳态自由进动)、GE MRI扫描仪上的FIESTA和PhilipsMRI扫描仪上的b-FFE。水肿组织表征图在消融之后(和/或期间)，组织通常将具有水肿。这能够在MRI中例如使用诸如 T2加权快速自旋回波、HASTE (Siemens术语)、SSFP或T2加权梯度再调用回波(GRE)的脉冲序列来检测。一些组织表征图可示出重叠的或以其他方式组合为能够被用于评估一过程的合成图的水肿和热图。例如，可视地评估是否存在完全或不完全的疤痕形成以隔离肺静脉。据信，隔离PV的完全疤痕形成与对AFIB更好的预后关联。心壁运动纟目织表征图MRI能够被用于评估心壁运动。异常运动能够在组织表征图上可视地被指示。可用于确定心壁运动的脉冲序列的示例包括例如DENSE、HARP和MR标签。因此，将理解的是，本发明的实施例针对系统，包括硬件和/或软件及相关方法，以在整个MRI导向心脏过程中、例如MRI导向过程中基本连续地收集和构建能够在目标解剖结构/区域(例如，诸如心房的心脏腔室)的图上示出的患者特定的解剖组织表征图或关联数据。系统的实施例能够在所述过程期间在组织正被治疗(例如被消融)的同时生成并且在预设视图中近实时地示出组织。虽然主要相对于MRI导向心脏系统论述了实施例，但是所述系统能够被用于其他解剖区域，并且输送或施加其他治疗剂以及用于诊断过程。例如，食道和食道附近的解剖体，例如大动脉、冠状动脉、纵隔、肝胆系统或胰腺以便产生与那些区域中的结构有关的解剖信息，“胰腺肝胆”结构(即肝、胆、胆管和胰腺的共同结构)、支气管肺淋巴结结构(包括肺和气管支气管树的结构)、鼻咽系统(例如经鼻引入的装置可适合于评估Willis动脉环及相关脉管结构的异常，例如先天或其他动脉瘤)、近上呼吸消化道系统或甲状腺、耳道或耳咽管、准许对中耳或内耳异常的解剖评估，并且还准许对相邻头内结构和损伤的评估。本发明的系统和方法可特别适用于其程度不易诊断的那些损伤，诸如基底细胞癌。这些损伤可沿神经进入眼眶或者进入颅内区域，在采用传统成像形态向切除外科医生或者执行活组织检查的外科医生提供关于淋巴结侵害的可能区域的实时信息的情况下，扩展对承担切除手术的外科医生不明显。还设想的是所述系统能够被用于“头和颈”，这共同表示上述耳、鼻和喉以及上呼吸消化道系统的那些结构，传统上落入耳鼻喉学领域。本文所使用的术语“头和颈”还将包括颈的那些结构，诸如甲状腺、副甲状腺、腮腺和颈部淋巴结，并且还将包括颅神经的颅外部分，包括但不限于面神经，这后一种神经从其进入内耳道向外被包含。本文所使用的术语“头和颈”还将包括眼眶或眼球的那些结构，包括眼球运动肌肉和神经、泪腺和附属器结构。如在本文中所使用的那样，术语“头和颈”还将包括上述头和颈结构附近的那些颅内结构。作为示例，这些颅内结构可包括脑下垂体、松果体、各种颅神经的核子、颅神经的颅内扩展、小脑桥脑角、Wi 11 i S动脉环及关联的脉管结构、硬脑膜和脑膜在还有其他实施例中，所述系统能够被用在生殖泌尿器系统中，例如尿道、IU列腺、膀胱、子宫颈、子宫及其附近的解剖体。如在本文中所使用的那样，术语“生殖泌尿”将包括尿路、男性生殖系统和女性生殖系统的那些结构。尿路结构包括尿道、膀胱、输尿管、肾及相关神经、脉管、淋巴和附属器结构。男性生殖系统包括前列腺、精囊、睾丸、附睾及相关神经、脉管、淋巴、导管和附属器结构。女性生殖系统包括阴道、子宫颈、非孕卵和孕卵子宫、输卵管、卵巢、卵子、受精卵、胚胎和胎儿。术语“生殖泌尿”还表示围绕或支承上述结构的那些骨盆结构，诸如尿道旁组织、尿生殖隔或骨盆底的肌群。所述装置能够被配置成用于经尿道的放置以用于评估和治疗女性尿失禁或出血并且可使用局部组织的高分辨率图像，例如不同层的尿道旁组织。要理解的是，例如，在围绕尿道的肌肉层中清楚标识的中断可用外科手术来修复，但是还必须通过与异常部位有关的详细解剖信息来导向。所述装置还可被配置成用于在生殖泌尿系统中的放置，诸如放入输尿管或肾盂、尿路或者在分析阴道及其附近的解剖体时经阴道的使用。例如，经阴道或经子宫颈的子宫内放置可用于诊断瘤形成、诊断和治疗子宫内膜异位以及评估不孕或诊断、治疗引起骨盆疼痛综合病症的骨盆失调、评估/治疗子宫颈和子宫恶性肿瘤以及确定其阶段、产科使用，诸如准许母体和胎儿的解剖评估。在另一个实施例中，所述系统能够被用于评估和/或治疗直肠或结肠，通常通过经直肠路线来进行，其能够经由肛门被插入直肠、乙状结肠或降结肠内能够可视化指定解剖体的程度。例如，这种方式可被用于圈定前列腺解剖体的范围，并且还可导向经直肠或经尿道进行的对损伤的活组织检查或摘除。在其他实施例中，本发明的系统和方法可被用于评估、诊断或治疗胃肠系统中的结构，或者用于评估、诊断或治疗胃肠解剖体的区域。如在本文中所使用的那样，术语“胃肠”将包括消化系统的结构，其中包括食道、胃、十二指肠、空肠和回肠(小肠)、阑尾和结肠。术语“胃肠解剖体”将表示胃肠系统的结构以及周围的支承结构，诸如肠系膜以及包围结构，诸如腹膜、横隔膜和腹膜后腔。胃肠系统的失调是医疗领域众所周知的，胃肠解剖体的失调也是如此。在示范性实施例中，体内装置可以被传递到胃部。在其他实施例中，本发明的系统和方法可被用于评估、诊断和治疗脉管系统。脉管系统被理解为包括人体的动脉和静脉血管两者。脉管系统包括正常和异常血管两者、命名和未命名的脉管以及新生血管。使用本领域的普通技术人员所熟悉的技术来接近脉管系统。