CN105163682A - 力传感消融导管 - Google Patents

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Abstract

一种用于导管(12)的力传感端部(14)组件包括端部壳(42)、声换能器(16)、第一目标(18)、和第一弹簧(17)。所述端部壳(42)用于连接至所述导(12)。所述声换能器(16)布置在所述端部壳(42)内并且能够产生声脉冲。所述第一目标(18)在所述端部壳(42)内与所述声换能器(16)分隔。所述第一弹簧(17)在所述端部壳(42)内并且被配置为允许所述声换能器(16)和所述第一目标(18)之间的相对位置在一范围内变化。所述第一目标(18)被成形和定位为在所述范围的至少一部分内将所述声脉冲的至少一部分作为第一回波反射回所述声换能器(16)。

Description

力传感消融导管
技术领域
本发明总地涉及具有力传感能力的医疗设备。更特别的，本发明涉及力传感导管。
背景技术
电生理导管用于各种诊断、治疗、和/或标测和消融步骤以诊断和/或纠正例如房性心律失常的状况，包括，例如异位性房性心动过速、心房颤动、和心房扑动。心律失常会产生各种状况，包括不规则心率、同步性房室收缩的丢失和心室内血流的停滞，这会引起各种有症状和无症状的疾病甚至死亡。
典型地，导管经由经皮路径(例如通过股骨动脉或锁骨下动脉)被部署在患者的脉管***内。导管通过脉管***前进到达期望部位，例如，患者心脏内的部位。导管可以承载一个或多个电极，该一个或多个电极例如可以用于心脏标测或诊断、消融和/或其他治疗传送模式、或者两者。一旦处于期望部位，治疗可以包括，例如，射频(RF)消融、冷冻消融、激光消融、化学消融、基于高强度聚焦超声的消融、微波消融、和/或其他消融治疗。导管向心脏组织给予消融能量以在心脏组织内造成一个或多个损伤。该损伤破坏不期望的心脏激活路径，并因此限制、捕捉或阻止能够形成心律失常的基础的错误的传导信号。
为了使导管的远端部前进通过脉管***，临床医生可以通过顺序地或同时地施加力矩、和纵向或轴向的推力来操作导管的近端。如果导管是从近端可操作的，导管的远端部也可以在期望的方向选择性地偏移或旋转。以这种方式操作导管是困难的，并且具有经由导管的这种操作施加至心脏组织的力的可靠指示可以是重要的。在消融步骤中，施加至组织的压力的量会影响步骤的结果和/或完成步骤所需的时间的量。同样，知道导管给心脏组织施加多少压力，可以有一些安全优势。
在Meredith的美国专利申请No.13/547,397中描述了示例性的已知力传感导管。这种导管包括力传感端部，力传感端部具有与导管的轴对齐的弹簧，其在压力作用下偏移。在机械弹簧的偏移之前和之后，使用磁共振成像(MRI)***，通过跟踪导管端部内的***线圈的运动确定弹簧的运动。***线圈移动的距离转化为机械弹簧压缩的距离，其然后用于使用机械弹簧的轴向弹性系数确定施加至导管端部的力。然而，这种导管仅测量通过端部施加的轴向力。此外，为了确定力，导管需要外部成像***以追随***线圈的位置。
发明内容
本发明涉及用于导管的端部组件，该端部组件能够产生可用于提供力的指示的测量值，用所述力将端部施加至主体(例如组织)。本发明的力传感端部提供通过端部施加的全方位的力的测量值，例如，轴向力和弯曲力。此外，本发明的力传感端部是独立的，其体现在用于确定通过端部施加的力的所有测量值可以从端部自身内获得，而不需要来自成像***等的外部测量值。
在一个实施例中，用于导管的力传感端部组件包括端部壳、声换能器、第一目标、和第一弹簧。端部壳用于连接至导管。声换能器布置在端部壳内并且能够产生声脉冲(acousticping)。第一目标在端部壳内与声换能器分隔。第一弹簧在端部壳内并且被配置为允许在声换能器和第一目标之间的相对位置在一范围内变化。第一目标被成形和定位以在所述范围的至少一部分内将声脉冲的至少一部分作为第一回波反射回声换能器。
在一个实施例中，医疗设备***包括导管轴、力传感端部组件、和控制***。导管轴具有近端区域和远端区域。力传感端部组件布置在导管轴的远端区域。力传感端部组件包括端部壳、声换能器、第一目标、和第一弹簧。端部壳连接至导管轴。声换能器布置在端部壳内并且能够产生并接收声脉冲。第一目标在端部壳内与声换能器分隔以将声脉冲作为第一反射声回波反射回声换能器。第一弹簧连接至端部壳，并且被配置为允许声换能器和第一目标之间的相对位置通过弹簧的偏移而改变。控制***经由导管轴连接至力传感端部，并且被配置为分析第一声回波的变化以确定第一弹簧产生的力。
附图说明
图1A是包含具有力传感端部的消融导管的医疗设备***的示意图。
图1B是图1A的消融导管的示意图，其示出通过与组织的接触而偏移从而改变声目标相对于声换能器的位置的力传感端部。
图1C是示出在声目标偏移之前和之后来自图1A和1B的声换能器的脉冲回波(pulse-echo)波形的行为的曲线图。
图2A是具有力传感端部的消融导管的另一实施例的示意图，力传感端部包含针对轴向和弯曲力测量值的单独的声目标。
图2B是图2A的消融导管的示意图，其示出通过与组织接触而偏移从而改变球形目标和平面目标相对于声换能器的位置的力传感端部。
图2C是示出声目标偏移之前和之后来自图2A和2B的声换能器的脉冲回波波形的行为的曲线图。
图3A是消融导管的另一实施例的轴向视图，其具有三个围绕导管端部的内圆周分隔的声目标。
图3B是图3A的3B-3B截面，其示出三个声目标相对于声换能器的位置。
图3C是示出三个声目标偏移之前和之后图3A和3B的力传感端部的脉冲回波波形的行为的曲线图。
图4A是消融导管的另一实施例的轴向视图，其具有在沿导管端部长度的不同的轴向和径向位置处的三个声目标。
图4B是图4A的消融导管的侧面的图示表征，其示出三个声目标相对于声换能器的位置。
图4C是示出三个声目标同时偏移之前和之后图4A和4B的力传感端部的脉冲回波波形的行为的曲线图。
图5是具有连接端部壳的远端和近端部分的螺旋弹簧的力传感端部的侧面视图。
图6是医疗设备***的图形用户界面的图示表征，其示出导管的力传感端部感测的力和力传感端部产生的声波波形的指示器。
具体实施方式
本文针对多种装置、***和/或方法描述了多个代表性的实施例。阐述了许多具体细节以提供对说明书所描述的以及附图所示出的实施例的整体结构、功能、制造和用途的透彻理解。然而，本领域技术人员应当理解，没有这些具体细节，这些实施例也可以实施。在其他实例中，没有详细地描述公知的操作、组件和元件，以免使得说明书所描述的实施例不清楚。那些本领域的普通技术人员应当理解，本文所描述和示出的实施例是非限制性的示例，因此可以认识到，本文所公开的特定结构和功能细节可以是代表性的，并且不必限制实施例的范围，实施例的范围仅由所附的权利要求所限定。
整个说明书中提到的“多个实施例”、“一些实施例”、“一个实施例”、或“实施例”等意指结合该实施例所描述的特定特征、结构或特性包含在至少一个实施例中。因此，贯穿整个说明书的术语“在多个实施例中”、“在一些实施例中”、“在一个实施例中”、或“在实施例中”等的出现并不必全部指相同的实施例。此外，在一个或多个实施例中，特定的特征、结构或特性可以以任意合适的方式组合。因此，结合一个实施例示出或描述的特定特征、结构或特性可以没有限制地与一个或多个其他实施例的特征、结构或特性全部或部分地组合，只要这种组合不是不合逻辑的或无功能的。
