專利名稱：消融體積的預測與標測的制作方法
技術領域：
本發(fā)明一般地涉及對體內器官的微創(chuàng)治療。更具體地講，本發(fā)明涉及用于預測和 評價施加于心肌組織的消融治療的方法和設備。相關領域描述心內射頻(RF)消融術是治療心律失常的公知方法。通常將在遠端頭具有電極的 導管經患者的血管系統(tǒng)插入心室。該電極與心內膜上的一個(或多個)位點接觸，射頻能 量量經導管施加到電極，以消融位點處的心臟組織。為了在對組織沒有過度損傷的情況下 達到所需的治療效果，重要的是確保消融期間電極與心內膜之間有合適的接觸。已經提出多種用來確認電極與組織的接觸的方法。例如，美國專利No. 6，695，808 描述了用于治療選定的患者組織或器官區(qū)域的設備，其公開內容以引用方式并入本文中。 探針具有可推抵所述區(qū)域的接觸表面，由此產生接觸壓力。壓力傳感器測量所述接觸壓力。 手術過程中醫(yī)療器械必須牢固放置，但是不與解剖表面過度接觸，該裝置據說通過給醫(yī)療 器械的使用者提供接觸力的存在和大小的指示信息來滿足所述手術過程的需要。作為另外一個例子，美國專利No. 6，241, 724描述了利用分段電極組件在身體組 織內形成消融灶的方法，其公開內容以引用方式并入本文中。在一個實施例中，導管上的電 極組件載有壓力傳感器，該傳感器感測與組織的接觸情況并向壓力接觸模塊傳遞信號。壓 力接觸模塊識別與壓力傳感器信號相關的電極元件，并指示能量發(fā)生器將射頻能量傳輸至 這些元件，而不傳輸至僅與血液接觸的其他元件。美國專利No. 6，915，149給出了另一個實例，該專利的公開內容以引用方式并入 本文中。該專利描述了用具有測量局部電活動的頂端電極的導管來標測心臟的方法。為了 避免可能因頂端與組織接觸不良而產生的偽像，使用壓力傳感器測量頂端與組織之間的接 觸壓力，以確保穩(wěn)定接觸。美國專利申請公布2007/0100332描述了用于評價組織消融的電極組織接觸的系 統(tǒng)和方法，其公開內容以引用方式并入本文中。導管軸內的機電式傳感器產生對應于導管 軸遠側部分內電極移動量的電信號。輸出裝置接收用于評價電極與組織之間接觸水平的電信號。消融灶的實時可視化的重要性在于，它使醫(yī)師能夠確保沿治療通道的每個點都已 充分消融至可中斷傳導，同時又能避免過度消融所帶來的危險。授予Keidar等人的美國專 利No. 7，306，593描述了一種消融器官內的組織的方法，該方法將體內的探針與待消融組 織接觸，并在消融組織之前用探針測量該位置處的一個或多個局部參數，所述專利的公開 內容以引用方式并入本文中。顯示器官的標測圖(map)，根據一個或多個局部參數示出對于 用探針在該位置處施加的給定劑量的能量可達到的組織預測消融范圍。使用探針施加給定 劑量的能量來消融組織，并在消融組織之后使用探針測量該位置處的實際消融范圍。在標 測圖上顯示測量的實際消融范圍，以與預測范圍進行比較。

發(fā)明內容
已通過實驗發(fā)現(xiàn)，當在給定點處接觸組織的導管電極施加射頻能量時，被消融的 心臟組織體積與射頻功率(P)大致成比例，并且與導管和組織之間的機械力(F)大致成比 例。因此，P*F的乘積可很好地指示組織的消融速率，并可用于對被消融組織的體積進行實 時標測。本發(fā)明的一個實施例提供了消融的方法，該方法通過以下方式進行將探針插入 活體受試者體內，迫使探針接觸體內的組織，確定探針對組織施加的機械力，并向組織施加 指定劑量的能量以對其進行消融，其中該劑量的能量的施加時間和功率電平中的至少一者 取決于機械力。該方法的一個方面是在施加指定劑量的能量之前通過報告該功率電平、施加時間 和機械力下的預測消融體積指示來執(zhí)行。該方法的另一個方面包括顯示消融體積的視覺指示，并根據視覺指示，通過改變 功率電平、機械力和施加時間中的至少一者來控制消融體積。該方法的另一個方面包括計算隨功率電平和機械力變化的消融速率，并通過改變 功率電平和機械力中的至少一者來控制消融速率。該方法的另一個方面包括監(jiān)測組織的溫度，并根據溫度對消融速率進行控制。本發(fā)明的其他實施例提供了用于實施上述方法的設備。