本发明可以被用在所有尺寸的血管中，并且体内装置可在尺寸上适于进入较小口径的脉管，诸如包括末梢冠脉循环、颅内循环、四肢末梢的循环或者腹部内脏的末梢循环的那些。此外，按照这些系统和方法，将装置定位在脉管系统内可用于评估、诊断和治疗相邻或接近装置位于其中的特定脉管的结构中的情况。这样的结构被称作“血管周围结构”。作为示例，放置在冠状动脉内的装置可提供与血管本身有关以及与由该血管灌注的或者与该血管相邻的心肌有关的信息。这样定位的装置可能够导向针对心肌组织的治疗介入，并且还可能够导向针对脉管本身的血管内或血管外操控。本领域的普通技术人员将易于理解，在脉管系统中使用本发明的系统和方法存在许多其他应用或者仅通过常规实验就可以发现许多其他应用。要理解的是，使用修改成适合预计目的和解剖体的系统、装置以及本发明的方法对解剖结构的接近可经由自然出现的解剖入口或管腔来提供，如在上述示例中所指示的那样。但还要理解的是，使用这些系统和方法对解剖结构的接近还可使用已用医学方法创建的临时或永久的入口另外地提供。此外，所述方法 和系统可与机器人驱动的系统而不是人工系统进行合作。消融导管参照图31-46，按照本发明的一些实施例的、供在MRI导向消融过程中使用的柔性(可控)消融导管80被示出。消融导管80包括具有通过其中的至少一个管腔404 (图34)的伸长的柔性壳体或轴402，并且包括相对的末端部分和近端部分，分别为406和408。末端部分406包括具有用于消融目标组织的消融电极410e (图33)的消融尖端410。单独标识为412、414并且等效于图2-3的线圈82c的一对RF跟踪线圈被定位在消融尖端410的上游，如图所示。消融尖端410能够包括用于感测局部电信号或性质的第二电极，或者消融电极410e能够是双极的，并且既消融也感测。导管80的近端部分408可操作地固定在手柄440上。导管轴402由柔性的、生物兼容并且MRI兼容的材料制成，举例来说诸如为聚酯或其他聚合材料。但是，各种其他类型的材料也可被用于形成导管轴402，而本发明的实施例并不局限于任何特定材料的使用。在一些实施例中，轴近端部分408由比末端部分406更硬的材料制成。近端可比末端部分406与近端部分408之间的中间部分更硬。导管80能够被配置成降低由电流或电压在组织中的沉积引起的不希望有的发热的可能性。导管80能够包括RF扼流圈，诸如一系列轴向间隔开的Balun电路或其他合适的电路配置。参见例如美国专利No. 6，284，971以得到对能够抑制RF感应电流的RF抑制同轴电缆的其他描述。图32A和图32B分别示出采用基本上伸长的配置(图32A)和采用铰接和/或曲线配置(图32B)的图31的消融导管的末端部分406。使末端部分406铰接和/或弯曲和/或形变的能力促进在消融过程期间将消融尖端410定位在期望的位置上(例如在心脏中)。如在本文中所使用的那样，术语“铰接(articulation) ”意在包括能够移动或修改或成形消融尖端部分410的所有方式(例如曲线移动、形变移动等)。在所示出的实施例中，末端部分406的铰接通过设置在导管轴402中的牵引线436 (图37)的移动来实现。牵引线436的移动经由导管近端部分408处的手柄440来实现，如将在下文中描述的那样。手柄440被用作与牵引线436结合以使末端部分406铰接的致动器。可利用各种类型的致动器(例如杠杆、活塞、拇指滑块、旋钮等)。本发明的实施例并不局限于所示出的手柄和牵引线致动器。图33是图31的消融导管80的末端部分406的放大的局部透视图。末端部分406具有消融尖端410并且通常具有至少两个RF跟踪线圈412、414。RF跟踪线圈412、414被定位在消融尖端410的上游并且以间隔开的关系与其相邻。RF跟踪线圈412、414各自经由相应的电缆(例如同轴电缆)416、418(图34)电连接到MRI扫描仪的相应通道以用于在3D空间中跟踪导管80的位置，所述电缆纵向延伸通过导管轴管腔404并且终止于手柄440中的电连接器接口 450(图43)。在图33所示的实施例中，RF跟踪线圈412、414被支承在相应线圈支架415中，线圈支架415被固定在导管轴402上，如图所示。RF跟踪线圈412、414能够紧密间隔，并且在一些实施例中，可在离消融尖端410大约12mm之内。在一些实施例中，每个RF跟踪线圈412、414各自可具有大约2_16匝，并且可在导管轴402的纵向具有在大约O. 25mm与大约4mm之间的长度L。本发明的实施例并不局限于两个所示出的RF跟踪线圈412、414。可使用具有其他匝数和纵向长度的RF跟踪线圈。另外，按照本发明的其他实施例，一个或多于两个的RF线圈(例如1、3、4个等)可位于末端部分406。如图所示，例如在图34中，每个线圈支架415具有相应凹进部分415a，相应的RF跟踪线圈412、414被设置在其中。每个凹进部分415a具有径向深度，使得每个相应的线圈412、414相对于导管轴402的外表面402a略微地凹进。在其他实施例中，每个凹进部分415a可具有径向深度，使得每个相应的线圈与导管轴402的外表面402a基本上齐平。在其他实施例中，RF跟示线圈412、414可嵌入在轴402中。跟示线圈412可被称为尖〗而末〗而线圈，而跟踪线圈414可被称为尖端近端线圈。在一些实施例中，跟踪线圈412、414可被覆盖以材料层(未示出)。例如，可使用聚合材料层、环氧树脂层等。