可以认识到，在整个说明书中可以参照操作用于治疗患者的仪器的一端的临床医生，来使用术语“近端”和“远端”。术语“近端”意指仪器靠近临床医生的部分，而“远端”意指距离临床医生最远的部分。可以进一步认识到，为了简洁和清晰，在本文所示的实施例中，可以使用诸如“垂直的”、“水平的”、“上”和“下”的空间术语。然而，可以以多种方向和位置使用手术仪器，并且这些术语不是限制性的和绝对的。
图1A是医疗设备***10的示意图，其包含具有力传感端部14的消融导管12。在图1中，力传感端部14被放大地示出，以展示声换能器16、弹簧17和目标18。医疗设备***10也包括控制手柄20，其被连接至分析仪22、声能量驱动器24、消融能量驱动器26、和流体源28。控制单元30与分析仪22、能量驱动器24和26、流体源28、和用户界面32连通。导管12包括细长的导管主体34，导管主体34在远端区域36连接至力传感端部14，在近端区域38连接至手柄20。本发明描述了力传感端部，在一个实施例中，力传感端部使用脉冲回波原理为***的操作者报告在端部上的总力的弯曲和轴向力分量。
导管12连接至消融能量驱动器26以为端部14提供消融激活。在一个实施例中，消融能量驱动器26可以包括射频(RF)发生器。导管12和/或端部14可以包括一个或多个电极(未示出)以帮助导管12的消融和定位，例如在基于磁的或基于电压的成像***的帮助下。此外，导管12可以配备任意数量的可替代的或附加的消融和成像技术，例如超声成像和高强度聚焦超声(HIFU)消融***。流体源28将例如盐水的冲洗流体提供给导管12，用于为端部14提供冷却并为超声波在端部内传播提供低损耗路径，以及其他目的。
导管12也连接至声能量驱动器24以为声换能器16提供声脉冲能量。在一个实施例中，声能量驱动器24可以包括超声波脉冲发生器(ultrasonicpulser)。如下文更详细地描述的，由于端部14在弹簧17处的偏移造成的声换能器16发出的脉冲能量波形从目标18反射或回响之后的变形可以用于确定将端部14推向目标物(例如患者器官内的组织)的力。
使用手柄20将导管12送入例如人的心脏的器官，以便执行各种标测、成像、诊断和/或手术步骤。例如，导管12可以用于消融心脏内的组织以影响通过心脏的电流的路径以及用于其他目的。在***10的操作过程中，控制单元30控制分别来自声能量驱动器24和消融能量驱动器26的声能量和消融能量。例如，控制单元30被配置为针对消融以及传送的和接收的脉冲能量的应用而实施(例如频率和振幅的)工作循环(dutycycle)。根据操作者的需要，可以手动或自动操作控制单元30，以控制消融和脉冲。
分析仪22支配并分析由端部14内的声换能器16采集的脉冲回波数据以确定目标18的位置改变。所采集的数据可以用于基于例如远端区域36内的弹簧17的一个或多个弹簧系数的已知关系，来确定端部14的接触力。控制单元30和/或分析仪22可以使用所采集的数据执行其他功能，例如滤波、分类、存储等。与通过端部14施加的力有关的信息在用户界面32呈现给***10的操作者。在一个实施例中,可以在用户界面32的图形用户界面上呈现所施加的力的实时评价。
图1B是图1A的消融导管12的示意图，其示出通过与组织40接触而偏移从而改变目标18相对于声换能器16的位置的力传感端部14。端部14还包括连接至导管主体34的端部壳42。弹簧17将端部壳42分隔成远端部分42A和近端部分42B。换能器16安装在支持物44上。诸如盐水S的流体通过合适的端口从端部14排放。
导管主体34包括细长的中空管或轴，也被称为腔，其连接端部壳42和手柄20(图1)。导管主体34沿中心线CL延伸。在各个实施例中，导管主体34是柔性的，从而允许端部14的操纵和偏移。端部壳42包括挖空的主体，其中安装了端部14的各个组件。端部壳42可以由适合用于医疗设备***的任意材料制造，例如聚合物、金属和金属合金。在一个实施例中，端部壳42由镍钛诺(镍钛合金)制造。同样地，导管主体34可以由任意合适的材料制造。端部壳42可以经由任意合适的方法连接至导管主体34，例如焊接、螺纹啮合或粘结。如果端部壳42用作组织的RF消融器，那么它由电导体制作，例如已知的铂铱端部合金。
端部壳42容纳声换能器16和目标18。此外，虽然在图1B中未示出，但是端部壳可以容纳医疗设备***10的其他组件，例如用于执行端部14的消融和定位的组件。声换能器16经由延伸通过导管主体34的线(未示出)电耦合至医疗设备***10的组件，例如声能量驱动器24(图1A)。目标18布置在端部壳42内并在换能器16的视线内，以便在弹簧17处于放松状态和在弹簧17的运动范围的至少部分内时，允许声波信号在换能器16和目标18之间传输。声换能器16和目标18都布置在端部壳42内，从而不会干扰端部14的其他功能的操作，例如消融、定位和冲洗功能。
在所公开的实施例中，支持物44靠近导管主体34安装至端部壳42，而目标18靠近端部14的最远端安装至端部壳42。如此，用于换能器16的配线不需要一直延伸通过端部壳42并跨越弹簧17。支持物44包括支持衰减材料的任意合适的块，其上可以安装声换能器16。例如，无孔的压阻式换能器16可以安装在钨-加载环氧支持物44上。支持物44可以通过任意合适的方式连接至端部14，例如经由围绕支持物44的圆周的间断地被分隔的突出物(未示出)以与端部壳42连接。目标18可以类似地安装在端部壳42内。如此，允许来自手柄20(图1A)的流体和配线在突出物之间穿过声换能器16和目标18。例如，来自流体源28(图1A)的盐水S可以经由延伸通过导管主体34的合适的流体通道(未示出)传送至端部14。盐水S可以通过端部壳42中的与弹簧17的几何结构一致的专用端口(未示出)或开口从端部14排放。
在端部壳42中提供弹簧17，以允许换能器16和目标18之间的相对位移。弹簧17布置在声换能器16和目标18之间。因此，近端部分42B和换能器16相对于导管主体34保持静止，而远端部分42A和目标18相对于导管主体34可移动。然而，在其他实施例中，弹簧17可以位于允许目标18相对于换能器16移动的其他位置。例如，弹簧17可以与换能器16和目标18同轴的定位，或者与换能器16或目标18的前部或后部同轴的定位。弹簧17包括柔性的类铰链构件，其允许端部壳42改变形状。在图1B的实施例中，弹簧17包括端部壳42的激光划槽，其允许端部壳42沿中心线CL伸长和收缩，并且其允许远端部分42A相对于近端部分42B从中心线CL或沿中心线CL有角度地和/或轴向地位移一等于倾斜角AT的量。弹簧17的机械特性(例如弯曲弹性系数和轴向弹性系数)存储在控制单元30中，以用于通过分析仪22(图1A)结合通过换能器16采集的声回波数据进行分析，或者通过控制单元30内的CPU其本身进行分析。参照图5更详细地讨论弹簧17的各个实施例。
声换能器16发射声波脉冲P，其作为声回波E由目标18反射回换能器16。声换能器16可以包括本领域已知的能够发射信号(例如声波)的任意适当的换能器，所述信号在被反射回到换能器时可以被检测。合适的换能器包括压电换能器、电容性微加工超声换能器(CMUT)、全陶瓷压电换能器、溶胶-凝胶压电换能器和压电复合压电换能器。如此，声换能器16可以包括单独的发射器和接收器组件，虽然在本发明中被简化为单个组件。