為更好地理解本發(fā)明，以舉例的方式提供本發(fā)明的詳細說明。要結合以下附圖來 閱讀詳細說明，附圖中相同的部件用相同的附圖標號來表示，并且其中圖1為用于在活體受試者心臟上進行消融手術的系統(tǒng)的圖示，該系統(tǒng)根據本發(fā)明 的實施例構造和操作；圖2為根據本發(fā)明的實施例的圖1所示系統(tǒng)中使用的導管的遠端的剖面圖；圖3為根據本發(fā)明的實施例的接觸心內膜組織的圖2所示導管遠端的圖示；圖4為說明根據本發(fā)明的實施例的心臟消融手術形態(tài)的心臟復合圖；圖5為根據本發(fā)明的公開實施例對組織消融體積進行預測和標測的方法的流程 圖；以及圖6為圖1所示系統(tǒng)中所用導管的剖面圖，該系統(tǒng)根據本發(fā)明的替代實施例構造 和操作。
具體實施例方式為了能夠全面了解本發(fā)明的各種原理，在以下說明中闡述了許多具體細節(jié)。然而 對于本領域的技術人員將顯而易見的是，并非所有這些細節(jié)始終都是實施本發(fā)明所必需 的。在這種情況下，為了不使主要概念不必要地模糊，未詳細示出熟知的電路、控制邏輯、以 及用于常規(guī)算法和進程的計算機程序指令細節(jié)。現(xiàn)在轉到附圖，首先參見圖1，其為用于在活體受試者心臟12上執(zhí)行消融手術的 系統(tǒng)10的圖示，其中系統(tǒng)10根據本發(fā)明的公開實施例構造和操作。該系統(tǒng)包括導管14， 由操作員16將該導管經由皮膚穿過患者的血管系統(tǒng)插入到心室或心臟的血管結構中。操作員16(通常為醫(yī)師)將導管的遠端頭18在消融靶點與心壁接觸。接著按照美國專利 No. 6，226，542和6，301，496以及共同轉讓的美國專利No. 6，892，091中所公開的方法制備 電激活圖，這些專利的公開內容均以引用方式并入本文中。雖然參照圖1描述的實施例主 要涉及心臟消融，但本發(fā)明的原理加以必要的變更后，可以應用于其他導管和探針，并可應 用于除心臟之外的身體組織?？梢酝ㄟ^施加熱能使通過電激活圖評價確定為異常的區(qū)域消融，例如通過將射頻 電流通過導管中的電線傳導至遠端頭18處的一個或多個電極，如此將射頻能量施加到心 肌。能量被吸收到組織中，將組織加熱到一定溫度(通常為約50°C )，在該溫度下組織會 永久性失去其電興奮性。此手術成功后在心臟組織中形成非傳導性的消融灶，這些消融 灶可中斷導致心律失常的異常電通路。作為另外一種選擇，可使用如美國專利申請公布 No. 2004/0102769中所公開的施加消融能量的其他已知方法(如超聲能量)，該專利的公開 內容以引用方式并入本文?？蓪⒈景l(fā)明的原理應用到不同的心室中，應用于竇性心律標測， 以及應用在當存在多種不同的心律失常時。導管14通常包括柄部20，柄部上具有合適的控制件，以使操作員16能夠按消融手 術所需對導管的遠端進行操縱、定位和定向。為了輔助操作員16，導管14的遠側部分包含 位置傳感器(未示出)，其為位于控制臺M的定位處理器22提供信號。控制臺M通常包 含消融功率產生器25。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、超聲能量和激光能量)傳導至心臟。共同轉讓的美國專利No. 6，814，733,6, 997，924和 7，156，816中公開了此類方法，這些專利以引用方式并入本文。