，并且处理器将用于软件的数据存储在存储器50中。例如，可经网络将软件以电子形式下载到控制台24，或者可将软件保存在非暂态有形介质诸如光学、磁或电子存储器介质上。作为另外一种选择，可通过专用或可编程数字硬件组件执行处理器42的一些或全部功能。
[0031]操作者30穿过患者28的血管系统插入探头22，使得探头22的远端32 (也见于下图2中)进入心脏26的腔室。系统20通常利用磁性位置感测来确定心脏26内部的远端的位置坐标。在这种情况下，控制台24包括驱动电路34，所述驱动电路34驱动放置在患者28外部的已知位置处(例如，患者躯干下面)的磁场发生器36。
[0032]探头远端内的磁场传感器38 (也见于下图2中)响应于得自线圈的磁场来产生电位置信号，从而允许处理器42确定腔室内的远端32的方位，S卩，位置和(另外通常地)取向。磁场传感器(即，位置传感器)通常包括一个或多个线圈，通常为相互正交的三个线圈。
[0033]这种位置感测方法在例如由B1sense Webster Inc.(Diamond Bar, Calif.)生产的CARTO?系统中实施，并且详细地描述于美国专利N0.5，391，199，、N0.6，690，963、N0.6，484，118,N0.6，239，724,N0.6，618，612 和 N0.6，332，089、PCT 专利申请 WO 96/05768、以及美国专利申请公开2002/0065455Α1、2003/0120150Α1和2004/0068178A1中，上述专利的公开内容全部以引用方式并入本文。
[0034]在可供选择的实施例中，位置传感器38和磁场发生器36的作用可互换。换句话讲，驱动电路34可以驱动远端32中的磁场发生器以生成一个或多个磁场。发生器36中的线圈可配置用于感测所述磁场并生成指示这些磁场的分量的振幅的信号。处理器42接收并且处理这些信号，以便确定心脏26内的远端32的位置。
[0035]尽管在本例子中，系统20被假定为利用基于磁的传感器来测量远端32的位置，但本发明的实施例可利用其他的位置跟踪技术，例如基于阻抗测量的跟踪系统。基于阻抗的位置跟踪技术在例如美国专利5，983，126,6, 456，864和5，944，022中有所描述，这些专利的公开内容也以引用方式并入本文。可使用本领域中的普通技术人员已知的其他位置跟踪技术来确定远端32的位置。因此，在本专利申请中，术语位置或位移传感器用于指根据探头或探头的一部分(例如探头的远端)的位置和取向来向控制台24提供信号的任何元件。
[0036]探头22的远端还包括力传感器48 (也见于下图2中)，所述力传感器48能够向处理器42提供电的力信号以便测量远端上的力(或换句话讲导管施加到组织上的力)的量值和方向。通常相对于远端的对称轴来测量力的方向。可使用各种技术来测量力。可用于此目的的部件和方法在例如美国专利申请公开2009/0093806和2009/0138007中有所描述，这些公开的公开内容以引用方式并入本文并且受让给本专利申请的代理人。
[0037]为了消融心脏26的组织，操作者30操纵探头22，使得远端32处于腔室的内表面上(或靠近腔室的内表面)的多个位置处。在每个位置处，耦接到远端的电极40测量特定的生理属性(例如，局部表面电势)。处理器42使从传感器38的位置信号导出的位置测量结果与电势测量相关联。因此，所述系统采集多个标测点，其中每个标测点包括内部腔室表面上的坐标以及在此坐标处的相应生理属性测量结果。
[0038]处理器42使用标测点的坐标来构造所考虑的心腔的模拟表面。处理器42随后将标测点的电势测量结果与模拟表面结合在一起以产生叠加在模拟表面上的电势的标测图。处理器42在显示器46上向操作者30显示标测图的图像44。
[0039]在本文所述的实施例中，处理器42利用由传感器38和48执行的至少力和位移测量来对组织穿孔的风险进行估计。处理器42在显示器46上呈现有关所估计的风险的视听指示和警示，以允许操作者30预先采取合适的措施来避免组织穿孔。
[0040]图2为根据本发明的一个实施例的导致组织隆起的探头的示意图。此图示出了与组织表面100接触的探头的远端32。以举例的方式，组织表面100可表示心脏26中的腔室壁的内表面。探头包括如上文参考图1所述的位置传感器38和力传感器48。