目标18包括能够将声脉冲P反射回换能器16以产生回波E的对象。尽管不是必须的，但优选地，目标18具有高反射表面(例如镜面)。在一个实施例中，目标18包括金属镜面，例如抛光的不锈钢镜面。为了减小重量，目标18可以包括被微球体填充的聚合物支持的薄反射表面。换能器16和目标18之间的路径可以填充例如盐水S的流体，以帮助声波传输并阻止端部内的阻塞泡沫的形成。
由于弹簧17的存在，当给端部壳42的远端部分42A施加力时，目标18能够相对于声换能器16移动。例如，当导管12以接近角AA接触组织40时，产生的力FR作用于端部14。力FR使得端部壳42的远端部分42A相对于近端部分42B偏移一等于倾斜角AT的量。力FR还使得端部壳42的远端部分42A沿中心线CL移动接近于近端部分42B。因此，所产生的力FR可以分解为组成向量分量：法向力FN和轴向力FA。在所示的实施例中，法向力FN使得弹簧17径向地弯曲，而轴向力FA使得弹簧17轴向压缩。对由于这些运动导致的回波E的波形时序、振幅和形状的改变的分析，可以用于确定目标18移动的距离和/或角度，然后可以使用已知的或预定的弹簧17的机械特性将所述距离和/或角度转化成力的测量值。
声换能器16朝目标18发射声脉冲P。声脉冲P作为围绕换能器16的中心的对称的束从换能器16发射，换能器16的中心与实施例中所示的中心线CL一致。声脉冲P的束在其中心最强，而远离中心变得没那么强。
当端部空载时，换能器16和目标18以已知的方向和距离布置，以使得脉冲P到达目标18并且回波E返回所需的时间以及它的回波振幅是已知的。因此，当未偏移时，如在图1B所示的实施例中，目标18的反射表面46和换能器16的发射表面48大致平行并且间隔已知的距离。此外，回波E的振幅和强度(总能量)是已知的，如由声能量驱动器24和控制单元30以及目标18的静止角所指示的，目标18在静止时可以是正交的。
当回波E随着换能器16和目标18之间的空间关系的改变而改变时，可以经由对回波E的波形分析来确定端部14的偏移的改变。使用弹簧17的轴向和弯曲弹性系数，可以将端部14的偏移转化为轴向力FA和法向力FN。因此，声接收器或分析仪22(图1A)包括能够测量反射的波形的强度(例如振幅)并且能够确定反射的波形之间的时间间隔(例如相移)的探测器。分析仪22和控制单元30(图1A)能够分析换能器16采集的数据以执行从波形数据到力数据的恰当的转换。例如，所计算的目标18的位置改变可以用于分析胡克定律，F＝kX，其中F是力，k是弹性系数，而X是弹簧偏移的距离。在图1B的实施例中，对仅单个波形的分析用于产生组合的或耦合的力测量值，其指示施加至端部14的合力。特别地，来自单个目标回波波形的振幅和相移数据用于产生法向力FN和轴向力FA测量值两者。这种配置是可操作的，因为由轴向偏移引起的回波延迟相对地独立于由角度偏移引起的回波展宽。然而，从超声回波的角相位信息可以获得进一步的精确度，以推断轴向距离和角方位中的一个或者两个。
如果远端部分42A不偏移以使得倾斜角AT为零，即，弹簧17被留在非受力状态(如图1A所示)，那么声脉冲P大致笔直地朝向目标18传播，而回波E沿相同的中心线笔直地传播返回至换能器16。在这种情况下，回波E具有最大的可能振幅，不考虑来自散射、衍射等的损失的话，其将与脉冲P的振幅大致相同。当远端部分42A被移位以使得倾斜角AT不为零，即，弹簧17处于受力状态(如图1B所示)，回波E将相对于发射表面48成一定角度。由于声脉冲的一些强度定向到换能器16之外，回波E的振幅将下降。如果换能器16是圆的，那么不管倾斜方向如何，振幅都会均匀的下降。此外，不管哪一部分使波形返回换能器16，返回的波形将被可预测地展宽。换能器16和目标18的直径可以被改变以控制源于弯曲变形的振幅下降，从而获得较高的信号分辨率。如果远端部分42A倾斜的角度超过阈值水平，那么回波E将不能被换能器16检测。因此，图1B的配置特别适合于低倾斜角AT。然而，弹簧17可以被装配止动器(stop)(参照图5更详细地讨论)，止动器防止远端部分42A的偏移超过特定的倾斜角AT。给定设计可以允许或者可以不允许返回的回波离开换能器16的边缘。如果回波被允许离开换能器16的边缘，那么离开端部14的内壁的反射，作为壁反弹，应当被处理或者避免。处理回波的壁反弹的一种方法是使用有损或散射材料涂覆端部14的内壁和表面(例如端部壳42A的内部)，以最小化这种壁反射信号。
即使不施加任意单独的法向力FN，远端部分42A的任意弯曲也固有地产生远端部分42A的轴向位移。然而实际上，***10的操作者通常会施加至少额定量的法向力FN。远端部分42A的轴向位移改变回波E返回换能器16所需的时间的量。这种时间改变将呈现为回波E的相比于未偏移的远端部分42A(如图1A所示)的回波E的相移。因为弯曲力将主导回波E的改变，所以图1B的实施例对法向力FN更加敏感。因此，图1B的实施例为低接近角AA(例如大致0度到大致30度)提供准确的法向力FN的指示，以及为高接近角AA(例如，在大致50度到大致90度处的点型损伤)提供准确的轴向力FA的指示。
为了执行足够的消融技术，已经发现，在假设足够的功率和电接触的情况下，期望至少大约20克的法向力和大约400克-秒的积分消融力来形成良好的损伤。因此，期望能够将力的指示提供给物理操作***10，其中所述力将端部14应用于组织40。弹簧17被配置为相对于执行消融所期望的力是刚性的。例如，在一个实施例中，以倾斜角AT将远端部分42A偏移几度或更小所需的最大力为大约80克到大约100克。因此，足够的消融力(例如20-40克)将仅产生小量的端部偏移，如此以使得不会过度地干扰导管步骤。这也允许远端部分42A的足够的偏移以通过波形分析检测力FR，但是不足以使回波E反射完全离开换能器16。力传感端部14为***10的操作者提供端部14给组织40施加多少力的指示以确保足够的消融而不损害组织40。
图1C是示出力传感器端部14偏移之前和之后来自图1A和1B的声换能器16的回波E的波形行为的曲线图。波形W0描绘空载的端部14的回波E(例如将在图1A中产生的)。波形W1示出轴向和弯曲负载下的端部14的回波E(例如将在图1B中产生的)。波形W0是由换能器16接收的回波E的未偏移基准线，其针对由换能器16为来自声能量驱动器24的一组给定输入产生的脉冲P。波形W0具有给定振幅a0和给定相位t0，而波形W1具有给定振幅a1和给定相位t1。需要注意的还有，由于成角度，反射的波W1会在时间上展宽。
目标18和远端部分42A的轴向偏移引起回波E的相位改变Δt。如从图1B可以看出的，在来自轴向力FA的轴向压缩力的作用下，目标18移动接近换能器16并且减少了回波E返回换能器16所需的时间。因此，波形W1遭受相移至图1C的左边，其表明回波E的更短的传播时间。随着回波E返回至换能器16所需的传播时间将增加，轴向拉伸负载将移动波形W1至图1C的右边。因此，端部14的纯轴向位移将仅产生相位变化Δt。
目标18和远端部分42A的弯曲偏移引起回波E的振幅变化Δa，并伴随峰展宽(peakbroadening)。如从图1B可以看出的，在来自法向力FN的弯曲力的作用下，目标18的表面46相对于换能器16的表面48成角度，而回波E成角度并更接近换能器16的边缘，这使得更多的回波E的强度离开换能器16。因此，在图1C中，波形W1经历内部的振幅减少，表明来自回波E的更少的总能量正在影响换能器16。由于换能器16、目标18和脉冲P的对称性，针对端部14在任意径向方向上的弯曲，波形W1将经历来自波形E0的振幅减少。因此，端部14的纯弯曲位移将仅导致振幅减少Δa，和其伴随的峰展宽。然而，如以上所表明的，端部14的实际弯曲将引发一些轴向压缩。
