專利名稱：基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)以及用于消融生物組織的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用于消融(ablate)組織和阻塞(特別是位于諸如人的心臟、肝臟、動(dòng)脈、脈管等動(dòng)物的填充有流體的內(nèi)腔內(nèi)組織和阻塞)的基于射頻(RF)的導(dǎo)管系統(tǒng)(其具有環(huán)繞RF天線而產(chǎn)生的電場(chǎng))。本發(fā)明尤其涉及通過(guò)可控地調(diào)整頻率以最小化RF能量反射來(lái)在電外科(electrosurgery)電極(例如天線)和其周圍之間提供阻抗匹配的裝置。
背景技術(shù)：
本發(fā)明通常涉及射頻(“RF”)驅(qū)動(dòng)的醫(yī)療裝置以及生物組織的消融術(shù)。更具體地說(shuō)，本發(fā)明涉及這樣一種RF發(fā)生器，其用于在微波頻率范圍內(nèi)合成和控制RF能量以與基于導(dǎo)管的RF天線有效連通，以消融病人身體脈管內(nèi)的生物組織并且用于治療心率失常、實(shí)性腫瘤等。
近年來(lái)醫(yī)學(xué)界已經(jīng)廣為認(rèn)同利用醫(yī)療裝置作為心臟疾病以及其它嚴(yán)重疾病的重要治療手段，而這些疾病在以前是通過(guò)藥物或外科手術(shù)進(jìn)行治療的。在心臟病治療方面顯現(xiàn)出了兩個(gè)基本趨勢(shì)。第一個(gè)趨勢(shì)是，由采用打開心臟式的外科手術(shù)轉(zhuǎn)變?yōu)椴捎脤?duì)身體侵害較小且費(fèi)用較便宜的基于導(dǎo)管的治療，基于導(dǎo)管治療較為安全且病人身體狀況因治療而致衰弱的程度較小。
第二個(gè)趨勢(shì)是，由采用抗心律失常藥物轉(zhuǎn)變?yōu)椴捎们趾Τ潭茸畹偷膶?dǎo)管或其它基于醫(yī)療裝置的療法，從而減輕無(wú)法治愈的心律失常癥狀。例如，通常將自動(dòng)心臟電復(fù)律器(cardioverter)-去纖顫器置入患有致命的心室心律失常的病人體內(nèi)，從而可減少病人猝死的可能性。因此，射頻(處于100kHz到10MHz之間的亞微波內(nèi))導(dǎo)管消融術(shù)現(xiàn)在已經(jīng)大量施用于深受心臟心律失常之患的病人。
盡管在技術(shù)上有這么多的優(yōu)點(diǎn)，但心房纖顫(“AF”)仍然是一個(gè)嚴(yán)峻的挑戰(zhàn)。AF是由不均勻電脈沖所誘發(fā)的心房或上心室的快速不規(guī)則的節(jié)律，它是中風(fēng)(stoke)和心臟病發(fā)作的主要原因，且是健康護(hù)理的首要重點(diǎn)。到目前為止，治療AF最有效的外科方法一直是在“打開心臟”手術(shù)中采用的梅茲(Maze)法。在Maze法中，沿著心房外部預(yù)先確定的線切開，術(shù)后再縫合起來(lái)。在康復(fù)過(guò)程中，沿切線形成瘢痕，因此構(gòu)成了阻礙電脈沖傳導(dǎo)的屏障。由于形成了這種屏障，所以AF就不再會(huì)持續(xù)存在從而恢復(fù)規(guī)律的心臟律動(dòng)。然而，由于開心手術(shù)(包括打開胸腔和切開胸骨)的致病率和死亡率都很高，所以Maze法尚未得到廣泛施用。