每个线圈412、414可凹进 每个相应的线圈支架415中，使得覆盖线圈412、414的材料层与导管80的外表面402a基本上齐平。在所示出的实施例中，消融尖端410包括电极410e，其连接到在管腔404中纵向延伸到手柄440中的电连接器接口 450(图44)并且将消融电极410e连接到RF发生器的RF导线420。RF消融电极410e由能够接收RF能量并且消融组织的导电材料形成。示范性材料包括铜以及诸如钼等的生物兼容材料。在其他实施例中，消融尖端410可包括配置成低温消融组织的低温消融电极/装置。例如，消融导管80能够还被配置成或者替代地被配置成施加其他消融能量，包括低温(例如冷冻消融)、激光、微波以及甚至化学消融。在一些实施例中，能够使用超声波能量来执行消融。在具体实施例中，可以使用HIFU (高强度聚焦超声波)来执行消融。当使用MRI时，这有时被称作磁共振导向聚焦超声波，常常被缩写为MRgFUS。使用导管将能量定向到目标心脏组织的这种类型的能量能够加热组织以引起坏死。导体81和/或RF导线420能够包括一系列前后分段(例如它能够在长度方向沿其长度自行接通多次)、包括堆叠的绕组和/或包括高阻抗电路。参见例如序列号为11/417，594、12/047，832和12/090，583的美国专利申请，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。导体(例如同轴电缆)81和/或RF导线420能够在它们的长度的一部分或全部范围内共同缠绕和/或被配置成前后堆叠的分段。参照图35，消融导管80的导管末端部分406能够包括具有间隔开的关系的第二对RF跟踪线圈422、424，如图所示。所示出的RF跟踪线圈422、424被设置在导管轴402的凹进部分402b中。每个凹进部分402b具有径向深度，使得每个相应的RF跟踪线圈422、424相对于导管轴402的外表面402a略微地凹进。但是，在一些实施例中，每个凹进部分402b可具有径向深度，使得每个相应的RF跟踪线圈422、424与导管轴402的外表面402a基本上齐平。在其他实施例中，RF跟踪线圈422、424可嵌入轴402中。每个所示出的RF跟踪线圈422、424连接到相应的同轴电缆426、428(图38)，所述同轴电缆在管腔404中纵向延伸到手柄440中的电连接器接口 450 (图43)。
在一些实施例 中，跟踪线圈422、424可被覆盖以材料层(未示出)。例如，可使用聚合材料、环氧树脂的套筒或层。每个线圈422、424可凹进导管轴402中，使得覆盖线圈422,424的材料层与导管80的外表面402a基本上齐平。在一些实施例中，如图53所示，全部四个RF跟踪线圈412、414、422、424可被覆盖以材料的套筒或层480，诸如厚度大约为O. 003英寸的热收缩材料的套筒。参照图38，在本发明的一些实施例中，导管80包括热电偶430，其具有在轴管腔404中从消融尖端410向电连接器接口 450纵向延伸的引线。热电偶430被配置成测量消融尖端410处或附近的温度。热电偶430能够被配置成允许在消融期间和/或在其他时间监测温度。在一些实施例中，消融尖端410设置有与流体通道进行通信的一个或多个出口432 (图33)，诸如盐水的流体/溶液能够在组织消融之前、期间和/或之后流过所述流体通道。流体/溶液经由冲洗管腔434被提供给一个或多个出口 432，冲洗管腔434从所述(一个或多个)出口 432向手柄440纵向延伸通过导管轴管腔404。冲洗管腔434在导管轴的近端部分408，通常在手柄440处与流体/溶液源进行流体通信。流体/溶液能够提供冷却剂和/或改进与消融尖端410的组织耦合。在一些实施例中，如上所述，牵引线436 (图38)在导管轴管腔404中从末端部分406向导管近端部分408处的手柄440纵向延伸。牵引线436能够在附连到管腔404的内壁404a的套筒438中纵向延伸。牵引线436在导管80的末端部分406附近附连到套筒438，并且在其他情况下可滑动地设置在套筒中。沿朝手柄440的方向拉牵引线436会使导管的末端部分406在一个方向上铰接。沿离开手柄440的相反方向推牵引线436会使末端部分406在另一个不同的方向上铰接。在一些实施例中，末端部分406可包括用于使已铰接的末端部分406返回到非铰接位置的偏置构件，诸如弹簧。牵引线436可包括各种非金属材料，其包括但不限于非金属线、电缆、编织线等。在一些实施例中，可使用单丝线。在其他实施例中，可使用多丝线和/或编织线。示范性的细丝材料可包括但不限于Kevlar 细丝和Aramid 细丝。图37和图39是所示出的导管80的末端部分406的截面图。图37是沿图35中的37-37线所获得的截面图，并且示出分别连接到RF跟踪线圈412、414、422和424的同轴电缆416、418、426和428的定位和配置。图37还示出连接到消融尖端410并且向消融电极410e提供RF能量的RF导线420的定位和配置。图37还示出热电偶430的定位以及冲洗管腔434的定位。图39是沿图38中的30-30线所获得的截面图，并且示出连接到RF跟踪线圈412、414的同轴电缆416、418的定位和配置。图39还示出连接到消融电极410e的RF导线420的定位和配置、热电偶430的定位以及冲洗管腔434的定位。图40是按照本发明的一些实施例的、与图39的截面图处于相同位置的所示出的导管80的截面图，并且示出尖端组件401内部可用的示范性直径或自由空间。图40还示出热电偶430、同轴电缆416和418、牵引线436、套筒438以及RF导线420的相应直径。图41是按照本发明的一些实施例的、与图37的截面图处于相同位置的所示出的消融导管80的截面图，并且示出导管轴管腔404内部可用的示范性直径或自由空间。图41还示出热电偶430、同轴电缆416和418、牵引线436、套筒438以及RF导线420的相应直径。图42是按照本发明的一些实施例的、所示出的导管80的截面图，其示出能够被放置于导管轴管腔404内部的示范性数量的导线。
