用于融除组织的方法和系统.pdf

一种用于治疗患者纤颤的组织融除系统，包括可控的介入式导管，其具有发射能量束的能量源，所述能量束融除组织从而产生对异常电路径的传导阻滞。所述系统还包括设置在所述介入式导管近端附近的手柄，并具有用于操纵所述介入式导管的致动机构。控制台使得能控制系统并为系统提供电力，显示舱与所述控制台相连。所述显示舱具有显示面板来显示系统信息给用户，并使用户能控制系统。导管舱与所述手柄的连接在电学和机械方面都是可脱离的，并且与所述显示舱电连接。

权利要求书一种组织融除系统，所述系统包括：
具有近端部分和远端部分的可控伸长挠性轴；
连接所述伸长挠性轴的远端部分的超声换能器；其中所述超声换能器发射用于融除靶组织的超声能量束，且其中该超声能量束适于在所述靶组织中形成连续损伤而不用所述超声换能器和所述靶组织接触；
连接所述伸长挠性轴的近端部分的手柄；和
可操作性连接所述手柄的致动机构，其用于操纵所述伸长挠性轴的远端部分，和
其中在所述伸长挠性轴的远端部分移动时形成所述连续损伤。
如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述致动机构的致动在一个或多个三维方向上移动所述伸长挠性轴的远端部分。
如权利要求2所述的系统，其特征在于，所述三维方向包括所述伸长挠性轴的远端部分的旋转或平移。
如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述连续损伤具有包括下述的部分：点损伤、环形损伤、椭圆形损伤、线形损伤、曲线形损伤、环绕所述靶组织的损伤，或其组合。
如权利要求1所述的系统，其特征在于，一个或多个可致动导索可滑动地设置在所述伸长挠性轴中，且其中所述一个或多个可致动导索可操作性连接所述致动机构，且其中所述致动机构的致动移动至少一些所述一个或多个可致动导索，从而移动所述伸长挠性轴的远端部分。
如权利要求1所述的系统，其特征在于，其还包括设置在所述超声换能器邻近的反射元件，所述反射元件适于从所述超声换能器反射超声能量束。
如权利要求1所述的系统，其特征在于，其还包括用于控制所述系统并为其提供电力的控制台。
如权利要求1所述的系统，其特征在于，其还包括可操作性连接所述系统的床边监护器。

说明书用于融除组织的方法和系统
本发明专利申请是国际申请号为PCT/US2010/053976，国际申请日为2010年10月25日，进入中国国家阶段的申请号为201080049398.8，名称为“用于融除组织的方法和系统”的发明专利申请的分案申请。
相关申请的交叉引用
本申请为2009年10月26日提交的美国临时专利申请序列号61/254,997(代理人案卷号027680‑001900US)的非临时申请，并请求其优先权，该申请全文通过引用纳入本文。
本申请与美国专利申请序列号11/747,862；11/747,867；12/480,929；12/480,256；12/483,174；12/482,640；12/505,326；12/505,335；12/620,287；12/695,857；12/609,759；12/609,274和12/609,705相关，这些申请的全文通过引用纳入本文。
技术领域
本申请一般涉及用于在人组织中产生融除区的系统和方法。更具体地，本申请涉及通过利用超声能量治疗心脏的心房纤颤。尽管本发明着重于心房纤颤的治疗，但本领域技术人员应当理解这并非旨在限制，而本文所述的系统和方法还可用于治疗其它心律失常如心室纤颤。
背景技术
心房纤颤症状的特征为心脏左心房跳动异常(通常很快)，与心脏肌肉的正常同步运动(正常窦性心律)不同步。在正常窦性心律中，在位于右心房的窦房结('SA结')中产生电脉冲。心房心肌的异常跳动称为'纤颤'，并由产生于非SA结的其它位点如肺静脉(PV)中的电脉冲引起。
对该症状有多种药学治疗取得不同程度的成功。此外，还有旨在取出从PV到左心房('LA')的异常电通路的外科手术，例如，'Cox Maze III型手术'。已发现该手术99%有效但需要专门的外科技术且较耗时。因此，已投入可观努力去用较低侵袭性的基于经皮导管的方法拷贝Cox Maze手术。已开发较低侵袭性的治疗，其包括利用某些形式的能量融除(或杀死)在PV中产生异常信号的异常焦点周围的组织。最常用的方法是利用射频('RF')电能加热肌肉组织并从而将其融除。然后防止异常电脉冲从PV流向心房(实现'传导阻滞')并从而避免心房肌肉的纤颤。已利用其它能量源如微波、激光和超声来实现传导阻滞。此外，也已利用如冷冻消融、乙醇给予等技术。这些方法和装置中的一些在下文中有描述。
已投入可观努力开发用于利用射频能量(RF)治疗AF的基于导管的系统。此类方法其一包括在导管端部具有远侧和近侧电极的导管。所述导管可弯成旋型，并放置于肺静脉。将PV的内壁组织融除以试图毁掉异常心脏活动的源头。
用于融除的另一来源是微波能量。一种此类术中装置由含具延展性天线的探针组成，其能融除所述心房组织。
另一种基于导管的方法利用低温技术，将心房的组织冷冻至低于‑60℃。这导致将PV周边的组织杀死，从而消除导致AF的异常信号的通路。基于冷冻的技术也是上述局部Maze手术的一部分。更近些时候，Cox博士及其课题组利用冷疗探针(冷冻‑Maze)复制了Cox‑Maze III型手术的要点。
更近期的AF治疗方案涉及超声能量的使用。用一种或多种超声换能器发射的超声能量加热肺静脉周围区域的靶组织。一种此类方案包括装有气囊的导管远端部分并含有超声元件。所述气囊用作锚定工具来把所述导管的端部固定在肺静脉中。所述导管的气囊部放置在选定的肺静脉中，并用流体使所述气囊胀大，该流体为超声能量透性。所述换能器发射超声能量，该能量流向肺静脉中或其邻近的靶组织并将其融除。意向的治疗是破坏肺静脉周围的导电路径并从而恢复正常窦性心律。所述治疗涉及按需要在个体肺静脉周围产生多重损伤。
另一种利用超声能量的导管装置包括具有端部的导管，所述端部具有网格模式的超声元件阵列用于产生靶组织的三维图像。提供环形的融除超声换能器，该环围绕所述成像网格。所述融除换能器以10MHz频率发射超声能量环。
在所有上述方案中，发明包括融除肺静脉内的组织或融除心门(ostium)位置处的组织。这可能要求将所述治疗装置经复杂定位和导向至靶位点。通过所述装置与组织之间接触的方式实现融除。因此，提供一种无需此类精确定位和组织接触并能在单次治疗中在邻近肺静脉的心房中或在多个肺静脉周围产生传导阻滞的融除系统将是有利的。此外，需要提供一种融除装置和方法，其对端部的三维移动加以控制使得能在组织中在腔室如心脏心房的壁中产生所需形状的毗连损伤。此外，超声束的移动受一定方式控制使得该束基本以直角投射到靶组织从而使融除过程的效率最大化。还需要提供一种融除系统，其易于使用，易于生产且成本低于现有商品系统。