定位處理器22是系統(tǒng)10的定位子系統(tǒng)的部件，其測量導管14的位置和取向坐 標。在一個實施例中，定位子系統(tǒng)包括磁定位跟蹤裝置，該裝置以預定的工作體積在 其周圍產生磁場并感應導管處的磁場，從而確定導管14的位置和取向。磁定位跟蹤裝置通 常包括一套外部輻射器，如磁場產生線圈觀，其位于患者體外固定的已知位置。磁場產生線 圈觀由磁場發(fā)生器(未示出)驅動，磁場發(fā)生器通常位于控制臺M內，并在心臟12附近 產生磁場(通常為電磁場)。在一個可供選擇的實施例中，導管14中的輻射器(如線圈)產生電磁場，該電磁 場由患者體外的傳感器(未示出)接收?？梢杂糜谠撚猛镜囊恍┒ㄎ桓櫦夹g在上文提及的美國專利6，690，963和共同 轉讓的美國專利No. 6，618，612和6，332，089，以及美國專利申請公布2004/0147920和 2004/0068178中有所描述，這些專利的公開內容全部以引用方式并入本文中。盡管圖1中 所示的定位子系統(tǒng)使用了磁場，但是以下描述的方法可以通過使用任何其他適合的定位系 統(tǒng)實現(xiàn)，如基于電磁場、聲學或超聲測量的系統(tǒng)。合適的商用定位子系統(tǒng)為得自Biosense Webster, Inc. (3333Diamond Canyon Road, Diamond Bar, CA 91765)的 CARTO XP EP 和消融系統(tǒng)(CARTO XP EP Navigation and Ablation System)。如上所述，導管14連接到控制臺24，該控制臺使操作員16能夠觀察并調控導管 14的功能?？刂婆_M包括處理器，優(yōu)選為具有適當信號處理電路的計算機。所述處理器被 連接以驅動監(jiān)護儀30。信號處理電路通常接收、放大、過濾和數字化來自導管14的信號， 這些信號包括位于導管14內遠側的上述傳感器和多個感測電極(未示出)所產生的信號?？刂婆_M接收并使用數字化的信號，以計算導管14的位置和取向并分析來自電極的電信 號。出于診斷的目的，如定位心臟中導致心律失常的區(qū)域或輔助治療性消融，可使用通過該 分析獲得的信息來產生至少一部分心臟12或結構(如肺靜脈口)的電生理圖。通常，系統(tǒng)10包括其他部件，但為了簡潔起見未在圖中示出這些部件。例如，系統(tǒng) 10可包括心電圖(ECG)監(jiān)護儀，其被連接以接收來自一個或多個體表電極的信號，從而為 控制臺M提供ECG同步信號。如上所述，系統(tǒng)10通常還包括基準位置傳感器，其或者位于 附著在受試者體外的外部施用基準貼片上，或者位于插入到心臟12內并相對于心臟12保 持在固定位置的內置導管上。通過將導管14的位置與基準導管的位置進行比較，無論心臟 如何運動，均可相對于心臟12確定導管14的坐標。作為另外一種選擇，可用任何其他適合 的方法來補償心臟運動。然而，定位子系統(tǒng)無法保證導管14的能量傳輸元件與待消融組織 實際接觸。現(xiàn)在參見圖2，該圖為導管14(圖1)的遠端33的剖面圖，顯示了根據本發(fā)明實施 例的導管的結構細部。圖2所示的導管包括壓力傳感器，該傳感器更全面地公開于共同轉 讓的美國專利申請公布No. 2009/0093806中，所述專利申請公布以引用方式并入本文。其 他已知類型的壓力傳感器可以代替參照圖2描述的壓力傳感器。導管14包括柔性插入管M，其中遠側段72在接頭56處連接到插入管M的剩余 部分。插入管被柔性絕緣材料60 (例如Celcon 或Teflon )覆蓋。同樣，接頭56的區(qū)域 也由柔性絕緣材料覆蓋，該絕緣材料可與材料60相同，或可特地適于讓接頭無阻礙地彎曲 或壓縮。(圖2中該材料被切掉以露出導管的內部結構。)