图43是按照本发明的一些实施例的、连接到导管轴402的近端部分408的手柄440的透视图。手柄44具有主体部分441，主体部分441具有相对的末端部分442和近端部分444。图43中，从手柄主体部分441上移开盖板443 (图44),以不出在电连接器接口450 (示出为PCB)处从轴管腔404延伸到手柄440中的各种引线的端头。电连接器接口 450电连接到手柄440的近端444处的适配器452。适配器452被配置成接收一根或多根电缆，所述电缆将消融导管80连接到MRI扫描仪IOS并且促进RF跟踪线圈412、414、422、424的操作。适配器452还被配置成将消融尖端410连接到消融源。在所示出的实施例中，电连接器接口 450还能够包括去耦电路460，将在下面进行描述。在所示出的实施例中，手柄440的末端部分442包括活塞446，其可移动地固定在手柄主体部分441上，并且可在相对手柄主体部分441的伸出与缩进位置之间移动。在图43中，活塞446处于缩进位置。活塞446连接到牵引线436，使得活塞446在伸出与缩进位置之间的移动使牵引线436对应地伸出和缩进，并且由此引起导管80的末端部分401的铰接。图44是按照本发明的一些实施例的图43的手柄440的分解透视图。电连接器接口 450被示出为在主体部分441中，并且电连接到电连接器接口 450的适配器452被示出为处于手柄近端部分444。图45是图44的手柄440的透视图,其中活塞446处于缩进位置并且盖板443经由扣件447固定在主体部分441上。参照图46，按照本发明的一些实施例的可与单独的MRI通道和相应的RF跟踪线圈412、414、422、424配合使用的另一个RF跟踪线圈调谐电路460被示出。在所示出的实施例中，每个相应的同轴电缆416、418、426、428是大约50欧姆阻抗的微同轴电缆，其在大约123. 3MHz下具有离二极管大约3/4 λ的长度(例如大约45英寸)。但是，按照本发明的实施例，可使用其他电缆和/或电缆长度，诸如1/4 λ的长度，或者在MRI扫描仪的操作频率下的四分之一波长的其他奇次谐波/奇数倍等。对于每个同轴电缆416、418、428、428，相应的RF跟踪线圈412、414、422、424连接在一端，而跟踪线圈电路460连接到另一端，如图所
/Jn ο每个跟踪线圈电路(图46的460 ;图4的83)能够包括PIN 二极管(图46的462 ；图4的Ul)和DC隔直电容器464 (图46)，并且通常位于手柄440中，但是在其他实施例中，跟踪线圈电路460也能够位于导管轴管腔404中更靠近中间或末端部分(未示出)。每个跟踪线圈电路460电连接到MRI扫描仪，并且能够降低在扫描仪操作期间由不希望有的耦合在相应的通道中所引起的信号噪声。在一些实施例中，当PIN 二极管462例如在扫描仪操作期间被MRI扫描仪短路时，跟踪线圈电路460能够跨RF跟踪线圈产生100欧姆阻抗，如图49所示。在本发明的一些实施例中，RF跟踪线圈412、414、422、424可以是大约2_16匝的螺线管线圈。但是，按照本发明的实施例可使用其他线圈配置。RF跟踪线圈412、414、422、424中的每一个能够具有相同匝数或不同匝数，或者RF跟踪线圈412、414、422、424中的不同跟踪线圈能够具有不同匝数。据信，在3. OT下具有大约2-4匝的RF跟踪线圈提供用于跟踪目的的合适的信号。图47Α示出在3. O特斯拉⑴的MRI环境中的消融导管80，其中没有为每个RF跟踪线圈(412、414、422、424)使用RF跟踪线圈电路460。处于尖端部分的跟踪线圈(即线圈412)是10匝的螺线管线圈。在MRI环境中由导管80内的各种电子部件和导线的存在所产生的不希望有的耦合被清楚地示出，特别是在RF跟踪线圈424附近。图47B示出图47A的MRI图像沿Z方向的MRI信号强度图表470。在图表区域472中清楚地示出不希望有的耦合。图47C示出图47A的MRI图像沿X方向的MRI信号强度。图48A示出在3. OT MRI环境中的消融导管80，并且其中图46的RF跟踪线圈调谐电路460与每个RF跟踪线圈(412、414、422、424)配合使用，以控制和减少不希望有的耦合。处于尖端部分的跟踪线圈是16匝的螺线管线圈。图48B示出图48A的MRI图像沿Z方向的MRI信号强度图470。在图39A的MRI图像中以及在图48B的图表470的区域472中均清楚地示出不存在不希望有的耦合。图48C示出图48A的MRI图像沿X方向的MRI信号强度。标测导管参照图50，按照本发明的一些实施例的、供在MRI导向过程中使用的柔性(可控)标测导管80被示出。标测导管80包括具有相对的末端部分和近端部分的伸长的柔性壳体或轴602,仅不出末端部分606。