关于心房纤颤治疗的专利包括但不限于以下所列：美国专利号6,997,925；6,996,908；6,966,908；6,964,660；6,955,173；6,954,977；6,953,460；6,949,097；6,929,639；6,872,205；6,814,733；6,780,183；6,666,858；6,652,515；6,635,054；6,605,084；6,547,788；6,514,249；6,502,576；6,416,511；6,383,151；6,305,378；6,254,599；6,245,064；6,164,283；6,161,543；6,117,101；6,064,902；6,052,576；6,024,740；6,012,457；5,405,346；5,314,466；5,295,484；5,246,438和4,641,649。
关于心房纤颤治疗的专利公开包括但不限于国际PCT公开序列号WO99/02096和美国专利公开序列号2005/0267453。
关于心房纤颤治疗的科技出版物包括但不限于：Haissaguerre,M.等，Spontaneous Initiation of Atrial Fibrillation by Ectopic Beats Originating in the Pulmonary Veins(由肺静脉中产生的异位搏动导致的心房纤颤自发启动),New England J Med.，339卷659‑666页；J.L.Cox等，The Development of the Maze Procedure for the Treatment of Atrial Fibrillation (开发Maze手术用于治疗心房纤颤)，Seminars in Thoracic&Cardiovascular Surgery(胸部和心血管手术研讨会)，2000年，12:2‑14；J.L.Cox等，Electrophysiologic Basis,Surgical Development,and Clinical Results of the Maze Procedure or Atrial Flutter and Atrial Fibrillation,Advances in Cardiac Surgery(Maze手术或心房颤动与心房纤颤的电生理学基础、手术发展和临床结果，心脏手术进展)，1995年，6:1‑67；J.L.Cox等，Modification ofthe Maze Procedure for Atrial Flutter and Atrial Fibrillation.II,Surgical Technique of the Maze III Procedure(Maze手术用于心房颤动和心房纤颤的改进II：Maze III型手术的手术技术)，Journal of Thoracic&Cardiovascular Surgery,1995;110:485‑95；J.L.Cox,N.Ad,T.Palazzo等，Current Status of the Maze Procedure gor the Treatment of Atrial Fibrillation(Maze手术用于治疗心房纤颤的现状)，Seminars in Thoracic&Cardiovascular Surgery(胸部和心血管手术研讨会)，2000年，12:15‑19；M.Levinson，Endocardial Microwave Ablation:A New Surgical Approach for Atrial Fibrillation (心内微波融除：用于心房纤颤的新型手术方案)，The Heart Surgery Forum(心脏手术论坛)，2006年；Maessen等，B eating Heart Surgical Treatment of Atrial Fibrillation with Microwave Ablation(用微波融除对心房纤颤的心脏跳动手术治疗)，Ann Thorac Surg 74:1160‑8，2002；A.M.Gillinov，E.H.Blackstone和P.M.McCarthy，Atrial Fibrillation:Current Surgical Options and their Assessment(心房纤颤：现有手术选项及其评估)，Annals of Thoracic Surgery(胸部手术年会)，2002年，74:2210‑7；Sueda T.，Nagata H.，Orihashi等，Efficacy of a Simple Left Atrial Procedure for Chronic Atrial Fibrillation in Mitral Valve Operations (用于慢性心房纤颤的简单左心房手术在二尖瓣手术中的功效)，Ann Thorac Surg 1997年，63:1070‑1075；Sueda T.，Nagata H.，Shikata H.等，Simple Left Atrial Procedure for Chronic Atrial Fibrillation Associated with Mitral Valve Disease (用于二尖瓣疾病相关慢性心房纤颤的简单左心房手术)，Ann Thorac Surg1996年，62:1796‑1800；Nathan H.，Eliakim M.，The Junction Between the Left Atrium and the Pulmonary Veins,An Anatomic Study of Human Hearts (左心房和肺静脉之间的连接：人心脏的解剖学研究)，Circulation 1966，34:412‑422；Cox J.L.，Schuessler R.B.，Boineau J.P.，The Development of the Maze Procedure for the Treatment of Atrial Fibrillation (用于治疗心房纤颤的Maze手术的开发)，Semin Thorac Cardiovasc Surg 2000，12:2‑14；和Gentry等，Integrated Catheter for 3‑D Intracardiac Echocardiography and Ultrasound Ablation(用于3D心内超声心动描记术和超声融除的整合式导管)，IEEETransactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control，第51卷第7期799‑807页。