效仿Maze操作的一種新的代表方法基于導(dǎo)管的射頻消融技術(shù)，其中，作為外科切割的替代，采用導(dǎo)管電極用以破壞或消融房室內(nèi)的心臟組織。如醫(yī)學(xué)領(lǐng)域所通常實(shí)踐的那樣，導(dǎo)管電極穿過(guò)動(dòng)脈抵達(dá)心房。在心房?jī)?nèi)對(duì)導(dǎo)管電極的頂端所進(jìn)行的定位通常借助于x射線或熒光裝置，并且使頂端在需要消融的理想位置或位點(diǎn)(spot)處接觸心臟組織。在該位點(diǎn)處，通過(guò)導(dǎo)管電極產(chǎn)生的電阻性加熱而使該組織遭受破壞。之后，導(dǎo)管電極被再定位至下一位點(diǎn)以進(jìn)行消融。因此通過(guò)一系列的位點(diǎn)消融仿效Maze法形成線性傷痕以阻止電脈沖傳導(dǎo)。
現(xiàn)有的基于導(dǎo)管的消融法的侵害性被認(rèn)為小于“打開心臟”式外科手術(shù)。另外，在消融過(guò)程中，降低了對(duì)心血管功能的損害。然而，成功的基于導(dǎo)管的射頻消融術(shù)要求組織位點(diǎn)的消融在相鄰位點(diǎn)之間位于空間允許誤差或鄰近允許誤差(一般小于2毫米)之內(nèi)，以防止電脈沖通過(guò)。由于這種關(guān)系，對(duì)導(dǎo)管電極進(jìn)行精確定位作業(yè)成為了消融手術(shù)成功的關(guān)鍵因素。
這種現(xiàn)有消融法的主要缺陷在于，在心室肌肉進(jìn)行脈動(dòng)的同時(shí)將導(dǎo)管電極定位到心房中所需的消融位點(diǎn)這一作業(yè)過(guò)程耗費(fèi)時(shí)間長(zhǎng)。心房壁或心臟肌肉的運(yùn)動(dòng)常常使得難以精確地放置導(dǎo)管電極，而導(dǎo)管電極滑移則趨向于損害那些不需要進(jìn)行消融的心房部分。因此，由于導(dǎo)管放置問題而不能有效實(shí)現(xiàn)基于導(dǎo)管的射頻(RF)消融，而可以預(yù)料手術(shù)時(shí)間會(huì)持續(xù)很久甚至超出12小時(shí)。另外，在處理過(guò)程中，通常采用x射線或其它輻射裝置用來(lái)對(duì)導(dǎo)管電極進(jìn)行定位和放置，這就要求電生理學(xué)者(electro-physiologist)使用厚的鉛防護(hù)裝置。因此，這種不便通常因手術(shù)時(shí)間持續(xù)很長(zhǎng)而倍感突出，這不利于將基于導(dǎo)管的電極作為有效的組織消融手段。
為了將滑移風(fēng)險(xiǎn)減低到最小程度，例如，第5,741,249號(hào)美國(guó)專利披露了一種基于導(dǎo)管的微波天線，其中，有一末端與天線合并成一體，用于將天線錨固到心房壁上。雖然這一設(shè)計(jì)減小了天線或?qū)Ч茈姌O在每一消融步驟過(guò)程中滑移的可能性，但卻沒有解決沿著所需的消融路徑對(duì)每一消融步驟都要進(jìn)行的確保天線精確放置這一耗費(fèi)時(shí)間的作業(yè)過(guò)程。因此，在每一消融步驟之后，都不得不將天線精確地再定位和錨固到下一位點(diǎn)，所述下一位點(diǎn)必須位于消融路徑上如上所述的空間允許誤差或相鄰允許誤差之內(nèi)。
因此，利用導(dǎo)管消融術(shù)對(duì)心房纖維性顫動(dòng)進(jìn)行有效治療將需要在心房?jī)?nèi)表面上生成長(zhǎng)的或重疊的直線或曲線形的消融傷痕。而后這些傷痕就可以用作阻礙電脈沖傳導(dǎo)的屏障，因此避免心房纖維性顫動(dòng)。
另外還認(rèn)識(shí)到針對(duì)心房纖維性顫動(dòng)的有效的基于導(dǎo)管的消融術(shù)的一項(xiàng)迫切要求是能夠?qū)?dǎo)管和微波天線穩(wěn)定并錨固到房室內(nèi)。需要有新的導(dǎo)管消融系統(tǒng)，它優(yōu)選地能夠產(chǎn)生長(zhǎng)的或重疊的直線或曲線形的消融傷痕，從而開發(fā)出侵害程度最小的基于導(dǎo)管的治療心房纖維性顫動(dòng)的治療方法。