末端部分606包括以间隔开的关系布置的用于感测局部电信号或性质的多个电极608,如图所不。第一和第二电极608a、608b被定位成邻近导管80的尖端610。其余电极(608c-608d、608e-608f、608g-608h、608i-608j)被定位在前两个电极608a-608b的上游，如图所示。导管80的近端部分可操作地固定在手柄上，如已熟知的那样。导管轴602由柔性的、生物兼容并且MRI兼容的材料制成，诸如聚酯或其他聚合材料。但是，各种其他类型的材料也可被用于形成导管轴602，而本发明的实施例并不局限于任何特定材料的使用。在一些实施例中，轴末端部分606由比近端部分以及末端部分与近端部分之间的中间部分更硬的材料制成。导管80能够被配置成降低电流或电压在组织中的不希望有的沉积的可能性。导管80能够包括RF扼流圈，诸如一系列轴向间隔开的Balun电路或其他合适的电路配置。参见例如美国专利No. 6，284，971以得到对能够抑制RF感应电流的RF抑制同轴电缆的其他描述。标测导管80还包括具有间隔开的关系的多个跟踪线圈612、614、616(等效于图2-3的线圈80c)，如图所示。跟踪线圈612被定位在第一对电极608a、608b之间，如图所示。导管80能够包括将跟踪线圈612、614、616连接到外部装置以用于跟踪导管80在3D空间中的位置的同轴电缆81。导体81能够包括一系列前后分段(例如它能够在长度方向沿其长度自行接通多次)、包括堆叠的绕组和/或包括高阻抗电路。参见例如序列号为11/417,594、12/047，832和12/090，583的美国专利申请，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。导体(例如同轴电缆)81能够在它们的长度的一部分或全部范围内沿一个方向共同缠绕或者以堆叠的分段前后共同缠绕。可通过牵引线(未示出)的移动如在上文中相对于消融导管80所描述的那样，或者通过与末端部分606进行通信的另一个致动器如本领域的技术人员会理解的那样，来实现末端部分606的铰接，。
电极608能够紧密间隔，并且在一些实施例中，可间隔开大约2. 5mm成对地布置。在一些实施例中，每个RF跟踪线圈612、614、616各自可具有大约2-16匝，并且可沿导管轴602的纵向具有在大约O. 25mm与大约4mm之间的长度。本发明的实施例并不局限于三个所示出的RF跟踪线圈612、614、616。可使用具有其他匝数和纵向长度的RF跟踪线圈。另夕卜，按照本发明的其他实施例，可使用一个或多于三个的RF跟踪线圈(例如1、4、5个等)。
现在参照图51A-5IB，按照本发明的其他实施例的、供在MRI导向过程中使用的柔性(可控)消融导管80被示出。所示出的消融导管80包括具有相对的末端部分和近端部分的伸长的柔性壳体或轴702，仅示出末端部分706。导管80的近端部分可操作地固定在手柄上,如已熟知的那样。导管轴702由柔性的、生物兼容并且MRI兼容的材料制成，诸如聚酯或其他聚合材料。但是，各种其他类型的材料也可被用于形成导管轴702，而本发明的实施例并不局限于任何特定材料的使用。在一些实施例中，轴末端部分706由比近端部分以及末端部分与近端部分之间的中间部分更硬的材料制成。导管80能够被配置成降低电流或电压在组织中的不希望有的沉积的可能性。导管80能够包括RF扼流圈，诸如一系列轴向间隔开的Balun电路或其他合适的电路配置。参见例如美国专利No. 6，284，971以得到对能够抑制RF感应电流的RF抑制同轴电缆的其他描述，通过引用将其内容并入本文，如引述其全文一样。末端部分706包括以间隔开的关系布置的用于感测局部电信号或性质的多个电极708a-708d，如图所示。第一电极708a位于邻近消融尖端710处。第二电极708b位于离消融尖端710大约5. 8mm处。第三和第四电极708c、708d位于分别离消融尖端710大约10. Imm 和 13mm 处。所示出的消融导管80还包括具有间隔开的关系的多个RF跟踪线圈712、714、716、718 (等效于图2-3的线圈80c)。跟踪线圈712被定位在第一电极608a与第二电极608b之间，并且跟踪线圈714被定位在第三电极608c与第四电极608d之间，如图所示。导管80能够包括将跟踪线圈712、714、716、718连接到外部装置以用于跟踪导管80在3D空间中的位置的同轴电缆81。导体81能够包括一系列前后分段(例如它能够在长度方向沿其长度自行接通多次)、包括堆叠的绕组和/或包括高阻抗电路。例如参见序列号为11/417,594、12/047，832和12/090，583的美国专利申请。导体(例如同轴电缆)81能够在它们的长度的一部分或全部范围内沿一个方向共同缠绕或者以堆叠的分段前后共同缠绕。可通过如上所述的牵引线(未示出)的移动，或者通过与末端部分706进行通信的另一个致动器如本领域的技术人员会理解的那样，来实现末端部分706的铰接。现在参照图52A-52C，按照本发明的其他实施例的、供在MRI导向过程中使用的柔性(可控)标测导管80被示出。所示出的导管80是“环”导管，并且包括具有相对的末端部分和近端部分的伸长的柔性壳体或轴802，仅示出末端部分806。导管80的近端部分可操作地固定在手柄上，如已熟知的那样。导管轴802由柔性的、生物兼容并且MRI兼容的材料制成，诸如聚酯或其他聚合材料。但是，各种其他类型的材料也可被用于形成导管轴802，而本发明的实施例并不局限于任何特定材料的使用。在一些实施例中，轴末端部分806由比近端部分以及末端部分与近端部分之间的中间部分更硬的材料制成。导管80能够被配置成降低电流或电压在组织中的不希望有的沉积的可能性。导管80能够包括RF扼流圈，诸如一系列轴向间隔开的Balun电路或其他合适的电路配置。参见例如美国专利No. 6，284，971以得到对能够抑制RF感应电流的RF抑制同轴电缆的其他描述。