发明内容
本申请一般涉及用于在人组织中产生融除区的系统和方法。更具体地，本申请涉及通过利用超声能量治疗心脏的心房纤颤。
本发明的第一方面，一种用于治疗患者纤颤的组织融除系统包括可控的介入式导管，其具有发射能量束的能量源，所述能量融除组织并在其中产生传导阻滞。所述传导阻滞阻断组织中的异常电路径从而减少或消除纤颤。手柄布置在靠近所述介入式导管近端的位置，并具有用于操纵所述介入式导管的致动机构。用控制台控制该系统并为其提供能量。显示舱与该控制台电连接，并具有显示面板来显示系统信息给医师或其它操作者，并使所述操作者能控制该系统。导管舱与所述手柄的连接在电学和机械方面都为可脱离的，并且与所述显示舱电连接。
所述系统还包括床边监护器或与床边监护器的接口。能量束中所含能量可以在2‑10瓦范围内。所述介入式导管的远侧部分可包括多个弹性的定形索。当所述远侧部分不受约束时，所述定形索可沿所述介入式导管形成牧羊钩形(shepherd's hook)。所述远侧部分在受约束时可以基本为线形。所述系统可有与所述导管远侧部分连接的多个可致动导索。
导索的致动可将所述导管从基本线形构型折转成具有沿所述导管的牧羊钩形构型。所述系统还可含有设置在手柄近端和导管舱之间的单次使用的无菌转接器。所述转接器可与所述手柄和所述导管舱电学和机械连接。所述转接器可允许手柄与导管舱连接和断开而同时保持其无菌性。
在本发明的另一方面，用于治疗患者纤颤的组织融除系统包括具有近端和远端的可控伸长挠性轴和在所述伸长挠性轴远端附近与其相连的壳体。能量源设置在靠近所述壳体处，并适于发射能量束以融除组织并在其中产生传导阻滞。所述传导阻滞阻断组织中的异常电路径从而减少或消除纤颤。所述系统还可包含流过所述壳体并与所述能量源流体连通的流体。所述壳体可在其远端封闭，或者所述壳体可包括在其远端附近的一个或多个开口使流体能流出所述壳体。所述开口可允许流体流出所述壳体，但可以阻止壳体外的流体经所述开口进入壳体。所述壳体还可包括城堡型远区，且所述壳体可基本为圆柱体。所述壳体的至少一部分可以对所述能量束为通透性的。所述壳体可以是弹性的，并在压向组织时能折转。可在所述壳体中设置一个或多个电极或线体用于接触所述组织。所述壳体还可包括用于引导流体流通过能量源的导流件。能量束中所含能量可以在2‑10瓦范围内。还有，所述伸长挠性轴的远侧部分可包括多个弹性定形索，所述定形索在所述远侧部分不受约束时沿所述轴形成牧羊钩形。所述远侧部分在受约束时可以基本为线形。所述系统可有与所述轴远侧部分连接的多个可致动导索。导索的致动可将所述轴从基本线形构型折转成具有沿所述轴的牧羊钩形构型。
在本发明的另一方面，用于治疗患者纤颤的组织融除导管包括可控轴，该轴具有在其近端和远端之间延伸的内腔，以及可滑动地设置在所述内腔中的伸长挠性轴。所述轴具有近端和远端。壳体在所述伸长挠性轴远端附近与其连接，并能量源设置在所述壳体附近。所述能量源适于发射能量束以融除组织并在其中产生传导阻滞。所述传导阻滞阻断组织中的异常电路径从而减少或消除纤颤。所述轴的操纵引导所述能量束到所述组织的不同区域。
所述中央内腔可排列有弹簧，且多根牵引索(pullwire)可以可滑动地设置在延伸于所述可控轴近端和远端之间的牵引索内腔中。所述牵引索内腔可排列有弹簧。可将任意弹簧包在挠性材料的柔软基质中。所述牵引索内腔可以环状设置在中央内腔周围。能量束中所含能量可以在2‑10瓦范围内。还有，所述可控轴的远侧部分可包括多个弹性定形索，所述定形索在所述远侧部分不受约束时沿所述轴形成牧羊钩形。所述远侧部分在受约束时可以基本为线形。可有多个可致动导索与所述轴远侧部分连接。导索的致动可将所述轴从基本线形构型折转成具有沿所述轴的牧羊钩形构型。
在本发明的另一方面，用于治疗患者心房纤颤的组织融除导管包括具有近端和远端的可控伸长挠性轴和在所述伸长挠性轴远端附近与其相连的壳体。将不可扩张性反射元件设置在所述壳体中，并将能量源设置在所述壳体附近。所述反射元件可以是刚性、固定尺寸的元件，具有平整表面或弯曲表面。所述能量源适于发射能量，其中所述能量从所述反射件反射形成导向组织的能量束。所述能量束融除组织并在其中产生传导阻滞。所述传导阻滞阻断组织中的异常电路径从而减少或消除纤颤。能量束中所含能量可以在2‑10瓦范围内。还有，所述可控轴的远侧部分可包括多个弹性定形索，所述定形索在所述远侧部分不受约束时沿所述轴形成牧羊钩形。所述远侧部分在受约束时可以基本为线形。可有多个可致动导索与所述轴远侧部分连接。导索的致动可将所述轴从基本线形构型折转成具有沿所述轴的牧羊钩形构型。
在本发明的另一方面，用于融除患者组织的系统包括可控的伸长挠性轴，该轴具有近端、远端和直径。壳体在所述伸长挠性轴的远端附近与其连接。所述壳体具有长度，且其直径大于所述伸长挠性轴的直径。能量源设置在所述壳体附近，并适于发射能量束。所述能量束融除组织并在其中产生传导阻滞。所述传导阻滞阻断组织中的异常电路径从而减少或消除纤颤。所述系统还包括具有近端和远端的套管。所述可控的伸长挠性轴可滑动地设置在所述套管中。将所述套管的弯曲远侧区配置成当所述套管的远侧区被折成曲面时能容纳所述壳体从其中通过。所述远侧区可包括所述套管的扩大区或切口，其能容纳所述壳体的长度和直径。
在本发明的另一方面，用于融除患者组织以作为纤颤治疗的方法包括将经中隔横跨房间隔放置。所述经中隔套管具有延伸穿过该套管的内腔。介入式导管穿过经中隔套管内腔前行，至少将所述介入式导管部分放置在所述患者的左心房中。所述介入式导管包括靠近其远端的能量源。待融除的靶治疗区位于左心房，且将所述介入式导管操纵到左心房内使得所述能量源移至所述靶治疗区附近并使得从所述能量源发射的能量导向所述靶治疗区。所述靶区的组织被发射的能量融除，从而在组织中产生传导阻滞阻断组织中的异常电通路，因此减少或消除纤颤。然后证实靶区与心房余部的分离。
所述融除步骤可包括用来自所述能量源的超声束能量融除所述组织，所述能量的功率在2‑10瓦范围内。所述融除步骤可包括融除所述组织中某点，某线，所述组织中的封闭环路，或左心房内环绕一或多肺静脉的某路径。所述融除步骤还可包括融除环绕至少一处左肺静脉和至少一处右肺静脉的某路径。