为了产生波形W0和W1，换能器16通常重复地发射(大约在5毫秒内至少4次)，以获取多个读数的数值平均，从而减小噪音并改善单个的力读数的信噪比(S/N)。
应当认识到，在远长于5毫秒的时间内，与心跳有关的解剖动作也产生按时间的力变化，如此以使得可以在按时间的力信号中看出心脏活动。优选地，换能器16具有相对较高的频率，如此以使得轴向分辨率(resolution)(以及由此经由偏移分辨率的力)是可接受的。换能器16操作在10Mhz或更高，更优选地在20-30Mhz的范围内，以及最优选地在35-50Mhz的范围内。
波形W1提供施加至端部14的总力的单个、组合的指示。振幅变化Δa以及伴随的峰展宽提供法向力FN的指示，而相位变化Δt提供轴向力FA的指示。在其他实施例中，可以从单独的目标提供单独的波形，以更好地提供分解的法向力和轴向力的指示。如此，根据单独的目标的偏移可以操作每个波形，以获得用于轴向和偏移力分析的更高的分辨率。
图2A是具有力传感端部14的消融导管12的另一实施例的示意图，力传感端部14分别包含单独的轴向和弯曲力回波目标49A和49B。端部14包含在图1A和1B中所描绘的一些相同元件，其使用相同的附图标记。例如，端部14包括端部壳42，其连接至导管主体34；换能器16安装在衰减支持物44上；以及流体(诸如盐水S)通过合适的端口从端部14排出。然而，图2A的端部壳42包括由两个弹簧52A和52B形成的三部分50A、50B和50C。弹簧52A将端部壳42分隔成远端部分50A和中间部分50B，而弹簧52B将端部壳42分隔成中间部分50B和近端部分50C。
目标49A和弹簧52A是成对的以提供回波波形，该回波波形主要是部分50A相对于部分50B的轴向运动的指示。目标49B和弹簧52B是成对的以提供(在时间上)单独的回波波形，该回波波形主要是部分50B相对于部分50C的弯曲运动的指示。如此，为了主要允许弹簧52A的轴向运动，尽可能地，将弹簧52A配置为具有比轴向弹性系数更刚性的弯曲弹性系数。相反地，为了主要允许弹簧52B的弯曲运动，弹簧52B相反地被配置为具有比弯曲弹性系数更刚性的轴向弹性系数。然而，更重要的是，目标49A和49B的形状被优化以提供主要分别响应于轴向压缩或弯曲的变化的回波波形。目标49A和49B可以由反射金属形成，并且由微球体填充的聚合物或任意其他合适地材料支持。
目标49B包括具有平面表面54的环形主体，其被布置为与换能器16间隔一预定距离。围绕中心线CL共心地布置目标49B并且其可以包括抛光金属，例如，具有围绕中心线CL旋转的均匀截面的环。因此，目标49B可以围绕其三百六十度的圆周连接至部分50B。可替代地，目标49B可以安装至具有突出物的部分50B以允许流体和配线穿过目标49B，其安装方式与参照图1B所述的目标18安装至端部壳42的方式类似。当弹簧52B处于放松状态时，平面表面54被布置为与换能器16的发射表面48大致平行。如此，当弹簧52B弯曲时，平面表面54将与换能器16的发射表面48形成不断增加的角。因此，如图2A所示，在未偏移状态，来自换能器16的脉冲P1沿直线传播至表面54并从表面54返回。目标49B包括中心孔56，其允许针对目标49A的脉冲P2穿过目标49B。需要特别注意的是，相比于更迟的P2回波，P1回波将更早地并在时间上单独地返回。
目标49A包括弯曲的反射表面58，反射表面58被布置为与换能器16间隔预定的距离。目标49A可以以任意合适的方式安装至端部壳42。在一个实施例中，目标49A包括球或球体的部分，并且表面58的弯曲部分围绕端部14的中心线CL是均匀的。然而，基于其他因素(例如弹簧52A的刚度)，表面58的弯曲部分可以具有其他非圆形几何结构。对于目标49A，表面58的弯曲部分与弹簧52B的弯曲刚度有关，如此以使得当弹簧52B偏移时，表面58呈现具有一理论切线表面的小的弧形段，在中心线CL处该理论切线表面将始终平行于换能器16的发射表面48。因此，如图2A所示，在未偏移状态，来自换能器16的脉冲P2沿直线传播至表面58并从表面58返回。
图2B是图2A的消融导管12的示意图，其示出通过与组织40接触而偏移的力传感端部14，从而改变目标49A和49B相对于声换能器16的位置。图2B包括与图2A所示相同的元件，但是端部14以接近角AA与组织40接触，以使得端部14偏移等于倾斜角AT的量。
如上所述，平面表面54被布置为与换能器16的发射表面48大致平行，如此以使得当弹簧52B弯曲时，平面表面54与换能器16的发射表面48将形成不断增长的角度。因此，脉冲P1作为回波E1以一个角度偏移返回换能器16。因为回波E1具有环形形状(由于目标49B的环形形状)，所以回波E1的平均相位改变将大致为零，从而引发整体回波，其具有与图2A的未偏移端部相同的相位。然而，随着更多的脉冲P1被偏移而离开换能器16，回波E1的强度将改变。例如，图2B中的回波E1的上半部分将朝向中心线CL偏移，如此以使得换能器16即便不记录回波E1的全部上半部分，也仍将记录回波E1的上半部分的大部分。然而，图2B的回波E1的下半部分将被偏移远离中心线CL，如此以使得换能器仅部分地记录回波E1的下半部分。因此，回波E1的总强度将下降。因为目标49B的角位移将主导回波E1的改变(由于回波E2还未发生并且弹簧52B具有高轴向刚度)，所以弹簧52B的轴向位移可以被忽略。此外，弹簧52A的运动对回波E1没有影响。因此，将回波E1用于主要提供施加至端部14的弯曲力的指示。
如上所述，表面58的弯曲部分被成形以使得表面58的小的弧形段将始终形成一理论切线平面，对于适度的弯曲角范围，在中心线CL处该理论切线平面平行于换能器16的发射表面48。因此，针对弹簧52B的任意设计的弯曲位置，脉冲P2作为回波E2沿与脉冲P2传播至目标49B所采取的基本相同的路径，被偏移返回换能器16。这通过表面58的弯曲和弹簧52B的弯曲刚度之间的关系来实现。因此，回波E2将主要记录源于弹簧52A的压缩或拉伸的目标49A的轴向位移产生的相移。可以通过使弹簧52A的弯曲弹性系数比弹簧52B的弯曲弹性系数大得多，来最小化弹簧52A的弯曲。因此，回波E2用于主要提供施加至端部14的轴向力的指示。
图2C是示出力传感端部14偏移之前和之后声换能器16的回波E1和E2的波形行为的曲线图。
波形W2描绘空载的端部14的回波E1(图2B)，例如图2A将产生的。波形W3描绘轴向和弯曲负载下的端部14的回波E1，例如图2B将产生的。波形W2是由换能器16接收的回波E1的基准线，其针对由换能器16为来自声能量驱动器24的一组给定输入产生的脉冲P1。波形W2具有给定振幅a2，而波形W3具有给定振幅a3。
波形W4描绘空载的端部14的回波E2(图2B)，例如图2A将产生的。波形W5描绘轴向和弯曲负载下的端部14的回波E2，例如图2B将产生的。波形W4是由换能器16接收的回波E2的基准线，其针对由换能器16为来自声能量驱动器24的一组给定输入产生的脉冲P2。波形W4具有给定相位t4，而波形W5具有给定相位t5。