如图所示，末端部分806可与“环”形状铰接，并且包括具有间隔开的关系的多个RF跟踪线圈812、814、816、818、820(等效于图2_3的线圈80c)。导管80能够包括将跟踪线圈812、814、816、818、820连接到外部装置以用于跟踪导管80在3D空间中的位置的同轴电缆81。导体81能够包括一系列前后分段(例如它能够在长度方向沿其长度自行接通多次)、包括堆叠的绕组和/或包括高阻抗电路。例如参见序列号为11/417，594、12/047，832和12/090，583的美国专利申请。导体(例如同轴电缆)81能够在它们的长度的一部分或全部范围内沿一个方向共同缠绕或者以堆叠的分段前后共同缠绕。可通过如上所述的牵引线(未示出)的移动，或者通过与末端部分806进行通信的另一个致动器如本领域的技术人员会理解的那样，来实现末端部分806的铰接。图54A-54C是按照本发明的一些实施例的、四跟踪线圈导管的信噪比分别对X轴、Y轴和Z轴投影的距离的曲线图，其中每个线圈具有两匝。图55A-55C是按照本发明的一些实施例、四跟踪线圈导管的信噪比分别对X轴、Y轴和Z轴投影的距离的曲线图，其中每个线圈具有四匝。图56是比较图54A-54C和图55A-55C的导管的信噪比的表。图54A-54C和图55A-55C的曲线图示出分别仅具有2匝和4匝的微型RF跟踪线圈的可行性(viability)。这些曲线图示出电路(图4的83 ;图46的460)的有效程度的重要性。现在参照图57A-57C，图31_46的消融导管80的轴402可包括以端对端间隔开的关系同轴地设置在轴402的壁W中的多个RF屏蔽体900。RF屏蔽体900可与本文所述的导管中的任一个配合使用，包括图50、图51A-51B、图52A-52C的导管。RF屏蔽体900被配置成在暴露于MRI环境时阻止沿轴402的RF耦合。虽然图57A示出一对RF屏幕体900，但要理解的是，许多附加的RF屏蔽体900可以端对端间隔开的关系同轴地设置在伸长的护套中。为了便于示意而仅示出两个RF屏蔽体900。如图57B-57C更清楚地示出的那样，每个RF屏蔽体900包括具有相对的端部902a、902b的伸长的内管导体902、同轴地围绕内导体902的伸长的介电层904以及同轴地围绕介电层904并且具有相对的端部906a、906b的伸长的外管导体906。内管导体902和外管导体906仅在端部之一处彼此电连接。相对的相应端部被电隔离。在所示出的实施例中，内管导体902和外管导体906经由跳线910在相邻端部902b、906b(图57C)处彼此电连接。在一些实施例中，内导体和外导体能够在薄膜绝缘体(例如层叠的、薄柔性主体)的相对侧上形成为导电材料的薄膜箔层。RF屏蔽体900充分间隔开，以允许轴402的铰接并且无需任何刚性点。在一些实施例中，相邻的RF屏蔽体900可间隔开大约O. I英寸至大约I. O英寸。通过仅在一端电连接(即短路)内管导体902和外管导体906并且不将导体附连到地，每个RF屏蔽体900被用作四分之一波谐振扼流圈，其在所关心的频率下形成有效的并联谐振电路和/或在内屏蔽体处在没有短路的位置上生成高阻抗。每个RF屏蔽体900阻止谐振RF波沿诸如电引线的导电构件的形成，并且因而阻止在这样的频率下不希望有的RF能量沿轴402的传输。能够通过调整RF屏蔽体900的长度和/或介电层304的厚度将所示出的RF屏蔽体900中的每一个调谐到特定频率。通常，RF屏蔽体900的长度L大约为20英寸(20")或以下。但是，RF屏蔽体900并不局限于特定长度。本发明的实施例可与导航和标测软件特征结合使用。例如，本文所述的系统10和消融/标测导管80的当前和/或将来版本可包括关于自适应投影导航和/或3D立体标测技术的特征，后者可包括与美国专利申请10/076，882关联的方面，通过引用将其整体并入本文。在附图和说明中，已经公开了本发明的实施例，虽然采用了具体术语，但它们仅在一般性的以及描述性的意义上被使用，而不是用于限制的目的，本发明的范围在下面的权利要求书中被阐述。因此，上述内容是对本发明的示意，而不应被理解为对其进行限制。虽然已描述了本发明的若干示范性实施例，但本领域的技术人员将易于理解，许多修改在示范性实施例中是可能的，而不会在实质上背离本发明的新颖性示教和优点。相应地，所有这样的修改都意在被包含在如权利要求所限定的本发明的范围之内。因此，要理解的是，上述内容是本发明的示意，而不能被理解为将其局限于所公开的具体实施例，并且对所公开的实施例的修改以及其他实施例都意在被包含在所附权利要求的范围之内。本发明由下面的 权利要求限定，其中权利要求的等效内容将被包含在其中。
权利要求