所述操纵步骤可包括致动设置在所述介入式导管中的多个牵引索，从而使所述介入式导管远侧部分沿至少两轴线弯曲。操纵还可包括使所述介入式导管的远侧部分不受约束从而所述介入式导管中的定形索导致所述导管弹性地形成牧羊钩形。所述操纵步骤可包括致动与所述介入式导管远侧部分连接的多根可致动导索，从而将所述导管从基本线形构型屈折成沿所述导管具有牧羊钩形的构型。所述定位步骤可包括以光栅模式致动所述介入式导管，且所述定位步骤还可包括定位肺静脉。
在本发明的另一方面，融除患者组织以作为纤颤治疗的方法包括将经中隔套管横跨房间隔放置，所述套管具有穿过该套管的内腔，并使介入式导管穿过所述经中隔套管前行使得所述介入式导管的至少一部分设置在左心房中。然后定位左肺静脉的开口，并设定环绕所述左肺静脉至少一处开口的第一毗连损伤路径。融除沿所述第一损伤路径的组织，然后可将所述介入式导管放置在右肺静脉附近使得可以定位右肺静脉的开口。设定环绕右肺静脉至少一处开口的第二毗连损伤路径，然后融除沿所述第二路径的组织。融除所述第一和第二损伤路径之间的组织，使得产生与所述第一和第二损伤路径都毗连的第一基本线形路径。还融除出与所述第一基本线形路径毗连并向二尖瓣延伸的第二基本线形路径。证实左肺静脉与右肺静脉的分离。所述融除路径在所述组织中产生传导阻滞以阻断所述组织中的异常电路径从而减少或消除纤颤。
所述右或左肺静脉开口的定位步骤可包括以光栅模式致动所述介入式导管。沿所述第一或第二设定损伤路径融除组织可包括用2‑10瓦范围内的超声能量束融除组织。可以致动所述介入式导管使所述导管远端在封闭环内移动。可以改动所述第一或第二设定损伤路径。将所述介入式导管放置在右肺静脉附近可包括使所述介入式导管的远侧部分不受约束从而所述介入式导管中的定形索导致所述导管弹性地形成牧羊钩形。将所述介入式导管放置在右肺静脉附近可包括致动与所述介入式导管远侧部分连接的多根可致动导索，从而将所述导管从基本线形构型屈折成沿所述导管具有牧羊钩形的构型。
以下说明书结合附图进一步详细描述这些及其它实施方式。
附图说明
图1显示所述融除系统的组件。
图2显示融除导管的示例性实施方式。
图3显示所述导管远端的细节。
图4显示所述导管远端的详图。
图5a‑5h显示所述远侧壳体的不同构型。
图6显示所述XY管的细节。
图7显示带有反射器的轴向换能器。
图8显示带有切口的经中隔套管。
图9显示所述导管在所述经中隔套管中的位置。
图10显示含大直径远端的经中隔套管。
图11显示所述导管在所述经中隔套管中的位置。
图12显示绕左肺静脉形成损伤。
图13显示绕右肺静脉形成损伤。
图14显示所述控制台、显示舱和导管舱的示意图。
图15显示所述控制台的细节示意图。
图16显示所述显示舱的细节示意图。
图17显示了所述导管舱的示意图。
图18显示所述手柄的组件。
图19显示设定在左心房中的所需损伤。
具体实施方式
图1显示融除系统的示例性实施方式。该系统由5个主要部件组成：a)导管；b)控制台；c)显示舱；d)导管舱；和e)手柄。导管10具有远端12和近端14。最远端具有壳体16，其含有与管体18连接的能量发生元件(下文详述)。管体18在可弯曲构件20内轴向移动，构件20又与所述导管10的主体22相连。可弯曲管件20由多腔管构成，可以x‑y方式垂直于轴线致动以形成下文所述弯角和θ。下面的说明书中将描述构件20的详情。所述导管的主体22由编制多腔管构成。编制有助于导管10的扭转和旋转。管22的近端14终止于手柄24中，该手柄含有致动机构使管体18移动以及使管件20弯曲。所述手柄24具有流体端口26，其用于通过管体18冲洗壳体16。手柄24还具有电连接件28，其提供与远端12处各点的辅助连接。手柄24可拆卸地连接导管舱30形成机械和电连接。可选地，将单次使用的无菌转接器29设置在手柄24的近端和导管舱30之间并与其操作性连接。该转接器29优选无菌提供，或者可以在临用前进行灭菌，并提供无菌导管手柄24和非无菌导管舱30之间的方便界面。该转接器29使医师能将手柄24与导管舱30操作性连接而不破坏手柄的无菌性。该转接器29使得能在两个组件之间易于建立电和机械连接。单次使用的无菌转接器29的示例性实施方式包括在近端和远端都具有机械和电接头的无菌管型轴，所述连接匹配手柄24和导管舱30上的相应机械和电接头。
在优选实施方式中，锁定转接器29使其仅能以一个方向与手柄24和导管舱30连接。可选地，转接器29还可重新灭菌并再次使用。该导管舱30含有电子件、电动机和致动器，其具有辅助移动和控制所述导管10远端的构件18和20等功能。导管舱30与显示舱32经电缆34连接。显示舱32给导管舱30提供用于导管10各种功能的电力和逻辑信号。显示舱32具有显示面板36来显示各种信息以帮助医师进行所述融除系统的所需功能。此外，控制器32可具有其它手动控制器38或在显示面板36上具有触摸屏的触笔界面。显示舱32通过电缆42与控制台40电连接。控制台40控制所述融除系统的功能，所述控制通过给壳体16中的能量元件提供所需电力，经导管舱中的电动机和致动件来控制管件18和20的移动，以及经显示舱32给医师提供界面和控制器来进行。控制台40可选包括电源线41使该系统能从壁式插座供电，或者在替代实施方式中，可用电池给系统供电。
经套管46将导管10引入右心房44，所述套管在远端附近有弯曲部140。可在右心房腔44内操纵导管10的壳体16以将所述导管靠近该腔不同区域放置，例如靠近右肺静脉RPV、左肺静脉LPV或二尖瓣MV。下文将讨论壳体16向心房组织48发射能量束52。该能量束可在心房44内通过管件18和20的各种移动的组合以任何所需路径进行导向。
A.导管。图2显示本发明的导管。导管10具有含壳体16的远端12，其含有能量发射元件50。该元件发射能量束52，该能量束通常轴向离开壳体16。壳体16连接管件18(Z管)。管件18包含在多腔管20中。管件18在管20(XY管)以方式54轴向滑动。移动54由患者床边导管舱30中的机构控制。移动54的程度由壳体16与组织48之间距离维持在一定范围内的必要性确定。管20为短的管段，在其近端连接管22，且管20可如箭头56所示在X‑Y方向操纵。下面描述管22的细节。
图3更详细显示导管10的远端12。壳体16通常为含远侧开口59的圆柱管形。壳体16设置为在其远端处为可选的'城头(castle‑head)'型末端58中并含有换能器68。城头58中开口的目的是使冲洗流体60在全部城头远端接触组织时能从城头58无障碍流出。壳体16的近端通过适当粘合剂与基部62连接。基部62自身通过适当粘合剂与管18连接。
壳体16含有在其近侧的能量发射元件50，形式为换能器子组件64，使得换能器子组件64和城头58之间有穴部66。图3还显示壳体16如何连接可贯穿管20滑动式移动的管18，在管20远端具有联接器118。管20再经联接器122与管22连接且其间有光滑锥形过渡21，并有一或多根通过管20、22中内腔排布的牵引索120用来如箭头56所示在X和Y方向弯曲管20从而形成所需弯角和θ。
