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背景技術：
：1.
技術領域：
本發明涉及用于向或從身體轉移非機械形式的能量的裝置和方法。更具體地，本發明涉及心臟消融治療期間的磁共振測溫法。2.相關領域描述表1中給出了本文使用的某些首字母縮略詞和縮寫的含義。表1-首字母縮略詞和縮寫gre梯度回波mri磁共振成像prf質子共振頻率te回波時間當心臟組織區域異常地向相鄰組織傳導電信號時，便會發生心率失常諸如心房纖顫，從而擾亂正常的心動周期并導致心律不齊。非所需信號的重要源位于沿左心房的肺靜脈的組織區域中以及與心臟神經叢相關聯的心肌組織中。在這種情況下，當肺靜脈中產生無用信號后或當無用信號從其它源傳導通過肺靜脈后，這些無用信號傳導進入左心房并可在其中引發或維持心率失常。用于治療心律失常的規程包括通過消融來破壞造成心律失常的區域，以及破壞用于這種信號的傳導路徑。使用電能來消融身體組織在本領域中是已知的。通常通過以下步驟進行消融：以足以破壞目標組織的功率向一個或多個消融電極施加交流電，例如射頻能量。通常，將電極安裝在插入受檢者體內的侵入性探針或導管的遠側末端或部分上。可使用本領域已知的多種不同方式來跟蹤遠側末端，例如通過測量在遠側末端處由受檢者體外的線圈生成的磁場來跟蹤遠側末端。使用射頻能量消融心臟組織的已知困難在于控制組織的局部加熱。在期望形成足夠大的消融灶以有效地消融異常組織病灶或阻斷異常傳導模式與過度局部加熱的不期望效應之間存在權衡。如果射頻裝置形成太小的消融灶，則醫療規程可能不太有效，或者可能需要太多的時間。另一方面，如果過度加熱組織，則可能存在因過熱而引起的局部炭化效應。此類過熱的區域可形成高阻抗，并且可形成對熱量通道的功能性屏障。使用較慢的加熱提供對消融的更好控制，但是不適當地延長規程。已經開發了各種技術來控制消融位點的局部加熱。例如，以引用方式并入本文的授予govari等人的共同轉讓的美國專利6,997,924描述了通過下述方式來限制消融期間產生的熱的技術：測定組織的測量溫度和經傳輸的能量的測量功率電平，并且響應測量溫度和測量功率電平的函數來控制功率輸出電平。本專利與其它示例一樣，依賴于消融位點處的溫度的測量。通常，溫度傳感器諸如熱電偶或熱敏電阻器可以安裝在消融電極上或附近。已經提出基于質子共振頻率(prf)的磁共振測溫法用于體內溫度測量。prf中的相移在寬的溫度范圍上是線性的，并且對組織類型相對不敏感。基于prf的相位成像已經成為mri測溫法的優選技術。基于prf的相位成像的原理是熟知的。簡而言之，電子在水性介質中的核屏蔽效應隨溫度升高，導致局部磁場強度降低，因此降低prf。這能夠通過選擇用于在加熱期間采集多個相位圖像的梯度回波(gre)成像脈沖序列來利用，使得動態圖像的相位差與回波時間(te)成比例。在這些條件下，可以計算溫度變化δt(t)：其中φ(t)和φ0分別是在時間t和初始時間的圖像相位；γ是氫的旋磁比(42.58mhz/特斯拉)；α是屏蔽效應的屏蔽常數的溫度系數；并且b0是主磁場強度。然而，對于運動的組織，諸如跳動的心臟，序列中的mri圖像通常不彼此配準。精確的測溫是不可能的，因為任何觀察到的相變可能至少部分地由于被成像的目標的運動。技術實現要素：本發明的公開的實施方案涉及將導管定位在組織消融位點處。該導管在其遠側末端處具有位置傳感器，并且在遠側末端上的電極用于消融，消融引起期望被跟蹤的溫度的改變。從傳感器讀數獲得的位置信息提供了成像系統的視場的相關部分與先前圖像的視場的相關部分配準的指示。該指示觸發新的圖像的采集。根據本發明的實施方案提供了通過將探針插入活體受檢者的心臟中來進行的方法。該探針具有設置在其遠側部分上的位置傳感器和消融電極。該方法通過以下步驟來進一步進行：將探針導航成與心臟的目標組織成接觸關系，激活消融電極，獲得位置傳感器的第一讀數以獲得第一位置，以及采集目標組織在第一位置處的第一磁共振測溫圖像。該方法通過以下步驟來進一步反復地進行：獲取位置傳感器的新的讀數以獲得第二位置，當第一位置與第二位置中的一個第二位置之間的距離小于預定距離時采集目標組織的新的磁共振測溫圖像，以及分析第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像以測定目標組織的溫度。根據該方法的一個方面，采集第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像包括測定其間的質子共振頻率的相位變化，以及根據相位變化計算目標組織的溫度。