遠端頭18可至少部分地由電極 50覆蓋，所述電極通常由金屬材料，例如鉬/銥合金制造。作為另外一種選擇，也可使用其 他合適的材料，這對本領域的技術人員而言將是顯而易見的。相比近側段74，遠側段72通 常相對具有剛性。遠側段72通過回彈力構件58連接到近側段74。在圖2中，回彈力構件58具有卷 簧的形式，但作為另外一種選擇，其他類型的回彈力元件也可以用于此目的。例如，回彈力 構件58可包含具有所需柔韌性和強度特性的聚合物，例如硅樹脂、聚氨酯或其他塑料。回 彈力構件58允許在施加到遠側段72或直接對遠端頭18施加的力的作用下在遠側段72和 近側段74之間進行有限范圍內的相對運動。此力會在消融術期間將遠端頭擠壓心內膜時 產生。在消融過程中，實現(xiàn)遠端頭與心內膜良好電接觸所需的壓力為約20-30克。在該實 施例中充當回彈力構件58的彈簧可被配置成(例如)允許遠端33軸向位移(即沿導管14 的軸線側向移動)約l_2mm，并允許遠側段72在所需壓力作用下相對于近側段74角偏轉最 多約30度。如上所述，遠側段72包含磁性位置傳感器62。位置傳感器62可包括一個或多個 微型線圈，并且通常包括多個沿不同軸取向的線圈。作為另外一種選擇，位置傳感器62可 包括另一類型磁性傳感器，例如霍爾效應或磁阻傳感器。磁場產生線圈觀(圖1)產生的磁 場使位置傳感器62產生電信號，電信號的振幅指示位置傳感器62相對于磁場產生線圈觀 的固定參考坐標系的位置和取向。定位處理器22(圖1)經由穿過導管14的電線(圖中未 示出)接收信號，并對這些信號進行處理，以得出遠端頭18在該固定參考坐標系中的位置 和取向坐標，如上文引用的專利和專利申請中所描述的。導管14的一些位置感測和標測功 能在Biosense Webster, Inc出售的N0GA-STAR導管和CART0 系統(tǒng)中實現(xiàn)。
此外，導管14包含靠近遠端頭18的微型磁場發(fā)生器64，該磁場發(fā)生器由從控制臺 24(圖1)經由導管14傳來的電流驅動。產生電流的目的是使其形成的磁場可在時間和/ 或頻率上與磁場產生線圈觀(圖1)的磁場區(qū)分開。例如，饋送給磁場發(fā)生器64的電流可 以在約16kHz和25kHz之間的范圍內的所選頻率產生，而磁場產生線圈28則以不同的頻率 被驅動。除此之外或作為另外一種選擇，磁場產生線圈觀和磁場發(fā)生器64可以時分復用 地工作。磁場發(fā)生器64產生的磁場使得位置傳感器62內的一個或多個線圈產生具有磁場 發(fā)生器64的驅動頻率的電信號。這些信號的振幅根據遠端頭18相對于近側段74的位置 和取向而變化。定位處理器22(圖1)處理這些信號，從而確定遠端頭18相對于近側段74 的軸向位移和角偏轉量。位置傳感器62可確定導管14的遠端和遠端頭的六個位置和取向 坐標(X、Y、Z方向以及縱傾、橫傾和滾擺取向)。因此，位置傳感器內通常需要至少兩個感 測線圈。在本發(fā)明的實施例中使用了三個感測線圈76，以提高位置測量的精度和可靠性。 作為另外一種選擇，如果僅使用一個感測線圈，系統(tǒng)10可能僅能確定五個位置和取向坐標 (X、Y、Z方向以及縱傾和橫傾取向)。由于位移和偏轉讀數應分別精確到十分之幾毫米和約 1度范圍內，最好在位置傳感器62內包括三個線圈76，優(yōu)選地如圖2所示互相垂直。由于可以確定位置傳感器62相對于一些固定參考坐標系(未示出)的位置，因此 能夠計算遠端頭18相對于近側段74的相對運動。這提供了對回彈力構件58的變形和角 度偏差的量度。一般而言，變形與施加到回彈力構件58上的機械力成比例，該力大致等于 與遠端頭18接觸的心臟組織施加到遠端頭18上的力。因此，磁場發(fā)生器64和位置傳感器 62 一起用作壓力感測系統(tǒng)，用來確定心內膜組織施加到導管14的遠端頭18上的近似壓力 (或換句話講，電極50對心內膜組織施加的壓力)。