如图4中详细显示，换能器子组件64包括换能器68、电接头70和72，提供气穴76的底部74和前方匹配层78。换能器68通常为扁平盘形状，但可以是其它任意所需形状，例如凸形或凹形。换能器68还可具有如环形、多元件等构型，如同在审理中的美国专利申请序列号12/620,287；12/609,759；12/609,274；12/480,256；12/482,640和12/505,335中所公开的，其全部内容此前通过引用纳入本文。电连接70和72与一对导线80相连，所述导线位于管18内，沿导管10的长度排布并终止于手柄24以连接导管舱30。导线80可以是扭结对或同轴缆的形式，或是相似构型。换能器68由粘合剂或焊料84与底部74连接，底部74提供气穴76。气穴的目的是将声能向换能器68的远侧面反射。换能器68的近侧连接有温度测定装置86，例如热电偶，用于在使用过程中监测换能器的温度。若换能器68的温度升高超过预设水平表明某种故障，该信息可用于关闭系统。与换能器68两面的电连接由接触部70和72提供。这些接触部可以是含凸出部的环形形式。所述环在中心具有敞开区域，提供开口用于从换能器68发射声学能量束52。环上的凸出部以基本90度弯曲并用作换能器的支架。所述环具有充分刚度，并在埋入基部62中时支承壳体16中的换能器子组件64。导线80与两个分别的凸出部电连接，从而提供与换能器68两面的电连接。换能器68的远侧具有与其相连的声学匹配层78。关于声学匹配层78的其它细节还可参见同在审理中的美国专利申请序列号12/620,287；12/609,759；12/609,274；12/480,256；12/482,640和12/505,326，其全部内容此前通过引用纳入本文。该匹配层的目的是提供宽的声学带宽并使换能器68的声学能量输出最大化。
继续参见图4，管18与基部62连接，并以手柄24中的滑动机构(未显示)穿过导管10的长度。管18具有多项功能。首先，它给壳体16提供流体流60的导管。导线对80位于管18内。管18用作壳体16轴向移动的轴。管18由编制复合体如聚酰亚胺和多根导线88构成。埋入管18壁中的导线88可以是编织物形式，并与换能器68的热电偶86经导线87连接，与壳体16连接的另一热电偶或其它合适传感器90连接以用于监测流体60的温度，且与壳体16上的接触部92(一个或多个)连接以用于形成与壳体上可选电极的补充电接触或用于形成需要的其它电接触。埋入管18中的其它导线可用于需要的其它连接与功能。所述编织物可用作电屏蔽以使换能器信号中的电干扰最小。
管18还提供从端口26向壳体16的流体流路径。流体为无菌的，可以是水，盐水或任何其它生理相容性流体。流体如流体流线60所示流过壳体16。流动流体的目的有两方面。首先，它在换能器68发射能量束52时为换能器提供冷却。所述流体可以处在任意合适温度，只要能为换能器68提供有效冷却。其次，流动的流体保持流体穴66，其提供换能器和周围血液之间的分离屏障。这很重要，因为换能器在发射能量束52时可能处于较高温度，接触换能器的任何血液可能形成血栓，这是不希望发生的事件。此外，换能器上形成的任何凝块都会减少换能器的功率输出。因此，换能器前方的流体柱避免了凝块形成，并使换能器保持较低温度帮助其有效工作。
壳体16可以具有各种构型。一种构型见图3所示，其中壳体16在其远端具有开口58。壳体16为'城头'形状。该开口使流体60能无阻碍地流经壳体16。如图5a所示，壳体16基本为圆柱形。其具有圆形光滑远端94，使得当所述装置使用中壳体边缘摩擦组织48表面时损伤组织的可能性降至最小。壳体16还具有可选的孔96，这些孔设置在壳体远端的圆柱表面中。提供这些孔用于流体60经壳体16流出。
在图5b所示的另一构型中，壳体16具有封闭末端98。远端的孔96促进流体通过。末端98由对超声束52基本通透的材料例如聚甲基戊烯(PMP)制得。或者，整个壳体16可由类似PMP的材料制得。在另一构型中，壳体16的圆柱部100可由弹性材料如乳胶或聚氨基甲酸酯制得，其上连接有PMP盖98。该情况中，将残液放出孔96设置成当壳体16内流体60有正压时打开。这使得只能流出流体60，而周围血液不能流入壳体16。
在另一构型(未显示)中，壳体16内的流体60可以'闭路'方式施用，其中，流体经壳体的流动用于为壳体内所含换能器提供冷却。在该构型中，壳体16具有声学上通透的窗98，但没有残液放出孔96。而管18则具有至少两个内腔用于冷却流体的闭路途径。或者，壳体16可以填充有声学上通透的凝胶状材料，且在此情况中，将无需流动流体。
在图5c和5d所示的另一构型中，壳体16由弹簧状结构构成。弹簧材料可以是圆形弓丝或带102。
此外，弹簧壳体16可以包封在挠性薄套层104中。弹簧状结构的目的是提供挠性，使得所述壳体在使用过程中接触组织48时可弯，如图5d所示。或者，所述壳体16可以由较软壁材料制得以实现弯曲功能，可用材料如乳胶、聚氨基甲酸酯或硅酮。
图5e显示壳体16的另一构型。此情况中壳体16以复合结构制成，其中壳体16的壁为电绝缘材料，并有多个电导元件106('电极')纵向设置在其中。电极106的远端设在从壳体16远侧边缘稍稍伸出的球形末端109中。电极106的近端在接触部92连接导线108。导线108则连接图4的管18中的导体88。最后，导体88终止于导管10的辅助连接器28(图2).电极106的目的是提供经非创伤性球形末端109到组织的电连接。这一通向组织的电连接可用于起搏心脏组织，或从所接触组织获取电生理信息。导线108可以是埋入壳体16壁中的编织物的形式。该复合壳体16可设在图5a‑5d的前述实施方式中。
图5f显示壳体16的另一实施方式。壳体16装有偏转器110。该偏转器使流体60经过换能器68后的流动改向，使得为换能器68的表面提供更有效的冷却。在该图5f中，为清晰而省略了换能器68的安装细节。
图5g显示壳体16的另一实施方式。将多个须状电传感器111设在壳体16的远端。须部111由不透辐射的导线材料如铂或其不同合金制得，为挠性而采用弹簧形式。须部111的内核优选为适当材料的锥形芯丝。须部111埋入壳体16的壁内，并通过接触部92与导线108电连接。导线108与管18中所含导线(图4)连接，并终止于导管10近端处的连接器28。须部111的目的是通过柔软的弹簧状结构以非创伤性方式提供至组织表面的电连接。电接触使得能对患者心脏的心房组织进行电生理测绘。须部111的另一目的是通过监测须部111的弯曲程度计量壳体边缘离靶组织的距离。