2001年2月20日授權(quán)的美國(guó)專利6,190,382和2000年12月11日提交的第09/459,058號(hào)美國(guó)專利申請(qǐng)披露了一種用于對(duì)病人身體脈管內(nèi)的生物組織進(jìn)行消融的基于射頻或微波能量的導(dǎo)管。該導(dǎo)管包括近端部分、具有遠(yuǎn)端開口的遠(yuǎn)端部分以及從近端部分延伸到遠(yuǎn)端部分的管腔。該導(dǎo)管包括細(xì)長(zhǎng)的導(dǎo)管導(dǎo)向件，導(dǎo)向件被置于導(dǎo)管的管腔內(nèi)并且其一端連接導(dǎo)管的遠(yuǎn)端部分、其另一端部分朝著近端一側(cè)在導(dǎo)管的管腔內(nèi)延伸并連接到定位機(jī)構(gòu)。該導(dǎo)管導(dǎo)向件可部署為超過(guò)導(dǎo)管遠(yuǎn)端以形成與身體脈管的內(nèi)部輪廓相適合的環(huán)。
該導(dǎo)管導(dǎo)向件使導(dǎo)管具有一個(gè)與導(dǎo)管遠(yuǎn)端部分相接的射頻能量天線或微波能量天線。該天線包括螺旋線圈，螺旋線圈包繞容納從中穿過(guò)的導(dǎo)管導(dǎo)向件。該射頻天線用于接收和輻射在電磁波譜中處于典型頻率大于300兆赫(MHz)的微波波段內(nèi)的射頻能量，用以沿著生物消融路徑消融生物組織。
隨著上述基于射頻或微波能量的導(dǎo)管的進(jìn)一步發(fā)展，2002年11月27日提交的第10/306,757號(hào)美國(guó)專利申請(qǐng)(其公開的全部?jī)?nèi)容作為參考合并于此，并且包括與本申請(qǐng)相同的發(fā)明)公開了導(dǎo)管特別是其天線部分的先進(jìn)的可偏轉(zhuǎn)和可塑形結(jié)構(gòu)特征。這些特征大大增強(qiáng)了電生理學(xué)者改變導(dǎo)管和天線的形狀以與消融位點(diǎn)的輪廓相適應(yīng)，并且精確地指示消融路徑的能力。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的導(dǎo)管與美國(guó)專利No.6,190,382、申請(qǐng)?zhí)枮?9/459,058的美國(guó)專利申請(qǐng)和申請(qǐng)?zhí)枮?0/306,757的美國(guó)專利申請(qǐng)中所述的導(dǎo)管相比，在功能和特征方面得到了更進(jìn)一步的增強(qiáng)。其中，這些改進(jìn)和特征包括用于以加載到RF天線上的各種電源輸出，選擇性地產(chǎn)生高頻RF能量的射頻(“RF”)發(fā)生器。所述RF天線包括螺旋線圈，并且具有軸向通道以容納操縱控制線。
根據(jù)本發(fā)明，提供了一種改進(jìn)的基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)，用于消融身體脈管(包括病人的心房)的生物組織。該系統(tǒng)包括以微波頻率范圍工作的RF發(fā)生器，其可用于將RF能量傳送到適于插入身體脈管內(nèi)的導(dǎo)管，以及設(shè)置在導(dǎo)管的管腔中的可偏轉(zhuǎn)的天線導(dǎo)向件。所述導(dǎo)管包括RF傳輸線和可偏轉(zhuǎn)的RF天線，所述RF天線設(shè)置在導(dǎo)管的遠(yuǎn)端，并接收和發(fā)射用于組織消融的射頻能量。所述天線包括螺旋線圈，并且具有用于容納天線導(dǎo)向件的軸向通道，所述天線導(dǎo)向件根據(jù)部署規(guī)定了用于組織消融的天線的消融路徑。在本發(fā)明的代表性實(shí)施方案中，天線導(dǎo)向件包括伸長(zhǎng)部分，伸長(zhǎng)部分被固定至用于定位以及部署和偏轉(zhuǎn)控制的控制滑動(dòng)部分。通過(guò)使用射頻不能透過(guò)標(biāo)志器(marker)和天線元件(其不能透過(guò)射頻)便利了天線與期望的組織消融路徑對(duì)準(zhǔn)。當(dāng)RF天線被置于身體脈管內(nèi)之后，RF生成器被啟動(dòng)以將能量施加至天線。RF發(fā)生器將通過(guò)調(diào)整微波頻率來(lái)監(jiān)測(cè)和最小化天線的反射與正向功率比以及天線到組織的干擾，以有效地進(jìn)行組織消融。