現(xiàn)在參見圖3，該圖為根據本發(fā)明的實施例與心臟12的心內膜70接觸的導管14 的遠端33的圖示。由遠端頭18對心內膜70施加的壓力使心內膜組織輕微變形，使得電極 50在相對大的區(qū)域內接觸該組織。由于電極50以角度82(而不是正面)接合心內膜70， 因此遠側段72在接頭56處彎曲，相對于導管的插入管形成彎曲角84。該彎曲有利于電極 與心內膜組織之間的最佳接觸?；氐綀D2，定位處理器22 (圖1)接收并處理位置傳感器62在磁場發(fā)生器64的磁 場作用下產生的信號，以求得遠端頭18施加到心內膜70(圖幻上的壓力的指示。如上所 述，為了消融得好，壓力最好為約20-30克。較低的壓力意味著電極50與心內膜組織之間 的接觸可能會不充分。因此，很多或全部熱能會被心臟內的血液帶走，并且組織不能充分消 融或根本不能消融。較高壓力意味著電極對心內組織施加的壓力過大。這種過大的壓力會 在組織內產生氣穴，從而導致大面積的組織損壞，甚至可能導致心壁穿孔。能夠確定位置傳感器62相對于某個固定的參考坐標系的坐標。在磁場發(fā)生器64 具有至少兩個線圈的實施例中，也能夠彼此相對地確定位置傳感器62的軸線的取向，從而 計算彎曲角84 (圖3)。由于位移和偏轉的結合感測，因此不管電極是從正面還是成一角度接合心內膜， 該壓力感測系統(tǒng)均可正確地讀取壓力。不同于例如壓電傳感器，該壓力讀數對溫度的變化 不敏感并且不會漂移。位移量和偏轉量可通過向量加法合并，以得到遠端頭18相對于近側段74的移動的總量值。當有三個線圈時，系統(tǒng)能夠以六個自由度來確定遠側段72和遠端頭18的位置。 接著可以計算力向量78和80，其中向量80表示垂直于心臟12壁的分量的大小。每個導管 的力和偏轉之間的關系可以預先校準，并編制校準表在后續(xù)的力測量中使用。再次參見圖1，控制臺M向操作員16輸出所測量的壓力的指示，并且可以在壓力 過低或過高時報警。任選地，消融功率產生器25可以被互鎖，從而僅當對心內膜70(圖3) 施加的壓力在所需范圍內時向電極50(圖2)提供功率。作為另外一種選擇或除此之外，如 上述美國專利申請公布No. 2004/0102769中更全面描述的那樣，可以在用于操縱和操作導 管14的自動化機構的閉環(huán)控制中使用壓力指示，以確保該機構使遠側段72在正確的位置 以適當的接觸壓力接合心內膜70(圖3)。雖然本文就方法和系統(tǒng)方面討論了射頻功率，但在系統(tǒng)10(圖1)的實施例中，可 以向組織傳遞其他形式的能量，即如共同轉讓的美國專利申請公布No. 2006/(^87648中描 述的激光和微波技術以及高強度聚焦超聲能量，該專利以引用方式并入本文中。乘積P*F良好地指示了組織的消融速率，其中P表示射頻功率，F(xiàn)表示導管對心臟 的心內膜表面施加的力向量的大小。操作員可以增加或減小分量參數P和F中的一者或兩 者，以控制消融速率。被消融組織的總體積V大致與下列乘積成比例，其最大可為根據組織 特性和安全考量確定的最大值V k(P*F*T)(1)，其中T為施加射頻功率的持續(xù)時間，k為比例常數?，F(xiàn)在參見圖4，該圖為心臟的復合圖86，示出了根據本發(fā)明的公開實施例的心臟 消融術過程的形態(tài)。該過程可以是實際的或模擬的，以用于預測心臟導管88需要在心室90 內的手術位置施加的力。箭頭92和94表示兩個不同的力向量，箭頭長度對應于所施加的 力的大小。一定劑量的能量(如射頻消融電流)將以預定功率電平施加足以產生消融灶的 時間。預測的小環(huán)狀消融區(qū)96和大環(huán)狀消融區(qū)98分別對應于短箭頭92和長箭頭94。除此之外或作為另外一種選擇，當所施加的力和射頻功率為已知時，可以預測和 動態(tài)顯示消融區(qū)的大小?？