图5h显示壳体16的另一构型。壳体16由弹性材料制得，如乳胶、聚氨酯、腈等。所述弹性材料还对超声基本透过。壳体16具有封闭末端98，且可选含具有前文所述特征与功能的残液放出孔96。壳体16包封换能器子组件64。该实施方式的一个重要方面在于壳体16可如图5h所示通过粘合剂113沿基部62和管18固定。从而，凭借壳体16材料的弹性特质以更稳固的方式连接壳体16。
下面详述图2的XY管20。管20含有管件18，管件18能于其中轴向移动。参见图3，管20可如箭头56所示以X‑Y方式弯曲。当XY管20在XY面56中弯曲时，管件18在相应方向移动。从而根据XY管20的弯曲和移动将能量束52导向不同方向。
管20的构成详见图6。在一种实施方式中，管20由包封在柔软基质116如硅酮或聚氨基甲酸酯中的多个挠性弹簧组成。其含有以环状构型围有附加弹簧114的弹簧112(为清晰起见，图中略去了一些弹簧114)。这些弹簧优选开放节距(open pitch)且由适当金属或塑料制得。中央弹簧112的目的是为z轴管件18提供无扭结内腔。类似地，外围弹簧114的目的是为管20弯曲所用牵引索120提供无扭结的通道。管20的远端用粘合剂终止于联接器118中。牵引索120粘性固定在联接器118的远侧。管20的近侧用粘合剂终止在另一联接器122中，该联接器为牵引索120和管18提供有适当孔123，并有助于管20与导管管件22的连接。
可用多根牵引索120以受控方式操纵管20。牵引索120可以是金属的，例如钢或镍钛合金或复合纤维如芳纶(Kevlar)。这些牵引索以适当连接终止于手柄24，所述连接则可拆卸地结合导管舱30中的致动器和电动机。导管舱30中的电动机(未显示)在控制台40中计算机的指令下以前述的精确模式控制牵引索，从而使管20沿所需轨迹精确移动。其结果为能量束52以特定受控路径如线、环或任意其它复杂模式在心房腔中通行。
参见图3，管20通过联接器122连接导管管件22。管件22通常为更高硬度的材料(即，更硬，但非棒状)，其可具有复合构型。其可由塑料制得，壁内具有埋入的编织物。管件22构成导管10的主体，并在近端连接手柄24。管件22的目的是为导管10提供轴向推动性和某些转矩控制。管件22还装有多个定形索迫使管件在自由空间中形成预定形状。该构型在本申请下文中有详述。
能量发射元件68(图3)优选为发射超声能量的声学换能器。超声的频率优选在5‑25兆赫(MHz)范围内，更优选在8‑20兆赫(MHz)范围内，更优选在10‑18兆赫(MHz)范围内。就圆柱形换能器68而言，所发射的能量通常为圆柱束52的形状。束52的声能优选在0.5‑25瓦范围内，更优选在2‑10瓦范围内，更优选在2‑7瓦范围内。超声能量束52的特质及其与组织的相互作用在同在审理中的美国专利申请序列号11/747,862；11/747,867；12/480,256；12/482,640；12/505,335；12/620,287；12/609,759和12/609,274中有描述，这些申请的全部内容此前通过引用纳入本文。该束52与靶组织48相互作用，并在充分能量水平，将所述组织融除。
换能器子组件64(图4)可有多种实施方式，其一如上文描述，其中能量束52从壳体16向外轴向发射。其它的一些实施方式在同在审理中的美国专利申请序列号11/747,862；11/747,867；12/480,929；12/505,326和12/505,335中有描述，这些申请的全部内容此前通过引用纳入本文。
图7显示所述换能器子组件的一种替代实施方式。换能器124包含在壳体16中。换能器124通常为圆柱形，并轴向向外发射超声能量126。换能器124可以是方形、六边形或任意其它合适截面。所述能量由通常为抛物线形反射器128改向，该反射器将所述超声能量以方式130改向至轴向。反射器128可以是任意其它合适构型。所反射的能量以束52的形式离开壳体16。所得出射束52与前文的前一实施方式中所述的束类似。换能器124通过支持部134和适当粘合剂固定在基部132中。与前述实施方式类似，基部132结合起前述作用的管18。导线136连接换能器124并终止于手柄24。流体流60使所述换能器能冷却以预防过热。当该装置位于左心房内时，换能器124和壳体16远侧边缘之间的流体柱125提供换能器124和周围血液间的分隔。
参见图1，导管10通过经中隔套管46引入左心房44。套管46在其远侧部分具有弯曲部140，从而可以朝向并放入左心房44。而且，所述导管的远侧部分，即壳体16，通常为刚性圆柱体形状。由于导管10穿过套管46的弯曲部，所述刚性部分要求所述套管具有较大直径使其能穿过所述弯曲部。通常需要将所述套管直径保持在最小尺寸。所述套管通过通常在患者大腿处的静脉中的手术开口放入患者股静脉中。通常需要将所述手术开口保持在最小尺寸。本发明下文所述示例性实施方式其中至少一个中，以某种方式形成所述套管远端来实现导管远端的通路，所述方式使该通路更容易而不增大套管直径。
图8显示所述套管的一种实施方式。套管138是直径为D的管件，在其全长为均一直径。通常，直径D稍大于需通过所述套管前行的导管的最大直径。为了促进导管通过套管138的弯曲部140前行，所述套管在所述弯曲部内部半径处提供有适当尺寸的切口142。图9显示所述导管10通过所述套管138前行。套管138跨越中隔144放置，提供进入左心房146的通路。远侧壳体16以方式148通过弯曲部140前行时，开口142提供所需溢出以容纳壳体刚性部分通过。这样将套管138保持在最小需要直径D。
图10显示本发明所述套管的另一个实施方式。套管150全长的直径为D1，但其直径在弯曲部152附近的含凸出远侧部分154处膨胀至较大尺寸D2。图11显示导管通过套管穿行。套管150跨越中隔144放置，提供进入左心房146的通路。导管10以方式148前行通过套管150。到达弯曲部152附近时，较大直径D2提供溢出使壳体16的刚性长度能通过所述弯曲部。凸出部分154是导管10进入心房146的方便通路所需的最小直径。
图12和13显示使用中导管10在心房腔中的位置。导管10通过套管150引入左心房(LA)。参见图12，导管的远端通常指向左肺静脉(LPV)。导管的头部可由管20以X‑Y方式操纵而在X‑Y面56内移动。导管远端12的轴向移动通过管件18的辅助以方式54实现。如前文所述，导管向靶组织发射超声能量束52。能量冲击束加热靶位点处的组织并产生损伤156。束52在计算机控制下以方式158绕LPV穿行而产生连续损伤来将LPV电生理性隔离。此后，导管头部12可放置为处理右肺静脉RPV附近和左心房中其它位置的组织。