如从图2C可以看出的，在端部14弯曲时，随着来自脉冲P1被反射回到换能器16的总能量的减少，回波E1从波形W2转变成波形W3。如上面所解释的，目标49B的倾斜将来自脉冲P1的更多的能量反射离开换能器16，引起所检测能量的损失。因此，回波E1经历从a2到a3的振幅减少Δa。由于脉冲P1的能量跨越换能器16的散布，相比波形W2，波形W3另外地经历波形展宽。然而，相比振幅改变，回波E1将不经历任何明显的相移。不管怎样，图2A和2B的力传感端部14的实施例具有单独的轴向力传感配置，如此以使得针对轴向力的波形W2和W3的分析是不必要的。
如从图2C可以看出的，在端部14轴向移动时，随着来自脉冲P2被反射回到换能器16的总时间的减少，回波E2从波形W4转变为波形W5。因此，回波E2将经历从t4到t5的相移Δt到达图2C的左边。如上所解释的，由于表面58的弯曲部分，目标49A的轴向位移将相同量的脉冲P2的能量反射离开换能器16，而不管弹簧52B所遭受的弯曲。因此，所得到的波形W4和W5的振幅是相同的。波形W4和W5将提供由于弹簧52A和52B的轴向改变所产生的目标49A的总轴向位移的指示。
参照图2A-2C所描述的各个实施例将分解的轴向力和弯曲力测量值提供给分析仪22(图1A)。这样，如上所述，每个测量值针对一期望的参数被优化以提供较高的分辨率或精确度。特别地，波形W2和W3可以仅针对相移被分析以确定轴向力，而波形W4和W5可以仅针对振幅变化被分析以确定弯曲力。
图3A是具有力传感端部60的消融导管12的另一实施例的轴向视图，力传感端部60具有围绕端部壳42的内圆周成角度并径向分隔的三个声目标62A、62B和62C。图3B是图3A的3B-3B截面并且示出声目标62A-62C相对于声换能器16的轴向位置。图3A和3B被同样地讨论。在所示的实施例中，目标62A-62C在相同的平面内围绕端部壳42彼此相等地分隔一百二十度。
端部壳64经由弹簧66连接至导管主体34并产生远端部分64A和近端部分64B。换能器16安装在端部壳42内的衰减支持物44上。换能器16和目标62A-62C以与图2B中的换能器16和目标49B大致相同的方式操作。然而，相比来自目标49B的单个回波，目标62A-62C将为换能器呈现三个不同的回波。在未偏移状态，回波将以统一的波形呈现给换能器16。类似地，在弹簧66的纯轴向位移的作用下，回波将以与未偏移状态相同的波形呈现给换能器16，但是在时间上发生移动。然而，弹簧66的弯曲将提供三个不同的波形用于分析。特别地，波形具有不同的相位(即时间延迟)，并且将随着总强度下降全部经历峰展宽，如图3C所示。
图3C是示出针对图3A和3B的力传感端部14的来自换能器16的脉冲回波的波形W6-W10的行为的曲线图。波形W6是换能器16接收的回波的基准线，其针对由换能器16为来自声能量驱动器24(图1A)的一组给定输入产生的脉冲。波形W7示出针对弹簧66(图3B)的纯轴向位移的波形W6的改变。波形W8-W10示出针对弹簧66的弯曲位移的波形W6的改变。
如上所述，如果弹簧66经历纯压缩，那么反射回换能器16的总能量将保持相同，但是能量返回换能器16所需的时间将减少。因此，波形W7仅示出波形W6的相移。如果弹簧66经历弯曲，那么反射回换能器16的总能量将降低。因此，根据波形W8-W10的曲线的总和将小于根据波形W6的曲线的总和。此外，由于目标62A-62C分隔成三个不同的主体，三个不同的波形将反射回换能器16，每个经历从波形W6的振幅减少和峰展宽。
如果弹簧66经历组合的轴向和弯曲位移，波形6将变成三个在时间上发生移动的更矮且展宽的波形。图3A-3C的实施例有益于使用三个单独的信号提供轴向和弯曲信息，因此使得轴向和弯曲位移的识别更容易识别和分析。
图4A是具有力传感端部60的消融导管12的另一实施例的轴向视图，该力传感端部60具有的三个声目标62A、62B和62C，其沿端部壳42的长度在三个不同的轴向位置围绕端部壳42的内圆周成角度地且径向地分隔。图4B是示出声目标62A-62C相对于声换能器16的轴向位置的视图。图4A和4B被同时讨论。在描绘的实施例中，目标62A-62C围绕端部壳42在角度上被彼此相等地分隔一百二十度。如此，图4A和4B的实施例被配置为与图3A和3B的实施例相同，但是目标62A-62C的轴向位置不同。
图4A和4B的实施例改进了图3A和3B的实施例，其使得三个声目标62A-62C如何移动以及哪个回波属于哪个目标变得清楚。因此，如果需要，通过报告角向力的大小和角向力的角方向，可以实现对仅报告角偏移力大小的改进。因此，与图3A和3B一样，弹簧66的弯曲将产生三个回波波形。然而，就图4A和4B的实施例而言，每一个波形的轴向位置将不同，如此以使得弹簧66的轴向位移产生三个不同的波形位移。实质上，图4A和4B的实施例提供三个单独的回波和波形，其将针对弹簧66的轴向和弯曲位移展现不同的、非叠加的相位改变和振幅改变。
图4C是示出针对图4A和4B的力传感端部14的来自换能器16的脉冲回波的波形组W11、W10和W12的行为的曲线图。以实线示出的波形组W11示出针对未偏移端部14的每个目标62A-62C的基准线回波。以虚线示出的波形组W12示出针对弹簧66的轴向位移(图3B)的每个目标62A-62C的回波。以点线示出的波形组W13示出针对弹簧66的弯曲位移的每个目标62A-62C的回波。如从图4C可以看出的，目标62A-62C提供三个单独的信号，其可以分别针对振幅和相移被测量，从而产生施加至端部14的轴向和弯曲力的六个单独的指示。
图5是图1B的力传感器14的侧面视图，其具有布置在端部壳42的远端部分42A和近端部分42B之间的弹簧17。在描绘的实施例中，弹簧17包括从端部壳42整体地形成的螺旋弹簧68，从而连接部分42A和42B。
螺旋弹簧68可以被激光成形在端部壳42内。例如，弹簧68包括起始于点72而终止于点74的切口(incision)70。切口70通过点72和74之间的螺线或螺旋的路径。在描绘的实施例中，切口70穿过端部壳的圆周大概三又四分之一次，因此形成三又四分之一个线圈76。切口70是窄的并且仅穿过端部壳42的小的轴向范围，以最小化端部14中的侵入力。在一个实施例中，切口70一直延伸通过(例如径向地通过)端部壳42，以允许端部14内的流体离开，例如在消融过程中提供端部14的冲洗。
切口70的特定宽度、线圈76的厚度和线圈76的数量可以被配置为给弹簧68期望的轴向和弯曲弹性系数ka和kb。将可以通过实验确定的弹性系数存储在控制单元30中(图1A)，以便允许分析仪22基于由回波波形分析确定的距离计算来执行力计算。例如，已知回波的速度(波长)和在回波返回上相关的时间减少(相移)，使用简单的公式D＝v*t(其中D是距离，v是速度，t是时间)可以确定目标18(图1A)轴向跨越的距离D。然后，参照胡克定律，用D来替代X，并可以与确定的弹性系数ka一起使用来计算施加至端部14的轴向力FA。为了确定弯曲力，可以执行类似的分析。
尽管弹簧17被示出为螺旋弹簧，但也可以使用其他类型的弹簧。在一个实施例中，弹簧17可以包括端部壳42的激光刻蚀，其简单地消弱端部壳42的材料但是始终不穿透端部壳42。在其他实施例中，可以使用波形弹簧、蝶形弹簧、常闭张力弹簧、常开压缩或张力弹簧、线圈弹簧、卡紧弹簧、弹性弹簧或板、压力气囊弹簧或板、等等。
此外，端部14可以具有限制弹簧17的偏移的硬的止动器。特别地，期望限制弹簧17的弯曲以防止回波对准到换能器16之外、弹簧17的过应力、对端部14的力的过施加、等等。在一个实施例中，止动器可以包括多个主体(例如橡胶***物)，其放置于线圈76之间的切口70中，以限制弹簧17的弹簧动作。在另一实施例中，止动器可以包括位于端部壳42内的在部分42A和42B之间延伸的束带以限制弯曲。