梢杂嬎汶S時間變化的消融完成度，并通過改變消融區(qū)96和98 的視覺特性來顯示手術過程的進度。消融體積隨時間與乘積P*F成比例地增加。類似地，可以通過將消融區(qū)的所需大小固定來計算給定射頻功率和施加時間下的 所需力或在施加時間與射頻功率的不同組合下使用給定總能量劑量時的所需力。利用標測圖86可以向操作員提供對預測消融體積的簡單明了的量度，該量度可 以接近實時地方便而準確地進行測量?，F(xiàn)在參見圖5，該圖為根據本發(fā)明的公開實施例的組織消融體積預測和標測方法 的流程圖。該方法需要確定通過探針與待消融組織部位之間的接觸所產生的機械力。該方 法可使用導管14通過系統(tǒng)10(圖1)進行。然而，也可以采用能夠測量所施加的壓力(例 如基于阻抗的測量)的其他方法，例如共同轉讓的美國專利申請公布No. 2007/0060832中 所公開的方法，該專利的公開內容以引用方式并入本文中。作為另外一種選擇，可以采用合 適的光學或超聲技術來確定機械力。該方法從初始步驟100開始。將導管按常規(guī)方式插入心臟，并引導至需進行組織 消融的所需位置處。接著在步驟102中，將心臟導管引入至接觸心內膜表面，通常以某一進入角引入，而不是圖3所示的垂直角度。接著在步驟104中，確定導管施加到心內膜的機械力或所需力向量。利用導管內 的位置傳感器提供的信息，可以自動確定偏轉角，例如角度82(圖3)。
接著在步驟106中，確定當前醫(yī)療過程所需的消融功率，如射頻功率。接著在步驟108中，暫時選擇預測消融時間，以確定將要施加的能量的劑量。作為 另外一種選擇，步驟106和108可以分別改為設置消融時間和預測功率電平。在該步驟中 可通過控制器報告有關在該能量劑量和機械力下的預計消融體積的指示，從而為操作員提 供幫助。接著在步驟110中，根據步驟104和步驟108中確定的條件，計算要通過消融形成 的消融灶的大小。控制現(xiàn)在進行到決策步驟112，在該步驟中確定當前消融灶的大小是否可以接受。 如果在決策步驟112中的決定得到肯定，則控制可進行到最終步驟114，在該步驟中施加功 率(通常為射頻功率)并進行消融。在消融過程中，如圖4所示動態(tài)顯示當前消融的組織 體積，，直至所計算的消融體積達到為止。操作員可改變功率，以控制施加時間。除此之外 或作為另外一種選擇，操作員可調節(jié)導管位置以改變施加到心內膜組織上的機械力。如果在決策步驟112中的決定被否定，則控制返回步驟108，以重新估計消融時 間。典型地，要通過消融形成的消融灶的大小是已知的。在這樣的情況下，步驟108、 110和決策步驟112限定的循環(huán)可自動重復，直到確定可接受的大小為止。作為另外一種選擇，可以在可選步驟116中利用公式1的關系直接計算消融灶的 大小，然后在最終步驟114中進行消融。在這種情況下，可以省略步驟108、110和決策步驟 112。在該方法的替代實施例中，可以將建議功率和建議施加時間數據作為輸入來接 收，并計算在不同機械力下接觸組織時的消融體積。替代實施例現(xiàn)在參見圖6，該圖為導管14(圖1)的遠端33的剖面圖，其按照本發(fā)明的公開實 施例構造和操作。該實施例與圖2類似，不同的是在該實施例中遠側段72包括常規(guī)溫度傳 感器118，該傳感器能夠檢測手術部位組織溫度的異常升高。通過在監(jiān)護儀30(圖1)上顯 示溫度傳感器118的輸出或提供適當的聲音報警，可根據組織溫度控制消融速率，以防止 燒焦或溫度升高至超出計算消融體積的危險水平。公式1可以修改以計及溫度因素，從而僅考慮實際消融時間，而不是總共消耗時 間。消融時間可以定義為僅當確認接觸力超出預定力閾值并且溫度超出預定溫度閾值時開 始計算。作為另外一種選擇，消融時間可以定義為僅當發(fā)現(xiàn)接觸力超出預定力閾值或溫度 超出預定溫度閾值時開始計算?？赏ㄟ^多種方式修改公式1，以考慮消融時間。以下例子為實際近似值，其中為清 楚起見未示出多個一階修正和二階修正。以下提供的閾值是合適的 V k* (P*F*T (F > F 閾值))(2)V k* (P*F*T (F > F _值，t > t 閾值))(3)V k* (P*F*T (t > t 閾值))(4)