在本發(fā)明的代表性實(shí)施方案中，天線導(dǎo)向件包括固定至用于設(shè)置以及部署和偏轉(zhuǎn)控制的控制滑動(dòng)部分的伸長(zhǎng)部分。通過(guò)使用射頻不能透過(guò)的標(biāo)志器和/或不透過(guò)射頻的天線元件來(lái)促使天線與所需的組織消融路徑對(duì)準(zhǔn)。
在將當(dāng)RF天線置于身體脈管內(nèi)的身體組織附近之后，RF生成器被啟動(dòng)以將能量施加至天線。RF發(fā)生器將通過(guò)調(diào)整微波頻率來(lái)監(jiān)測(cè)和最小化天線的反射與正向功率比以及天線和組織之間的干擾，以有效地進(jìn)行組織消融。
在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案中，配置有傳感器以感測(cè)從天線反射的RF能量的量。如果反射的能量過(guò)高，RF發(fā)生器將自動(dòng)調(diào)整以減少合成波形的頻率，以最大化傳遞到組織區(qū)域的能量。
通過(guò)以下詳細(xì)描述和附圖，本發(fā)明的這些和其他方面以及優(yōu)點(diǎn)將會(huì)更加清楚，附圖以示例的方式示出了本發(fā)明的特征。


圖1是本發(fā)明的代表性的基于射頻的導(dǎo)管；圖2是本發(fā)明的代表性的基于射頻的導(dǎo)管；圖3是根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案的基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)的示意性方框圖；圖4是示出了建立和控制微波頻率以最小化根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的裝置的反射與正向功率比的方法的流程圖。
具體實(shí)施例方式
本發(fā)明涉及一種用于消融生物組織的基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)，如圖1所示。特別地，本發(fā)明能夠通過(guò)作為導(dǎo)管一部分的射頻(RF)天線來(lái)消融位于活的動(dòng)物的內(nèi)部脈管中的組織。所述導(dǎo)管可插入這種動(dòng)物的內(nèi)腔或身體脈管中，并且RF天線被設(shè)置在待被消融的組織附近，在此施加RF能量以進(jìn)行組織消融。
本發(fā)明提供了一種用于產(chǎn)生RF能量脈沖序列的裝置(特別是在微波頻率范圍內(nèi))，所述RF能量脈沖序列通過(guò)電傳輸線傳送至RF天線。RF能量脈沖的頻率可以根據(jù)電傳輸線以及與組織消融相關(guān)的負(fù)載阻抗的電特征選擇性地變化。
本發(fā)明還包括用于感測(cè)與微波頻率能量脈沖相關(guān)的正向功率和反射功率的裝置(限定了反射與正向功率比)。通過(guò)調(diào)整RF發(fā)生器的能量脈沖的輸出頻率以最小化反射與正向功率比，本發(fā)明對(duì)系統(tǒng)能量輸出的阻抗進(jìn)行微調(diào)以與消融負(fù)載的阻抗基本匹配，并且將消融能量傳送到需要的位置。由此，本發(fā)明不僅提供了用于產(chǎn)生RF能量并將其傳送到RF天線以進(jìn)行組織消融的裝置，而且還提供了用于最大化RF天線的功率效率的裝置，這種裝置降低了電傳輸線過(guò)熱的危險(xiǎn)。