根據該方法的另一方面，位置傳感器是磁性定位傳感器，并且以10ms的間隔獲取新的讀數。根據該方法的另一方面，采集第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像包括測量質子共振頻率相移并將相移與溫度相關聯。根據該方法的另外的方面，第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像從脈沖序列獲得。根據該方法的另一方面，脈沖序列是梯度回波脈沖序列。根據該方法的一個方面，以光譜方式執行質子共振頻率相移的測量。根據該方法的另一方面，采集第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像包括測量質子密度自旋晶格弛豫時間。根據該方法的另外的方面，采集第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像包括測量自旋-自旋弛豫時間。根據該方法的另一方面，采集第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像包括測量擴散系數。根據該方法的另一方面，采集第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像包括測量磁化轉移。根據本發明的實施方案還提供了一種設備，其包括適于插入患者的心臟中并且在其遠側部分中具有位置傳感器的柔性探針。處理器連接至位置傳感器并且被配置成用于向磁共振成像器發送控制信號。處理器與磁共振成像器協作以獲得位置傳感器的第一讀數，以在遠端部分與心臟的目標組織成接觸關系時建立第一位置，采集心臟在第一位置處的第一磁共振測溫圖像，并且在消融期間，其后反復地獲取位置傳感器的新的讀數以獲得第二位置，當第一位置與第二位置中的一個第二位置之間的距離小于預定距離時，采集目標組織的新的磁共振測溫圖像，以及分析第一磁共振測溫圖像和新的磁共振測溫圖像以測定目標組織的溫度。附圖說明為了更好地理解本發明，以舉例的方式引用本發明的具體實施方式，本發明的具體實施方式應結合以下附圖來閱讀，附圖中類似的元件被賦予類似的附圖標號，并且其中：圖1是根據本發明的實施方案的用于執行心臟導管插入術規程的系統的立體說明圖；圖2是示出根據本發明的實施方案從運動的組織采集mri測溫圖像的一系列圖；圖3是根據本發明的實施方案測定消融位點的溫度的方法的流程圖；圖4是包括根據本發明的實施方案采集的兩個mri熱成像圖像的復合圖；并且圖5是適于mri熱成像的兩個mri圖像的集合。具體實施方式在下文的具體實施方式中，示出了許多具體細節，以便提供對本發明的各種原理的全面理解。然而，對于本領域的技術人員而言將顯而易見的是，并非所有這些細節都是實施本發明所必需的。在這種情況下，未詳細示出熟知的電路、控制邏輯、以及用于常規算法和過程的計算機程序指令的細節，以免不必要地使一般概念模糊不清。以引用方式并入本文的文獻將被視作本申請的整體部分，不同的是，就任何術語在這些并入文件中以與本說明書中明確或隱含地作出的定義矛盾的方式定義而言，應僅考慮本說明書中的定義。概述現在轉到附圖，首先參見圖1，其為根據本發明的公開實施方案構建和操作的用于對活體受檢者的心臟12執行心導管插入術規程的系統10的立體說明圖。系統10通常包括用合適的軟件編程以用于進行下文所述功能的通用或嵌入式計算機處理器。因此，盡管本文中的圖1和其它附圖所示的系統10的部分示出為包括多個單獨的功能塊，但這些塊未必為單獨的物理實體，而是可代表例如處理器可訪問的存儲器中存儲的不同計算任務或數據對象。這些任務可在運行于單個處理器上或運行于多個處理器上的軟件中進行。另選地或除此之外，系統10可包括數字信號處理器或硬連線邏輯。該系統包括導管14，由操作者16將該導管經由皮膚穿過患者的血管系統插入心臟12的心室或血管結構中。操作者16(通常為醫師)使導管的遠側末端18在目標消融位點處與心臟壁接觸。然后可根據美國專利6,226,542和6,301,496以及共同轉讓的美國專利6,892,091中公開的方法，使用位于控制臺24中的處理器22制備電激活圖、解剖位置信息(即，導管的遠側部分的信息)和其它功能圖像，所述專利的公開內容以引用方式并入本文。實施系統10的元件的一種商業產品可以商品名3系統購自biosensewebster,inc.