其中Fwtt= 5g，tMtt= 47°C。僅在滿足所示條件的時間間隔內施加消融功率。

本領域的技術人員會認識到，本發(fā)明并不限于在上文中具體示出和描述的內容。 更確切地說，本發(fā)明的范圍包括上文所述各種特征的組合與子組合，以及這些特征的不在 現(xiàn)有技術范圍內的變化和修改形式，這些變化和修改形式是本領域技術人員在閱讀上述說 明后可想到的。
權利要求
1.一種消融方法，包括以下步驟將探針插入活體受試者體內；推入所述探針以接觸所述體內的組織；確定所述探針對所述組織施加的機械力；以及在一段施加時間按某一功率電平向所述組織施加指定劑量的能量，以消融所述組織， 其中所述劑量的所述施加時間和所述功率電平中的至少一者取決于所述機械力。
2.根據權利要求1所述的方法，還包括以下步驟在施加所述指定劑量的能量之前，報 告有關在所述功率電平、所述施加時間和所述機械力下的預計消融體積的指示。
3.根據權利要求1所述的方法，其中所述探針具有遠端和軸線，并且推入所述探針的 步驟包括形成所述遠端相對于所述軸線的角偏轉。
4.根據權利要求1所述的方法，還包括以下步驟計算所述組織的消融體積，所述消融 體積是所述功率電平、所述機械力和所述施加時間的函數。
5.根據權利要求4所述的方法，還包括以下步驟顯示所述消融體積的視覺指示；以及根據所述視覺指示，通過改變所述功率電平、所述機械力和所述施加時間中的至少一 者來控制所述消融體積。
6.根據權利要求1所述的方法，還包括以下步驟計算作為所述功率電平和所述機械力的函數的消融速率；以及通過改變所述功率電平和所述機械力中的至少一者來控制所述消融速率。
7.根據權利要求6所述的方法，還包括顯示有關所述消融速率的視覺指示，其中控制 所述消融速率根據所述視覺指示進行。
8.根據權利要求6所述的方法，還包括監(jiān)測所述組織的溫度，其中控制所述消融速率 根據所述溫度進行。
9.一種消融設備，包括柔性導管，所述柔性導管具有近側段、用于插入到活體受試者 體腔內的遠端以及遠端頭，所述遠端頭設置在所述導管的所述遠端處并且被配置成與所述 體腔中的組織接觸；壓力檢測器，所述壓力檢測器用于感測當所述遠端頭接合所述組織時所述遠端頭上的 機械力；消融器，所述消融器向所述組織施加給定劑量的能量以消融所述組織；控制器，所述控制器對所述壓力檢測器產生的信號作出響應，以確定所述機械力大小， 并利用所述給定的能量劑量和所述機械力大小計算消融體積；以及監(jiān)護儀，所述監(jiān)護儀連接到所述控制器，并且所述監(jiān)護儀可操作用來顯示所述組織的 標測圖和關于所述組織內的所述計算消融體積的指示。
10.根據權利要求9所述的消融設備，其中在施加所述給定劑量的能量之前，所述控制 器可操作用來使所述監(jiān)護儀顯示有關基于所述機械力的預計消融體積的指示。
11.根據權利要求9所述的消融設備，其中所述控制器可操作用來接收包括建議功率 電平和建議施加時間的操作員輸入，以確定所述給定劑量的能量，并利用所述操作員輸入 計算出建議消融體積，并使所述監(jiān)護儀利用所述建議消融體積顯示所述指示。
12.根據權利要求9所述的消融設備，其中所述給定劑量的能量按某一功率電平在一段施加時間提供，其中所述控制器可操作用來計算作為所述功率電平、所述機械力和所述 施加時間的函數的所述組織的所述消融體積。