[0041]为了施用消融，操作者30通常将探头推压到组织。需注意，探头可垂直于组织或者倾斜地(如图所示)进行定位。由于垂直力分量F 120，组织被沿着力方向推压到图2中以虚线示出的隆起位置。当探头初次接触组织时的位置由线108标记并且隆起位置中的探头位置由线124标记。
[0042]在一个实施例中，位置108充当位移测量结果的初始或校准位置。初始位置108和位置124之间的位移被标定为D 128。位移D 128与力F 120的方向对准。力传感器48和位置传感器38被配置成分别测量F和D。作为另外一种选择，处理器42可利用原始(即，非校准的)位置和力量值/方向测量结果来计算D和F。
[0043]用于测量探头力和位移的各种方法为本领域中已知的，并且任何此类方法可用于测量F和D。例如，内容内容以引用方式并入本文的美国专利申请公开2012/0310116描述了下述方法，所述方法包括测量由探头施加到患者组织上的力和测量在测量力时的探头位移。所述方法还包括响应于测得的力和测得的位移之间的相关性来检测组织的隆起。
[0044]又如，公开内容以引用方式并入本文的2012年11月19日提交的美国专利申请13/680，496描述了下述方法，所述方法包括抵靠体腔的壁挤压医疗探头，并且从探头接收对由远端施加到壁上的力的第一测量结果。所述方法还包括从探头接收指示响应于力的壁的位移的第二测量结果。所述方法还包括基于所述第一和第二测量结果来估计壁的厚度。
[0045]图3为根据本发明的一个实施例的示出力与侵入式探头的位移之间的关系的曲线图150。基于物理分析和发明人的技术领域经验利用软件仿真来产生曲线图150。竖直力轴F和水平位移轴D可表示例如图2的F 120和D128。关系150被示为分成三个区域的曲线。在0-D2范围中(也称为隆起区154)，保持组织的柔韧性并且施加到组织上的力与相应位移之间的关系指示正力-位移梯度。在隆起区中，F和D表现出渐增的梯度特性，其中低力和位移水平下的相应较小的力和位移变化之间的比率(即，梯度或斜率)AF1/AD1小于在较高的力和位移水平下测得的比率AF2/AD2。
[0046]在穿孔风险区158 (位于隆起区154的上端)中，曲线150在D1-D2范围(由F1-F2范围中的力产生)中的位移点处的梯度为正的。然而，穿孔风险区中的梯度AF2/AD2显著高于O-Dl区的梯度。区158中的特性证明组织阻抗因力高于Fl而显著增加，并且因此相比于O至Dl区，在穿孔风险区需要较大的力增量，以便产生相似的位移增量。
[0047]穿孔区162分别与低于F2的力和高于D2的位移相关。在穿孔区，探头实际上刺穿组织并且由于组织不再抵抗由探头施加的力，因此力测量结果快速下降并且位移测量结果同时增加。需注意，在穿孔区162中，曲线梯度AF3/AD3将为负值。
[0048]图4为根据本发明的一个实施例的示意性地示出用于对组织穿孔风险进行估计的方法的流程图。尽管所述方法相对于心脏消融进行描述，但所述方法也适用于如下所述的非消融手术。所述方法还适用于除心脏之外的身体器官。在初始步骤200处通过操作者30将导管插入到心脏26中并且使远端32与组织在用于消融(或可能其他的基于探头的治疗)的位点处接触来开始所述方法。此时，力传感器48和位置传感器38开始执行递送到处理器42的相应测量。处理器42在索引重置步骤204处重置测量索引i。
[0049]处理器42在测量步骤208中获得力和位移测量对Fi和处理器42增加索引i并且将Fi和Di保存在存储器50中。在接收新测量结果时，处理器42在梯度计算步骤212中计算瞬间斜率或梯度值Si。处理器42相对于先前测量索引1-ι来计算力变化AFi =F1-Fp1和位移变化Λ Di = D1-Di+处理器计算瞬时梯度Si = Λ Fi/ Δ Di并且将Si保存在存储器50中。需注意，如果I AFiI或I ADiI低于预定义阈值(例如，I ADi接近或等于O)，则瞬时梯度结果可为不可靠的。在此类情况下，跳过步骤212处的Si的计算，并且Si可被丢弃或可从Sg复制而得。在一些实施例中，处理器42通过平均化预定义数量的连续AFi和ADi样本来使用平滑的测量结果。需注意，平均化索引i和i+M之间的差值样本AFi等同于采用差值AFi+M-AFpJ相似的论证适用于位移差值)。在可供选择