(3333diamondcanyonroad,diamondbar,ca91765)，該產品能夠根據消融需要產生心臟的電解剖標示圖。此系統可由本領域的技術人員進行修改以實施本文所述的本發明的原理。可以通過施加熱能對例如通過電激活圖評估測定為異常的區域進行消融，例如，通過將射頻電流通過導管中的線傳導至遠側末端18處的一個或多個電極，這些電極將射頻能量施加到心肌。能量被吸收在組織中，將組織加熱(或冷卻)到一定溫度(通常為約50℃)，在該溫度下組織永久性失去其電興奮性。在成功后，此規程在心臟組織中形成非傳導性消融灶，該非傳導性消融灶中斷導致心律失常的異常電通路。本發明的原理可應用于不同的心臟腔室以治療多種不同的心律失常。導管14通常包括柄部20，在該柄部上具有合適的控件，以使操作者16能夠按消融所需來對導管的遠側端部進行操控、定位和取向。為了輔助操作者16，導管14的遠側部分包括位置傳感器(未示出)，該位置傳感器向位于控制臺24中的定位處理器22提供信號。可使消融能量和電信號經由纜線34穿過導管末端和/或位于遠側末端18處或附近的一個或多個消融電極32在心臟12和控制臺24之間來回傳送。可以通過纜線34和電極32將起搏信號和其它控制信號從控制臺24傳送至心臟12。還連接到控制臺24的感測電極33設置在消融電極32之間，并且具有至纜線34的連接部。線連接部35將控制臺24與體表電極30和定位子系統的其它部件連接。電極32和體表電極30可用于按照以引用方式并入本文的授予govari等人的美國專利7,536,218中所教導的在消融位點處測量組織阻抗。控制臺24通常包括一個或多個消融功率連接部。導管14可適于利用任何已知的消融技術將消融能量例如射頻能量、超聲能量、冷凍技術和激光產生的光能傳導至心臟。共同轉讓的美國專利6,814,733、6,997,924和7,156,816中公開了此類方法，所述專利以引用方式并入本文。定位處理器22為系統10中的定位子系統的元件，該元件測量導管14的位置和取向坐標。在一個實施方案中，定位子系統包括磁定位跟蹤構造，該磁定位跟蹤構造利用磁場生成線圈28，通過以預定的工作容積生成磁場并感測導管處的這些磁場來測定導管14的位置和取向。定位子系統可按照以引用方式并入本文的美國專利7,756,576以及上述美國專利7,536,218中所教導的采用阻抗測量。mri成像裝置37連接到可位于控制臺24中的控制處理器47。操作者可選擇或覆蓋自動操作以控制mri成像裝置37的操作，例如通過修改成像參數來控制。控制處理器47可以經由纜線51與mri成像裝置37通信，以啟用和禁用mri成像裝置37來采集圖像數據。連接到控制處理器47的任選的顯示監視器49允許操作者查看通過mri成像裝置37產生的圖像。當不包括顯示監視器49時，仍然可以經由分區屏幕或與其它圖像交替而在監視器29上查看圖像。如上所述，導管14聯接到控制臺24，這使得操作者16能夠觀察并調控導管14的功能。處理器22通常為具有合適的信號處理電路的計算機。聯接處理器22以驅動監視器29。信號處理電路通常接收、放大、過濾并數字化來自導管14和mri成像裝置37的信號，這些信號包括由上述傳感器和位于導管14遠側的多個位置感測電極(未示出)生成的信號。控制臺24和定位系統接收并使用數字化信號，以計算導管14的位置和取向，分析來自電極的電信號以及生成期望的電解剖標示圖。當在系統部件例如，組合的carto-mri系統之間共享坐標系時，上述構造工作良好。這在消融心房時特別有用，因為其壁很薄，并且有必要限定其邊界。盡管在圖像處理中有進步，但是心內膜壁的邊緣檢測仍然是挑戰性的，并且常規上需要順序切片圖像的手動分析。然而，使用接觸心內膜壁并測量接觸力的可跟蹤的mri相容的留置導管，可以避免手動分析。通常，系統10包括其它元件，但為了簡潔起見未在圖中示出這些元件。例如，系統10可包括心電圖(ecg)監視器，該心電圖(ecg)監視器被聯接以接收來自一個或多個體表電極的信號，以向控制臺24提供ecg同步信號。如上所述，系統10通常還包括基準位置傳感器，其位于附接到受檢者身體外部的外部施加的基準補片上，或者位于插入心臟12中并相對于心臟12保持在固定位置的內置導管上。提供了用于使液體循環穿過導管14以冷卻消融位點的常規泵和管路。圖像采集現在參見圖2，其是示出根據本發明的實施方案從運動的組織采集mri測溫圖像的一系列圖53、55、57、59。由mri成像裝置37(圖1)成像的區域由圓圈61指示。