图6是医疗设备***10(图1A)的图形用户界面(GUI)78的图示，其示出力指示器80和回波波形指示器82。GUI78可以位于图1A的用户界面32内。GUI可以包括任意合适的显示器(例如液晶(LCD)显示器或发光二极管(LED)显示器)，其可以与可包括已知结构的计算机的控制单元30交接。应当注意，显示器上的内容能够被容易地修改，所显示的特定数据是示例性的并且不限制本发明。
GUI78用于将数据展示给***10的操作者并且呈现某些选项，该选项允许用户针对特定用途来适配***配置。在所示的实施例中，GUI78将力指示器80显示为图形化刻度盘，其具有提供力的指示的指针。例如，刻度盘可以在左端指示较小的力，而在右端指示更多的力。刻度盘可以包括刻度线，以指示以克或任意其他力的单位为增量的力。可替代地，刻度盘可以被色彩编码以显示力，例如，黄色表示不足以消融的力，绿色表示可接受的力，而红色表示不期望的量的力。在可替代的实施例中，力指示器80可以具有数字力读数，或任意其他的模拟或数字显示。注意，图6中仅示出一个测力计。例如，这可以指示轴向和弯曲力分量的矢量和。同样地，测力计可以使用多于一个读出表或图标来单独的显示轴向和弯曲力分量。为了好的功效，可以通过达到推荐的最小力来启用消融发生器。冲洗流体泵可以为力传感提供足够的水(盐水)，并且然后在RF消融发生时提高流速。
回波波形指示器82用于显示本文所述的由各个目标中任一个和换能器16所产生的波形。回波波形指示器82可以被选作可选输出，因为***10的操作者通常仅需要知道由端部14施加的总力的大小，以进行期望的步骤。然而，在一些情况下(例如为了故障排除)，显示换能器16产生的原波形可能是有益的。回波波形指示器82通常提供水平时间轴和垂直振幅轴，其提供回波的强度大小、回波的速度等的指示。
本文所述的与导管结合使用的力传感端部的实施例提供了超越其他类型的力传感端部的有益效果和优势。例如，本发明的力传感端部能够针对施加至导管端部或通过导管端部施加的轴向和弯曲力二者提供精确的力测量值。力传感端部可以被包含至现有的导管端部内而不影响其他导管功能的实现，或者不会明显地改变导管端部的尺寸和操作。此外，本发明的力传感端部是独立的并且不需要其他外部***与导管端部相互作用以确定端部的位移。此外，力传感端部可以被配置为提供多个数据通道，以提供冗余并提高所获得的数据的分辨率。
尽管上文描述了具有一定程度的特殊性的导管的力传感端部的至少一个实施例，但在不背离本发明的精神或范围的前提下，本领域技术人员能够对所公开的实施例进行多种变形。所有的方向参考(例如上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶部、底部、之上、之下、垂直、水平、顺时针和逆时针)仅用于识别的目的以帮助读者理解本发明，并不产生任何限制，特别地对于本发明的位置、方向或使用。结合(joinder)参考(例如附接、耦合、连接等)被广义地解释并且可以包括元件的连接之间的中间构件和元件之间的相对移动。如此，结合参考不必须指两个元件直接连接和彼此固定地连接。被包含在以上描述中的或附图所示出的所有内容应当被解释为仅是示意性的而非限制性的。在不背离如所附权利要求中所限定的本发明的精神的前提下，可以进行细节或结构的改变。
所述的通过引用包含在本文中的任何专利、出版物、或其他公开材料的全部或部分，其仅以所包含的材料不与本发明阐述的现有定义、陈述或其他公开材料冲突的程度被包含在本文中。这样，并以所需的程度，本文所明确阐述的公开排除了通过引用包含在本文中的任何冲突材料。所述的通过引用包含于此但是与本文所述的现有定义、陈述或其他公开材料冲突的任何材料，或其部分，其仅仅以所包含的材料和现有的公开材料之间不会发生冲突的程度被包含。

Claims (24)

1.一种用于导管的力传感端部组件，所述力传感端部组件包括：
用于连接至所述导管的端部壳；
布置在所述端部壳内的声换能器，所述声换能器能够产生声脉冲；
在所述端部壳内与所述声换能器分隔的第一目标；以及
所述端部壳内的第一弹簧，所述第一弹簧被配置为允许所述声换能器和所述第一目标之间的相对位置在一范围内改变；
其中，所述第一目标被成形和定位为在所述范围的至少一部分内将所述声脉冲的至少一部分作为第一回波反射回所述声换能器。
2.根据权利要求1所述的力传感端部组件，其中，所述范围包括轴向位置的范围和弯曲位置的范围。
3.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
所述端部内的流体路径，其用于声能量在所述换能器和所述第一目标之间以任一方向传播。
4.根据权利要求1所述的力传感端部组件，其中，所述第一弹簧包括在所述端部壳中的切口，其形成弹簧，所述弹簧允许转折偏移和轴向偏移中的一个或两个。
5.根据权利要求1所述的力传感端部组件，其中，所述第一目标包括被布置为当所述弹簧处于放松状态时与所述声换能器的发射表面大致平行的平面表面。
6.根据权利要求5所述的力传感端部组件，其中，所述平面表面被配置为在弯曲力被施加至所述第一弹簧时，相对于所述发射表面以一角度将所述第一回波反射回所述声换能器。
7.根据权利要求1所述的力传感端部组件，其中，所述第一回波提供所述第一目标相对于所述换能器的轴向位置和弯曲位置的改变的组合指示。
8.根据权利要求7所述的力传感端部组件，其中：
使用回波波形中的相位延迟确定轴向偏移；
使用回波波形展宽和回波波形振幅减少中的一个或两个确定弯曲偏移；以及
通过设计，使用回波的振幅的损失确定弯曲偏移，因为所述回波中的一些落到所述接收换能器之外。
9.根据权利要求1所述的力传感端部组件，其中，所述第一目标包括面向所述声换能器的发射表面的弯曲表面。
10.根据权利要求9所述的力传感端部组件，其中，所述弯曲表面被配置为在所述端部壳的整个弯曲范围内，沿所述声脉冲所采取的到达所述第一目标的相同路径，将所述第一回波反射回所述换能器。
11.根据权利要求9所述的力传感端部组件，其中，所述弯曲表面被配置为在弯曲力被施加至所述第一弹簧时以大致相同的波形振幅将所述第一回波反射回所述换能器。
12.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
布置在所述端部壳内的第二目标，所述第二目标与所述第一目标具有不同的表面几何结构。
13.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
布置在所述端部壳内的第二目标，所述第二目标与所述第一目标具有不同的轴向位置。
14.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
布置在所述端部壳内的第二目标，所述第二目标与所述第一目标具有不同的圆周向位置或径向位置。
15.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
布置在所述端部壳内的第二目标，所述第二目标被配置为提供第二回波；
其中，所述第一回波和所述第二回波分别提供所述第一目标和所述第二目标相对于所述声换能器的轴向位置和弯曲位置的改变的分解指示。
16.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
布置在所述端部壳内的第二目标，所述第二目标被配置为提供第二回波；以及