1.一种MRI兼容导管，其包括具有末端部分以及相对的近端部分的伸长的柔性轴；附连到所述近端部分的手柄，其中所述手柄包括被配置成与MRI扫描仪进行电通信的电连接器接口 ；以及定位成邻近所述末端部分的至少一个RF跟踪线圈，其中所述至少一个跟踪线圈包括在所述至少一个RF跟踪线圈与所述电连接器接口之间延伸并且被配置成将所述至少一个跟踪线圈电连接到MRI扫描仪的导电引线，其中所述导电引线的长度足以限定所述MRI扫描仪的操作频率的四分之一波长的奇次谐波/奇数倍。
2.如权利要求I所述的装置，其还包括处于所述轴末端部分的消融尖端，并且其中RF 导体在所述轴中纵向延伸到所述手柄处的电连接器接口并且将所述消融尖端连接到RF发生器。
3.如权利要求I所述的装置，其还包括处于所述轴末端部分的至少一个感测电极。
4.如权利要求3所述的装置，其中所述至少一个感测电极包括以间隔开的关系布置的多个感测电极，并且其中RF跟踪线圈被定位在两个相邻的感测电极之间。
5.如权利要求2所述的装置，其还包括处于所述轴末端部分的热电偶。
6.如权利要求2所述的装置，其还包括处于所述轴末端部分的至少一个流体出口，其中所述至少一个流体出口与冲洗管腔进行流体通信，所述冲洗管腔从所述至少一个出口向所述导管轴的近端部分纵向延伸通过所述导管轴管腔。
7.如权利要求6所述的装置，其中所述冲洗管腔在所述导管轴的近端部分处与流体/ 溶液源进行流体通信。
8.如权利要求I所述的装置，其还包括附连到所述手柄并且与所述轴末端部分进行通信的致动器，其中所述致动器的激活引起所述轴末端部分的铰接。
9.如权利要求8所述的装置，其中所述致动器包括活塞，其可移动地固定在所述手柄上，并且其可在相对于所述手柄的伸出与缩进位置之间移动；以及延伸通过轴管腔并且具有末端和相对的近端的牵引线，其中所述牵引线末端附连到所述轴末端部分，而所述牵引线近端附连到所述活塞，并且其中所述活塞的移动引起所述轴末端部分的铰接。
10.如权利要求8所述的装置，其中所述牵引线是非金属的，并且包括单线、多丝线和/ 或编织线。
11.如权利要求I所述的装置，其中所述轴末端部分包括偏置构件，其被配置成将所述轴末端部分推动到非铰接位置。
12.如权利要求11所述的装置，其中所述偏置构件是非金属的。
13.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个RF跟踪线圈电连接到在所述至少一个RF跟踪线圈暴露于MRI环境时减少耦合的电路。
14.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个RF跟踪线圈包括具有相邻间隔开的关系的第一 RF跟踪线圈和第二 RF跟踪线圈。
15.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个RF跟踪线圈是1-10匝的螺线管线圈。
16.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个RF跟踪线圈沿所述导管的纵向具有在大约0. 25mm与大约4mm之间的长度。
17.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个RF跟踪线圈凹进所述导管轴中。
18.如权利要求17所述的装置，其中MRI兼容材料层覆在所述至少一个RF跟踪线圈上面并且与所述导管轴的外表面基本上齐平。
19.如权利要求I所述的装置，其中所述导电引线是同轴电缆。
20.如权利要求I所述的装置，其还包括同轴设置在所述伸长的轴中的至少一个RF屏蔽体，所述至少一个RF屏蔽体包括伸长的内导体和外导体，其各自具有相应的相对的第一端部和第二端部；以及夹在所述内导体与所述外导体之间并且围绕所述内导体的由MRI兼容材料构成的伸长的介电层，其中仅电连接所述内导体和所述外导体的相应的第一端部，并且其中所述第二端部被电隔离。
21.如权利要求20所述的装置，其中所述内导体和所述外导体各自具有大约20英寸 (20")或以下的长度。
22.如权利要求20所述的装置，其中所述内导体和所述外导体各自具有小于大约0.05英寸的厚度。
23.如权利要求20所述的装置，其中所述内导体和所述外导体包括导电箔、导电编织层或者具有导电表面的膜。
24.如权利要求20所述的装置，其中所述至少一个RF屏蔽体包括具有端对端间隔开的关系的多个RF屏蔽体。
25.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个跟踪线圈包括至少三个间隔开的跟踪线圈，其中所述跟踪线圈中的至少两个一起在所述轴的基本刚性的末端部分上以固定关系紧密间隔。
26.如权利要求3所述的装置，其中所述至少一个感测电极包括电阻器或电阻材料。
27.如权利要求2所述的装置，其中所述RF导体包括沿其长度的一系列前后分段。
28.如权利要求I所述的装置，其中所述导电引线包括沿其长度的一系列前后分段。
29.如权利要求I所述的装置，其中所述至少一个跟踪线圈是多个间隔开的调谐跟踪线圈，使用相应的同轴电缆在所述装置的近端具有二极管的情况下将各个调谐跟踪线圈连接到调谐电路，并且其中在MRI扫描仪中所述同轴电缆分别具有从所述跟踪线圈到所述二极管所测量的大约1/4 X或其更高的奇次谐波(3/4入、5/4入等)的电长度，并且其中所述电路被配置成以至少大约1_的精度标识所述跟踪线圈的位置。