參照?qǐng)D1A和1B，在圖1A和1B中示出了根據(jù)本發(fā)明一個(gè)實(shí)施方案構(gòu)造的、包括可塑形(shapeable)天線裝置110的射頻(“RF”)消融導(dǎo)管100。導(dǎo)管100適用于插入病人的身體脈管內(nèi)，而可塑形天線裝置110包括用于將電磁能量傳送給治療位置的射頻天線。在說(shuō)明本發(fā)明的可塑形天線裝置110之前，首先對(duì)導(dǎo)管100進(jìn)行說(shuō)明。
導(dǎo)管100包括柔軟細(xì)長(zhǎng)的管狀體120，管狀體120具有近端部分130和遠(yuǎn)端部分140。一個(gè)或多個(gè)腔內(nèi)管腔150(圖3A、3B)從導(dǎo)管100的近端部分130延伸到遠(yuǎn)端部分140。操縱座架(handle chassis)160設(shè)置于導(dǎo)管100的近端部分130，用于容納所必需的操縱與定位控制機(jī)構(gòu)，下面將進(jìn)一步對(duì)此加以詳細(xì)說(shuō)明。連接頭170結(jié)合形成在導(dǎo)管100的近端部分160，用于將導(dǎo)管100連接到一個(gè)或多個(gè)用以幫助實(shí)現(xiàn)消融處理的電子裝置，如RF發(fā)生器和控制器(未示出)。
導(dǎo)管100的尺寸適合特定醫(yī)療手術(shù)所用，這是醫(yī)學(xué)領(lǐng)域所公知的。在優(yōu)選實(shí)施方案中，導(dǎo)管100用于消融心臟組織；但是，導(dǎo)管100也可以用于消融其它類型的身體組織。導(dǎo)管的管狀體120通常是由可在人體脈管環(huán)境中不會(huì)引起排斥反應(yīng)的聚合體材料構(gòu)造的。這些材料的例子包括但不局限于，來(lái)自德國(guó)的奧托凱姆(Autochem Germany)的潘霸克斯(Pebax)、聚乙烯、聚氨酯、聚酯、聚酰亞胺和聚酰胺，這些材料的輻射不透過(guò)度(radiopacity)、硬度和彈性各不相同。
導(dǎo)管100可以形成為具有采用一種或多種上述材料的多個(gè)片段，以使得管狀體120越是靠近其遠(yuǎn)端就具有越好的柔韌性。各段可通過(guò)熱接、對(duì)接或粘接而結(jié)合到一起。還可以將編織加固物(braidingreinforcement)附加到管狀體120的周邊表面，以便使導(dǎo)管100達(dá)到所需的剛度和抗扭強(qiáng)度要求。這就使得導(dǎo)管100能夠向前行進(jìn)并成功地穿入病人的身體脈管，從而能夠沿著導(dǎo)管長(zhǎng)度將轉(zhuǎn)動(dòng)力矩從近端部分傳送到遠(yuǎn)端部分。
另外參看圖3A和3B，管狀體120的遠(yuǎn)端部分140可包括與近端部分130相比較軟的聚合體化合物(帶有一點(diǎn)編織套或不帶有編織套)，從而提供所需柔韌性以適應(yīng)可塑形天線裝置110的遠(yuǎn)端偏轉(zhuǎn)和塑形。可塑形天線裝置110的偏轉(zhuǎn)和塑形可以通過(guò)使用預(yù)塑形偏轉(zhuǎn)件180和偏轉(zhuǎn)調(diào)整件190來(lái)實(shí)現(xiàn)。預(yù)塑形偏轉(zhuǎn)件180和/或偏轉(zhuǎn)調(diào)整件190可以從操縱座架160延伸到導(dǎo)管體140的遠(yuǎn)端部分140。