在圖表53中，在此示為心臟的消融位點63的感興趣點在圓圈61的中心處用“x”標記。探針65的遠側端部具有與消融位點63接觸的消融電極67。圓圈61的位置是恒定的。根據讀數，可以從位置傳感器71的讀數測定消融位點63相對于參照系69的位置，該位置傳感器通常是磁性定位傳感器。消融位點63在時間t0處與圓圈61的“x”對準，并且具有坐標(x0,y0,z0)。在時間t0處采集mri測溫圖像(image0)。然而，在時間t1、t2處，心肺運動已經相對于圓圈61移動消融位點63和探針65的位置，如圖表55、59所示。在時間t1、t2處，消融位點63分別具有坐標(x1,y1,z1)、(x2,y2,z2)，其不同于坐標(x0,y0,z0)。在時間tn處，消融位點63具有坐標(xn,yn,zn)，其被系統識別為基本上與坐標(x0,y0,z0)相同，即，兩組坐標之間的距離測量值小于預定義極限δ。例如，歐幾里得距離其中(xr,yr,zr)是與參照圖像上的消融位點相對應的參照點的坐標。識別觸發第二mri測溫圖像(image1)的采集。當前可用的傳感器能夠每10ms報告位置。mri圖像的合適參數是te40ms、切片厚度3mm和回轉角60度。可以在每個心跳觸發mri測溫圖像以在時間間隔t0<t<tn期間采集新的切片。現在參見圖3，其是根據本發明的實施方案測定消融位點的溫度的方法的流程圖。該規程相對于示例性系統10(圖1)進行描述，但是可以利用其它系統配置來執行。為了顯示的清晰性，在圖3中以具體的線性順序示出了處理步驟。然而，將顯而易見的是，這些步驟中的多個可并行地、異步地或以不同的順序執行。本領域的技術人員還應當理解，另選地，過程可被表示為多個相互聯系的狀態或事件，例如，在狀態圖表中。此外，可能不需要所有示出的過程步驟來實施所述方法。在初始步驟73，心臟常規地用在其遠側部分具有位置傳感器和消融電極的探針進行導管插入。使用已知的方法使消融電極與目標位置接觸。接下來，在步驟75，在mri成像裝置37上采集包括目標區域的參照圖像。出于將參照圖像中的prf相位與溫度相關聯的目的，假設環境體溫。接下來，在步驟77，讀取位置傳感器71，并且在參照圖像上測定傳感器和目標位置的參照坐標(xr,yr,zr)。接下來，在步驟79，激活消融電極以開始目標組織的消融。在該規程期間不時地采集mri測溫圖像，諸如基于prf的相位圖像。適合用于圖像的一個脈沖序列是具有上述mri參數的梯度回波脈沖序列。在延遲步驟81發生暫停，在該步驟中確定預定延遲間隔是否已期滿。如果待連續采集mri測溫圖像，則延遲間隔設置為零。接下來，在步驟83，從位置傳感器71獲得讀數，并且確定其坐標(xn,yn,zn)。接下來，在決定步驟85，確定在步驟77和步驟83獲得的坐標之間的距離是否小于預定值δ，即，滿足以上所示的不等式(2)。如果在決定步驟85的決定是否定的，則控制返回到步驟83，并且從位置傳感器71獲得另一個讀數。如果在決定步驟85的決定是肯定的，則控制前進至步驟87。采集新的mri測溫圖像。然后，在步驟89，通常通過基于prf的相位溫度映射在新的圖像上測定消融位點處的溫度，并且使用以上給出的等式(1)的原理從頻率相移得到消融位點的溫度。控制然后返回到延遲步驟81以開始新的等待周期。另選實施方案可以使用與溫度無關的參照物質諸如脂質以光譜方式測量prf隨溫度的偏移。或者，在磁共振成像中存在許多依賴于溫度的特征，例如，質子密度自旋晶格弛豫時間、自旋-自旋弛豫時間、擴散系數和磁化轉移。可以在步驟89(圖3)中的mri圖像的分析中測定這些特征的測量中的偏移。實施例現在參見圖4，其為包括兩個mri熱成像圖像91、93的復合圖表，其示出了根據本發明的實施方案的預期心臟消融規程中的典型結果。與較早圖像91中的溫度99相比，在較后的圖像93中注意到消融位點97處的溫度95的升高。如本領域已知，操作者可以通過調節消融規程的功率和/或持續時間對測量的溫度95、99做出反應。現在參見圖5，其為根據本發明的實施方案的適于mri熱成像的兩個mri圖像101、103的集合。圖像101、103獲自根據本發明的實施方案的一個切片中采集的數據。圖像101、103分別是振幅和相位圖像。在兩個圖像上指示消融位點105。本領域的技術人員應當理解，本發明并不限于上文中具體示出和描述的內容。相反，本發明的范圍包括上文所述各種特征的組合與子組合兩者，以及本領域的技術人員在閱讀上述說明時可能想到的未在現有技術范圍內的變型和修改。當前第1頁12