13.根據權利要求12所述的消融設備，其中所述控制器可操作用來通過改變所述功率 電平和所述機械力中的至少一者來控制消融速率。
14.根據權利要求13所述的消融設備，進一步地，其中所述控制器可操作用來使所述 監(jiān)護儀顯示有關所述消融速率的視覺指示。
15.根據權利要求13所述的消融設備，還包括溫度傳感器，所述溫度傳感器位于所述 導管的所述遠端內，用于感測所述組織內的溫度，其中所述控制器可操作用來根據所述溫 度控制所述消融速率。
16.一種消融設備，包括柔性導管，所述柔性導管具有近側段、用于插入到活體受試者體腔內的遠端以及遠端 頭，所述遠端頭設置在所述導管的所述遠端處并且被配置成與所述體腔中的組織接觸；回彈力構件，所述回彈力構件將所述導管的所述遠端頭耦合到所述近側段，并且被配 置成隨所述遠端頭與所述組織接合而變形；位置傳感器，所述位置傳感器位于所述導管內，用于感測所述導管的所述遠端頭相對 于所述近側段的位置，并產生根據隨所述回彈力構件的變形和取向而發(fā)生的變化的信號；消融器，所述消融器向所述組織施加給定劑量的能量，以消融所述組織；控制器，所述控制器可操作用來利用所述位置傳感器產生的所述信號確定所述導管的所 述遠端的變形和取向坐標，所述控制器還可操作用來根據信號確定施加在所述導管的所述遠 端和所述組織之間的機械力，并利用所述給定劑量的能量和所述機械力計算消融體積；以及監(jiān)護儀，所述監(jiān)護儀連接到所述控制器，所述監(jiān)護儀可操作用來顯示所述組織的標測 圖和有關所述組織內的所述計算消融體積的指示。
17.根據權利要求16所述的消融設備，其中在施加所述給定劑量的能量之前所述控制 器可操作用來使所述監(jiān)護儀顯示有關基于所述機械力的預計消融體積的指示。
18.根據權利要求16所述的消融設備，其中所述遠端頭適于形成相對于所述近側段的 角偏轉。
19.根據權利要求16所述的消融設備，其中所述控制器可操作用來接收包括建議功率 電平和建議施加時間的操作員輸入，以確定所述給定劑量的能量，并利用所述操作員輸入 計算出建議消融體積，并使所述監(jiān)護儀利用所述建議消融體積顯示所述指示。
20.根據權利要求16所述的消融設備，其中所述給定劑量的能量按某一功率電平在一 段施加時間提供，其中所述控制器可操作用來計算作為所述功率電平、所述機械力和所述 施加時間的函數的所述組織的所述消融體積。
21.根據權利要求20所述的消融設備，其中所述控制器可操作用來通過改變所述功率 電平和所述機械力中的至少一者來控制消融速率。
22.根據權利要求21所述的消融設備，進一步地，其中所述控制器可操作用來使所述 監(jiān)護儀顯示有關所述消融速率的視覺指示。
23.根據權利要求21所述的消融設備，還包括溫度傳感器，所述溫度傳感器位于所述 導管的所述遠端內，用于感測所述組織內的溫度，其中所述控制器可操作用來根據所述溫 度控制所述消融速率。
全文摘要
本發(fā)明的名稱為消融體積的預測和標測，提供了組織消融的系統(tǒng)和方法，其中心臟導管裝配有壓力檢測器，所述壓力檢測器用于感測接合消融部位時所述遠端頭上的機械力?？刂萍λ鰤毫z測器作出響應，以根據所述部位的所述接觸壓力、消融器的所述功率輸出和所述能量施加時間之間的關系計算消融體積。監(jiān)護儀顯示所述心臟的標測圖，所述標測圖包括有關所述計算消融體積的視覺指示。所述監(jiān)護儀可通過改變所述視覺指示而動態(tài)顯示所述消融的進度。
文檔編號A61B5/103GK102106753SQ20101062095
公開日2011年6月29日 申請日期2010年12月23日 優(yōu)先權日2009年12月23日
發(fā)明者A·C·阿爾特曼, A·戈瓦里, Y·埃夫拉思 申請人:韋伯斯特生物官能(以色列)有限公司