預(yù)塑形偏轉(zhuǎn)件180和/或偏轉(zhuǎn)調(diào)整件190可以就近固定到偏轉(zhuǎn)控制機(jī)構(gòu)220或拇指滑動(dòng)部分(thumb slide)200(圖1A、1B)，偏轉(zhuǎn)控制機(jī)構(gòu)220或拇指滑動(dòng)部分200可以沿著操縱座架160的軸向縫隙可滑動(dòng)地嚙合。沿著軸向隙縫對(duì)拇指滑動(dòng)部分200進(jìn)行軸向位移，使得醫(yī)師能夠?qū)伤苄翁炀€裝置110進(jìn)行塑形或偏轉(zhuǎn)，形成為直線構(gòu)型(圖1A)以及偏轉(zhuǎn)構(gòu)型(圖1B)、或者介于兩者之間的任意其它構(gòu)型?？稍谀粗富瑒?dòng)部分200中結(jié)合形成摩擦保持機(jī)構(gòu)(未示出)，用以保持操縱在軸向隙縫中的位置。許多這種裝置都可以從市場(chǎng)上獲取到。這種裝置的例子包括擒縱裝置(set-release)、壓力操縱開關(guān)或自鎖機(jī)構(gòu)。
圖2A和2B顯示了RF消融導(dǎo)管210，其與前述RF消融導(dǎo)管100相似，但是帶有偏轉(zhuǎn)控制機(jī)構(gòu)220的可選實(shí)施方案，偏轉(zhuǎn)控制機(jī)構(gòu)220用以對(duì)可塑形天線裝置110進(jìn)行塑形或偏轉(zhuǎn)。偏轉(zhuǎn)控制機(jī)構(gòu)220可包括可轉(zhuǎn)動(dòng)卡圈(collar)230，可轉(zhuǎn)動(dòng)卡圈230沿圓周環(huán)繞在操縱座架160的操縱桿240的周圍，并且可旋轉(zhuǎn)地與操縱桿240耦合連接，用以控制預(yù)塑形偏轉(zhuǎn)件180和/或偏轉(zhuǎn)調(diào)整件190的軸向位移。操縱座架160可容納有轉(zhuǎn)換機(jī)構(gòu)，用以將卡圈230的轉(zhuǎn)動(dòng)轉(zhuǎn)換為預(yù)塑形偏轉(zhuǎn)件180和/或偏轉(zhuǎn)調(diào)整件190的軸向位移?？▓D230相對(duì)于操縱桿240的轉(zhuǎn)動(dòng)使得醫(yī)師能夠以直線構(gòu)型(圖2A)和偏轉(zhuǎn)構(gòu)型(圖2B)或介于其間的任意形狀對(duì)可塑形天線裝置110進(jìn)行塑形或偏轉(zhuǎn)。
圖3是根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案的基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)的示意性方框圖，其示出了系統(tǒng)的電和信號(hào)部件。導(dǎo)管系統(tǒng)300具有電源開關(guān)300、電源系統(tǒng)310、微控制器系統(tǒng)320、RF發(fā)生器或振蕩器330、包括前置放大器331的RF放大器334、RF雙向耦合器336、消融導(dǎo)管340、控制輸入350、顯示器360以及報(bào)警輸出370。消融導(dǎo)管340包括導(dǎo)管操縱和偏轉(zhuǎn)機(jī)構(gòu)(未示出)、RF傳輸線342以及RF天線343。
基于RF的導(dǎo)管系統(tǒng)300由普通的交流電驅(qū)動(dòng)，并且其也可由合適的直流電源驅(qū)動(dòng)。電源開關(guān)300將電源連接至系統(tǒng)電源310。系統(tǒng)電源為病人提供主要的安全絕緣，并且合成操作裝置對(duì)組織進(jìn)行消融所需的各種直流電壓。