30.一种MRI导向介入系统，其包括至少一根导管，其被配置成经由曲折的和/或自然的管腔通路被引入患者体内，所述导管包括具有末端部分、相对的近端部分的伸长的柔性轴；以及经由导电引线连接到MRI扫描仪的通道的至少一个RF跟踪线圈，并且其中所述导电引线的长度足以限定所述MRI扫描仪的操作频率的四分之一波长的奇次谐波/奇数倍；以及电路，其适于与所述MRI扫描仪进行通信和/或驻留在其中，所述电路被配置成(a) 在外科手术过程期间使用与具有坐标系的3DMRI图像空间关联的相关解剖扫描平面得到MR图像数据并且生成患者的目标解剖体的一系列近实时(RT)MRI图像；(b)使用所述 3DMRI图像空间的坐标系来标识与所述至少一根导管的至少末端部分的位置关联的坐标； 以及(c)采用目标患者解剖结构的RT图像数据和所述患者的目标解剖结构的配准的预先获取的第一立体模型在所述3D图像空间中呈现所述至少一根导管的近RT交互式可视化， 其中所述电路采用物理表示在所述可视化中示出所述至少一根导管。
31.如权利要求30所述的系统，其中所述至少一根导管还包括附连到所述近端部分的手柄；附连到所述手柄并且与所述轴末端部分进行通信的致动器，其中所述致动器的激活引起所述轴末端部分的铰接；以及处于所述轴末端部分的消融尖端，其中至少一个RF跟踪线圈被定位成邻近所述消融尖立而。
32.如权利要求30所述的系统，其中所述轴末端部分包括偏置构件，所述偏置构件被配置成将所述轴末端部分推动到非铰接位置。
33.如权利要求30所述的系统，其还包括处于所述轴末端部分的至少一个感测电极。
34.如权利要求30所述的系统，其还包括处于所述轴末端部分的热电偶。
35.如权利要求30所述的系统，其还包括处于所述轴末端部分的至少一个流体出口， 其中所述至少一个流体出口与冲洗管腔进行流体通信，所述冲洗管腔从所述至少一个出口向所述导管轴的近端部分纵向延伸通过所述导管轴，并且其中所述冲洗管腔在所述导管轴的近端部分处与流体/溶液源进行流体通信。
36.如权利要求30所述的系统，其中所述至少一根导管还包括附连到所述近端部分的手柄；附连到所述手柄并且与所述轴末端部分进行通信的致动器，其中所述致动器的激活引起所述轴末端部分的铰接；以及在所述轴末端部分处以间隔开的关系布置的多个感测电极对。
37.如权利要求30所述的系统，其还包括与所述电路进行通信的具有用户界面的显示器，其与被配置成在MRI导向介入过程期间显示所述可视化，其中所述用户界面被配置成允许用户(a)旋转所述可视化，以及(b)将所显示的可视化改变成仅包括所述目标解剖体的近RT图像、包括所述解剖体的近RT图像和所述解剖结构的配准模型或者仅包括所述解剖结构的配准模型。
38.如权利要求30所述的系统，其中所述MRI扫描仪被配置成使来自所述至少一个跟踪线圈的跟踪信号的信号获取与所述近RTMRI图像的图像数据交替，并且其中所述电路被配置成不依赖用于得到所述MR图像数据的扫描平面而以电子方式在所述3D图像空间中跟踪所述至少一根导管，使得不要求所述至少一根导管处于用于得到所述至少一个近RT MRI 图像的MR图像数据的相关解剖扫描平面的任何一个中，并且其中所述至少一根导管的末端部分能够具有曲线形状。
39.如权利要求30所述的系统，其中所述电路被配置成计算在所述三维图像空间中接近所述至少一根导管的尖端位置的装置-组织界面位置，所述电路配置成沿轴向向前投影超出所述尖端的限定距离以限定所述装置-组织界面，并且其中所计算的组织界面位置被用于自动限定用于得到在使用所述至少一根导管的过程期间和/或在时间上接近其的MR图像数据的至少一个扫描平面。
40.如权利要求30所述的系统，其中所述至少一个跟踪线圈包括至少三个间隔开的跟踪线圈，其中所述跟踪线圈中的至少两个一起在所述轴的基本刚性的末端部分上以固定关系紧密间隔，并且其中所述电路被配置成指导所述扫描仪基于仅来自所述两个末端跟踪线圈的跟踪线圈信号数据以及所述两个跟踪线圈之间的已知空间关系捕捉处于所计算的尖端位置或者超出所计算的尖端位置一定距离的投影组织-装置界面，以使用至少一个扫描平面来得到所述组织-装置界面的近实时图像数据。
41.如权利要求30所述的系统，其中所述至少一个跟踪线圈是使用相应的同轴电缆连接到处于所述装置近端的二极管的多个间隔开的调谐跟踪线圈，其中在所述扫描仪中所述同轴电缆分别具有从所述跟踪线圈到所述二极管所测量的大约1/4X或其更高的奇次谐波(3/4X、5/4入等)的电长度，并且其中所述电路被配置成从具有限定基本恒定并且正确的物理偏移距离的相应跟踪信号的、彼此之间具有固定空间关系的两个相邻跟踪线圈得到跟踪线圈信号。
全文摘要
一种MRI兼容导管包括具有相对的末端部分和近端部分的伸长的柔性轴。手柄被附连到所述近端部分，并且包括与所述轴末端部分进行通信的致动器，该致动器被配置成使所述轴末端部分铰接。所述轴的末端部分可包括消融尖端，并且包括定位成邻近所述消融尖端的至少一个跟踪线圈，所述跟踪线圈电连接到MRI扫描仪。所述至少一个RF跟踪线圈电连接到在所述至少一个RF跟踪线圈暴露于MRI环境时减少耦合的电路。每个RF跟踪线圈是1-10匝的螺线管线圈，并且沿所述导管的纵向具有在大约0.25mm与大约4mm之间的长度。
文档编号A61B5/055GK102625670SQ201080037018
公开日2012年8月1日 申请日期2010年6月16日 优先权日2009年6月16日
发明者D·吉多利, J·弗洛尔斯, K·L·詹金斯, K·维, P·皮夫里 申请人:外科视象设备公司