图13显示导管远端12的位置指向右肺静脉(RPV)。管22的远端为牧羊钩形以将导管远端12指向RPV。所述牧羊钩由放置于管22内腔中的一或多根定形索160形成。定形索160由形状记忆金属如镍钛合金制成，并经热处理以保持牧羊钩形的所需形状。将这些导线放置在管22的内腔中，且管22在不受套管150约束时在自由空间中呈牧羊钩形。如图12所述，当导管用于处理LPV时，管22的牧羊钩形部分位于套管150中。当需要处理RPV时，导管继续前行进入LA。随着导管前行，形状记忆镍钛合金导线展开成预定形状，从而迫使管22呈牧羊钩形，有助于处理RPV附近区域。在替代实施方式中，定形索160可以用致动索替换，由致动机构推动或拉动所述致动索来弯曲导管22形成所需的牧羊钩形构型，该致动机构优选位于导管近端附近。在另一实施方式中，可使用定形索和致动索的组合将管件弯曲成所需构型如牧羊钩形。超声束52指向组织48。能量冲击束加热靶位点处的组织并产生损伤162。可以通过将管20在箭头56所示的X‑Y方向致动以及通过如箭头54所示轴向移动管18来移动束52。因此，束52在计算机控制下以方式164绕RPV穿行而产生连续损伤来将RPV电生理性隔离。
以下详述所示融除系统的其它组件，即手柄、导管舱、显示舱和控制台。
图14显示控制台、显示舱和导管舱。后面将就图18描述手柄。参见图14，导管手柄24可拆卸地连接导管舱202。如前文所示，可选的单次使用、无菌转接器29使手柄24能与导管舱202连接和断开而不破坏手柄24的无菌性。导管舱202通过电缆206与显示舱204连接。显示舱204通过电缆210与控制台208连接。所述系统还可设置有可选的床边监护器212。控制台208控制并协调所述融除系统的所有部件，其包括含电子硬件、固件和软件的仪器214。控制台应位于无菌区外远离患者的位置，供助手在融除手术中使用。其它系统组件应位于患者附近供医师使用以进行融除手术。显示舱204、导管舱202和导管10通常位于无菌区中。
B.控制台。参见图14，控制台208包括显示监护器216，键盘218和计算机220，均供用户与所述融除系统交互。两根长(约20英尺)缆线222和210将控制台208分别与床边监护器212和显示舱204连接。缆线222是视频线，提供控制台208和床边监护器212之间的通信。缆线210是多导体缆线(长约20英尺)，引导控制台208和显示舱204之间的电信号。这些电信号中有些用于显示舱204，另一些途经显示舱204和缆线206到达导管舱202。那些电信号中有些用于导管舱202，而有些途经手柄24通达导管10。通常，缆线206比缆线210短，外径较小且更有挠性。
图15显示控制台208的仪器214中的主要组件。系统设计为使用嵌入式PC(计算机)224，其插入仪器214的连接器中。嵌入式PC 224通常也称作"单板计算机(a computer on a board)"，其尺寸、界面和芯片组通常为工业标准设定。这样，嵌入式PC 224可在新一代PC面世时进行升级，而只需对仪器214作最少改变或者无需改变。一种此类嵌入式PC使用COMExpress标准，可从多家供应商获得该标准。
仪器214有赖于FPGA 226(现场可编程门阵列)进行所有时间紧要的系统操作，包括协调所有时间紧要的数据传输活动。这样，仪器214可以提供可靠的实时性能，同时嵌入式PC 224的操作系统负责所有其它常规的、非时间紧要的活动。FPGA 226由定制固件编程以执行功能来响应发自嵌入式PC 224的指令。例如，嵌入式PC将要求FPGA产生传送脉冲序列，后者经缆线210和206通过D/A(数字转模拟)转换器228定向，由超声收发器230扩增并缓冲并导向至导管10。
超声收发器230用作超声信号的发送器和接收器。其以时分多路式操作，作为能量发送器在导管10远端产生超声束，或者作为超声接收器感测从组织返回的任何超声信号。超声收发器230可驱动最高25瓦电力，更典型地，将提供2‑10瓦电力，更优选2‑7瓦电力，足以用于基于导管的典型应用。作为接收器，收发器230具有充分的动态范围以检测返回的超声信号，动态范围通常超过80dB(分贝)。
从组织返回(反向散射)的超声信号导向至两个平行接收器路径：线性I/Q 232和对数检测器234。通过对接收到超声信号的鉴相导出线性I/Q信号，以提取信号的实部和虚部(代表幅度和相位)，其可用于多种用来提取信号信息同时使信噪比最大的处理算法。或者，来自对数检测器234的信号提供对于经对数压缩的返回超声信号的简单峰检测，该信号在超声成像应用中通常称作"A‑模式"信号。用多路调制器236选择I/Q或是对数检测的适当模拟信号以用于通过A/D(模拟转数字)转换器238转换，然后以数字形式存储在存储器240中。存储在存储器240中的超声数据可以包括额外信息，例如时间标签、电动机位置、传送波形等，这些信息可用于由嵌入式PC 224中运行算法所完成的后续信号处理中。一种此类处理示例是确定导管四处移动时导管10头部和心房壁之间的间隙，并将该信息呈现在显示器216上。
另一过程可以用来确定融除期间损伤深度的进展。第三种过程可用来确定组织壁厚并用此信息来控制递送给组织的能量。此外，可在心动周期的任意节点将心房内表面的拓扑图以三维透视图呈现。
在仪器214中控制和协调性能和过程以外，嵌入式PC 224还控制多种输入/输出接口，I/O 242，从而与键盘218、鼠标220、监视器212和216通信并在其自身、显示舱204、导管舱202和导管10之间控制并传输数据。
C.显示舱。显示舱204的内部组件见图16所示，其主要用作在使用融除系统时给医师呈现信息的工具，并使医师能控制融除系统。控制台208与显示舱204之间的系统状态和控制信号由微控制器244中的串行连接介导。用于视频显示246的数据由显示控制器248解译。整合于视频显示246的触摸屏250给医师提供与控制台208交互的工具，从而控制融除系统的各方面。医师可使用任意的适用指示装置，例如记录笔、手指或不尖锐的外科器械，与视频显示246呈现的图形用户界面交互。
电力调节器252也位于显示舱204中，它用于补偿和校正发生于长缆线210的任何可能的压降，并将调节良好的电力提供给如图17中所示导管舱202中的伺服电动机组件254、256和258。该电力调节器252位于显示舱204中，而非导管舱202中，理由有两点：尽可能缩小导管舱尺寸，以及尽可能降低导管舱202中电组件的生热。
D.导管舱。图17显示了所述导管舱的示意图。FPGA 254用作控制台208与导管舱202之间的界面。用于控制伺服电动机260的参数在FPGA 254中缓冲，并可供电动机控制器256使用。电动机控制器256通过多种监测电动机运行的反馈环控制伺服电动机260的运动。例如，由位置感测件266确定电动机的位置并由转矩感测件268确定电动机的载荷。电动机控制器256用这些信号调节驱动伺服电动机260的伺服放大器258。