连接至所述端部壳的第二弹簧；
其中，在所述轴向方向上，所述第一弹簧比所述第二弹簧更刚性；以及
其中，在所述弯曲方向上，所述第二弹簧比所述第一弹簧更刚性。
17.根据权利要求1所述的力传感端部组件，还包括：
布置在所述端部壳内的第二目标，所述第二目标被配置为提供第二回波；
其中，所述第一目标包括面向所述声换能器的发射表面的弯曲表面，所述弯曲表面和所述声换能器延伸通过所述端部壳的中心线；以及
其中，所述第二目标包括环形主体，所述环形主体具有被布置为当所述第一弹簧处于放松状态时与所述声换能器的所述发射表面大致平行的平面表面，所述环形主体被配置为包围所述端部壳的中心线。
18.根据权利要求17所述的力传感端部组件，还包括：
连接至所述端部壳的第二弹簧；
其中，所述第一弹簧被配置为具有比轴向弹性系数更刚性的弯曲弹性系数；以及
其中，所述第二弹簧被配置为具有比弯曲弹性系数更刚性的轴向弹性系数。
19.根据权利要求17所述的力传感端部组件，其中，所述第一目标被定位为靠近所述端部壳的封闭端，而所述第二目标被定位为靠近所述端部壳的开放端。
20.一种医疗设备***，包括：
具有近端区域和远端区域的导管轴；
布置在所述导管轴的所述远端区域处的力传感端部组件，所述力传感端部组件包括：
连接至所述导管轴的端部壳；
布置在所述端部壳内的声换能器，所述声换能器能够产生并接收声脉冲；
第一目标，其在所述端部壳内与所述声换能器分隔，以将所述声脉冲作为第一反射声回波反射回所述声换能器；以及
连接至所述端部壳的第一弹簧，所述第一弹簧被配置为允许所述声换能器和所述第一目标之间的相对位置通过所述弹簧的偏移而改变；以及
通过所述导管轴被连接至所述力传感端部的控制***，所述控制***被配置为分析所述第一反射声回波的改变以确定由所述第一弹簧产生的力。
21.根据权利要求20所述的医疗设备***，其中：
所述第一目标包括被布置为当所述弹簧处于放松状态时与所述声换能器的发射表面大致平行的平面表面；以及
所述第一反射声回波提供所述第一目标相对于所述声换能器的轴向和弯曲位移的组合指示。
22.根据权利要求20所述的医疗设备***，还包括：
被布置在所述端部壳内与所述第一目标不同的轴向位置的第二目标，并且所述第二目标被配置为将所述声脉冲作为第二反射声回波反射回所述声换能器；以及
以与所述第一弹簧不同的轴向位置连接至所述端部壳的第二弹簧。
23.根据权利要求22所述的医疗设备***，其中：
所述第一目标包括当所述弹簧处于放松状态时面向所述声换能器的发射表面的平面表面；
所述第二目标包括针对所述弹簧的所有位置面向所述声换能器的发射表面的弯曲表面；以及
所述第一和第二反射声回波提供所述端部壳的轴向和弯曲位移的分解指示。
24.一种消融导管，包括：
导管轴；
耦合至所述导管轴的柔性端部；
布置在所述柔性端部内以相对于所述轴保持静止的换能器；
布置在所述柔性端部内以当所述柔性端部弯曲时相对于所述轴移动的目标；
所述换能器和所述目标之间的允许换能器脉冲和它相应的反射回波通过的流体路径；以及
其中，所述目标被配置为为所述换能器提供回波，所述回波对应于所述柔性端部相对于所述轴的位置。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108567483A (zh) * 2017-03-08 2018-09-25 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 用于力传感器的低成本平面弹簧
CN109069006A (zh) * 2016-03-15 2018-12-21 Epix疗法公司 用于灌洗消融的改进的装置、***和方法

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR3033554B1 (fr) 2015-03-09 2020-01-31 Centre National De La Recherche Scientifique Procede de formation d'un dispositif en graphene
EP3067073A1 (en) 2015-03-09 2016-09-14 Centre National De La Recherche Scientifique Method of forming a medical device comprising graphene
US11369431B2 (en) * 2016-06-11 2022-06-28 Boston Scientific Scimed Inc. Inductive double flat coil displacement sensor
US10646197B2 (en) * 2016-07-06 2020-05-12 Biosense Webster (Israel) Ltd. Ascertaining tissue thickness
CN106606373B (zh) * 2016-08-30 2019-02-12 四川锦江电子科技有限公司 一种精准测力的消融导管
US11013556B2 (en) * 2016-09-26 2021-05-25 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Cardiac catheter with deformable body
US11317965B2 (en) 2017-03-08 2022-05-03 Biosense Webster (Israel) Ltd. Reduced size force sensor
US20200046420A1 (en) * 2018-08-08 2020-02-13 Biosense Webster (Israel) Ltd. Contact force sensor comprising tuned amplifiers

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090099551A1 (en) * 2007-05-09 2009-04-16 Alexander Tung Sensors and control for an interventional catheter
CN101947130A (zh) * 2009-05-08 2011-01-19 恩杜森斯公司 用于在基于导管的消融治疗中控制损伤尺寸的方法和装置
US20110144491A1 (en) * 2009-12-15 2011-06-16 Sliwa John W Self-aiming directable acoustic transducer assembly for invasive medical device applications
CN102548496A (zh) * 2009-09-15 2012-07-04 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有力探测的医学超声设备
CN102727207A (zh) * 2011-03-30 2012-10-17 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 用于导管的大弯曲角度的力测量