多个伺服电动机262(电动机1、电动机2、电动机3等)控制导管10远端以前述X‑Y方向移动，从而将导管远端弯曲成所需角度。在此执行方式中，电动机262拖拽对称位于导管个体内腔中多根牵引索。导管10的远端12可以此方式通过前述X‑Y运动弯曲成所需和θ角度(如图3所示)。弯曲运动的保真度是多个参数的函数，这些参数包括牵引索上的相对张力。这一构型的一种特征使得能通过系统对牵引索进行自动张力调整。这可以通过以下方式实现：感测各电动机上的载荷并指令电动机控制器256将一致、预定的低载荷提供给各电动机262，从而在导管10中各牵引索上产生适当的张力。该功能由自动张力控制器270表示。
由于电动机262的位置和导管10远端12的弯曲角与θ不互成比例，用"变形"算法补偿并减少由非线性弯曲产生的扭变。该算法的详情存储在控制台208中，并经FPGA 254传输到电动机控制器256。
补充电动机264与将导管10的远端移进移出的管18连接，该管有时称作"z轴"。在弯曲头部的3‑D空间中，该电动机264控制头部位置的半径r，而其它电动机262及其对应的牵引索控制和θ位置。
导管舱202中整合的另一特征是快速释放离合器272。该机电组件响应来自控制台208或紧急致动按钮221的指令，并立即从电动机260除去所有张力。该特征使导管10能方便、安全地从患者移除。
导管舱中整合的另一特征是热电偶放大器274，其提供冷结补偿的热电偶转数字的转换器参比，将来自导管10中热电偶的读数发送给控制台208。可以监测导管10关键组件的温度，且系统会对范围外温度作适当反应。例如，若换能器升高超出最佳性能的范围，系统可发布警告并限制递送给换能器的电力。或者，位于换能器附近盐水滴注路径中的热电偶可以监测滴速的适当性。
导管舱202中包括的另一特征是初步患者隔离件276，用来确保在包括故障情况在内的多种运行情况下，保护患者免于危险的泄漏电流以符合管理要求。
E.手柄。图18显示导管24中内部系统组件的框图。在导管手柄24和导管舱202之间形成机械和电力连接。用于控制仪器的电信号经串行接口和路由器块278发送。该块允许标准的网络协议，并将电气互连数量尽量减少至通常低于5个，以及少到2个。该情况可用的典型协议是"1‑wire"网络协议。来自控制台208，经由显示舱204和导管舱202的串行数据在串行接口和路由器278中解译，数据在路由器中导向导管10中的特定电组件，例如加密引擎284、热电偶放大器288、载荷传感器290或位置传感器292。
另一来自导管舱202的电连接用于超声发送/接收信号。该信号通过信号调节器282，其包括噪声抑制滤波器，阻抗匹配网络和对称‑不对称(平衡‑不平衡)变换器，都用于使递送给换能器64的传送信号最大，并使来自换能器64的返回接收信号的信噪比最大。
加密引擎284提供方法以保护存储在存储器286中的数据。存储器286保存各导管特异性的数据，并由控制台208中的嵌入式PC 224读取。所述数据可包括关于换能器性能的校准信息，校准操纵需要的机械特征，制备工艺和日期以及各导管10独有的使用历史。
热电偶86感测换能器68的温度，而热电偶90感测流经换能器的冷却流体的温度。两者经连接件294和296与热电偶放大器288连接，该放大器通常可将从热电偶发出的信号转化成温度的数值，其形式可以经路由器278发送回控制台208。应当理解，多种传感器中任意选项都可用来代替热电偶，例如热敏电阻就是该应用的可用替代。
机械连接件280连接导管舱202中的电动机260。若使用典型的旋转电动机，则用旋转到线性转换器298产生牵引索和z轴移动所需的推拉运动。或者，这些旋转到线性转换器298可位于导管舱202中。
最后，可由载荷传感器290和位置传感器292感测与联接器118连接的牵引索300的张力和运动。该信息通过串行接口和路由器278反馈回导管舱202中的电动机控制器256。这一反馈将改善远端弯曲的精密度，并能感测导管远端处的弯曲是否由于接触心房壁而受影响。
损伤形成：本文公开的导管用于通过向壁组织上的能量冲击在靶组织壁中产生疤痕组织的损伤，所述靶组织壁通常是心房壁。当超声能量导向至组织中的靶点并递送到靶点持续充分时间将该组织加热至杀死细胞的温度时，产生所述损伤。换能器发射的能量呈束的形式，且该束可以在心房腔内以任意需要的路径导向并四处移动。因此，所得损伤可以是点、线、环，或它们的任意其它组合。
使用方法：治疗左心房中心房纤颤需要的方法是在心房壁中产生疤痕组织线条，这些线条阻断不被需要的信号的传导。本方面的系统和方法描述了通过操纵超声束以受控方式产生疤痕组织线条(损伤)的工具。举例而言，图19显示一种此类所需损伤套件，称为迷宫损伤套件(Maze lesion set)。可用以下方法产生该损伤套件：
1.将经中隔套管横跨房间隔放置。使导管如此前图12所示通过套管前行进入左心房(LA)。
2.利用'栅格'技术定位LPV的开口。关于这一技术的其它细节公开在同在审查中的美国专利申请序列号12/505,326；12/695,857；12/609,759和12/609,705中，这些申请的全部内容此前通过引用纳入本文。
3.设定环绕LPV的所需连续并优选基本透壁的损伤路径。可选地，所述系统可以给用户提示某连续且透壁的损伤路径，而用户可选择所提示的模式，修改所提示的模式，或者设定替代的连续模式。
4.通过如前所述移动导管沿设定的损伤路径168融除组织。
5.使导管进一步前行进入LA以展开牧羊钩形，从而如前文图13中所示指向RPV。
6.如前面定位步骤中所述用'栅格'技术定位RPV的开口。
7.设定环绕RPV的损伤路径170。可选地，所述系统也可以给用户提示某连续且优选基本透壁的损伤路径，而用户可选择所提示的模式，修改所提示的模式，或者限定替代的连续模式。
8.通过如前所述移动导管沿设定的损伤路径170融除组织。
9.通过利用导管头部的不同移动，操纵能量束的方向来产生连接损伤172和174。
10.利用常规测绘技术，证实肺静脉的隔离。
在可选的实施方式中，所述系统可以连续方式自动进行上述步骤1‑10。
以上示例性方法描述了左心房中组织的融除。本领域技术人员当然了解本文所述融除系统还可用于融除其它组织，例如心脏的其它区域(如右心房、心室、邻近血管)以及非心脏组织。
尽管上述是对本发明优选实施方式的完整描述，但可以使用不同的替代、变化和等同形式。因此，上述说明不应视为限制本发明的范围，该范围由所附的权利要求限定。