US20120265070A1 (en) * 2011-04-14 2012-10-18 St. Jude Medical, Inc. Single transducer with angular orientation for lesion feedback in ablation catheter

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4551826A (en) * 1982-12-27 1985-11-05 Sperry Corporation Multiple beam lens transducer with collimator for sonar systems
EP0262437A3 (de) 1986-09-30 1988-10-05 Siemens Aktiengesellschaft Ultraschall-Echoprofilsensor als taktiler Sensor
US6436108B1 (en) 2000-04-19 2002-08-20 Ensurg, Inc. Movable ligating band dispenser
US7520858B2 (en) * 2006-06-05 2009-04-21 Physical Logic Ag Catheter with pressure sensor and guidance system
US10220187B2 (en) 2010-06-16 2019-03-05 St. Jude Medical, Llc Ablation catheter having flexible tip with multiple flexible electrode segments
US10383687B2 (en) 2010-02-05 2019-08-20 Koninklijke Philips N.V. Combined ablation and ultrasound imaging
US8986292B2 (en) 2011-04-13 2015-03-24 St. Jude Medical, Inc. Optical feedback RF ablator and ablator tip
US8628473B2 (en) 2011-04-13 2014-01-14 St. Jude Medical, Inc. Acoustic transducer for pulse-echo monitoring and control of thermally ablative lesioning in layered and nonlayered tissues, catheter contact monitoring, tissue thickness measurement and pre-pop warning
US8545409B2 (en) * 2011-04-14 2013-10-01 St. Jude Medical, Inc. Arrangement and interface for RF ablation system with acoustic feedback
WO2013014583A1 (en) 2011-07-22 2013-01-31 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ablation apparatus
WO2013162765A1 (en) * 2012-04-23 2013-10-31 St. Jude Medical, Inc. Ultrasonic lesion feedback, antipop monitoring, and force detection
US10213130B2 (en) 2012-07-12 2019-02-26 Siemens Healthcare Gmbh Compressable catheter tip with image-based force sensing

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090099551A1 (en) * 2007-05-09 2009-04-16 Alexander Tung Sensors and control for an interventional catheter
CN101947130A (zh) * 2009-05-08 2011-01-19 恩杜森斯公司 用于在基于导管的消融治疗中控制损伤尺寸的方法和装置
CN102548496A (zh) * 2009-09-15 2012-07-04 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有力探测的医学超声设备
US20110144491A1 (en) * 2009-12-15 2011-06-16 Sliwa John W Self-aiming directable acoustic transducer assembly for invasive medical device applications
CN102727207A (zh) * 2011-03-30 2012-10-17 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 用于导管的大弯曲角度的力测量
US20120265070A1 (en) * 2011-04-14 2012-10-18 St. Jude Medical, Inc. Single transducer with angular orientation for lesion feedback in ablation catheter

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109069006A (zh) * 2016-03-15 2018-12-21 Epix疗法公司 用于灌洗消融的改进的装置、***和方法
CN108567483A (zh) * 2017-03-08 2018-09-25 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 用于力传感器的低成本平面弹簧
CN108567483B (zh) * 2017-03-08 2022-11-25 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 用于力传感器的低成本平面弹簧

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Publication number Publication date
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JP2016517001A (ja) 2016-06-09
US20140276006A1 (en) 2014-09-18
EP2945558B1 (en) 2018-01-31

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