基于微處理器的微控制器320提供用戶輸入、顯示輸入和輸出、并且設(shè)定系統(tǒng)報(bào)警條件。微控制器320還監(jiān)測(cè)和控制RF功率合成以及與RF天線343和消融組織的通信。如圖3所示，微控制器320檢測(cè)和控制從電源系統(tǒng)310接收功率的RF信號(hào)振蕩器330。RF信號(hào)振蕩器產(chǎn)生連續(xù)的RF頻率波信號(hào)332(其功率電平和頻率由微控制器320確定和控制)。
在本發(fā)明的實(shí)施方案中，RF信號(hào)振蕩器330與功率放大器334電耦合。功率放大器334包括前置放大器331，前置放大器331對(duì)來(lái)自于RF發(fā)生器的波信號(hào)332進(jìn)行前級(jí)放大，并且產(chǎn)生能量相對(duì)低的第一脈沖序列。在通過(guò)RF放大器334進(jìn)行放大后，能量脈沖通過(guò)傳輸線342傳送至已經(jīng)置于待被消融的組織附近的RF天線343。
如圖2所示，雙向耦合器336電插入放大器334和傳輸線342之間。該耦合器對(duì)沿著傳輸線的能量相對(duì)低的正向脈沖和從目標(biāo)消融組織反射的能量脈沖進(jìn)行采樣，并且使用信號(hào)采樣作為到微控制器320的反饋。由耦合器336的信號(hào)采樣提供的反饋機(jī)制對(duì)于減少(scaleback)反射能量是有用的。過(guò)多的信號(hào)反射會(huì)潛在破壞敏感系統(tǒng)300的部件或者使病人受到傷害。
通過(guò)與雙向耦合器336進(jìn)行電通信，微控制器320監(jiān)測(cè)正向和反射能量脈沖。然后微控制器320定義反射和正向能量脈沖的比。在一個(gè)實(shí)施方案中，所述反射和正向能量脈沖的比包括電壓駐波比(VSWR)，其計(jì)算如下VSWR=1+|Γ0|1-|Γ0|]]>其中э0表示利用沿著RF傳輸線342的合適的邊界條件計(jì)算的負(fù)載反射系數(shù)。
低的比率將表示系統(tǒng)產(chǎn)生的大部分能量被施加至負(fù)載用于消融，其特征在于已經(jīng)在該裝置和消融負(fù)載之間實(shí)現(xiàn)了阻抗匹配。另一方面，高的比率將表示系統(tǒng)產(chǎn)生的大部分能量被反射，其特征在于由較差的阻抗匹配所導(dǎo)致的高度的回波損耗或者泄漏。
就RF傳輸線342的阻抗由脈沖332的頻率影響這一點(diǎn)來(lái)說(shuō)，本發(fā)明提供了這樣一種裝置，其能夠改變系統(tǒng)功率輸出的頻率，以使傳輸線路阻抗和負(fù)載阻抗均得到匹配。用于感測(cè)的裝置(即一個(gè)實(shí)施方案中的雙向耦合器)和用于調(diào)整的裝置包括用于響應(yīng)控制用的裝置(即微控制器320)調(diào)整RF信號(hào)源330和RF功率放大器334，以使得傳輸線阻抗與負(fù)載阻抗相匹配的裝置。舉例來(lái)說(shuō)，如果上述比率顯示出過(guò)多的能量被反射(例如VSWR較高)，則微控制器320調(diào)整振蕩器330產(chǎn)生的RF信號(hào)332的頻率，以使得反射和正向能量脈沖的比的數(shù)值減小。這種功率比中的減小使得傳輸線和消融負(fù)載之間的阻抗相匹配。合適的回波損耗量是依賴于應(yīng)用的。然而，由于從未實(shí)現(xiàn)理想的阻抗匹配，因此微控制器320可以允許用戶調(diào)整頻率以使得上述比率下降到某些閾值(例如1.4∶1)之下。
由于負(fù)載阻抗可在不同的組織類型之間廣泛地變化，并且可以根據(jù)環(huán)繞組織(例如在填充有血的腔和室中)的流體的性質(zhì)和量來(lái)變化，因此用于控制的裝置支持較寬頻率范圍的調(diào)整設(shè)置，以使得可在本領(lǐng)域內(nèi)靈活部署系統(tǒng)300。
在實(shí)現(xiàn)了阻抗匹配之后，該發(fā)明性的裝置調(diào)整功率放大器334，以產(chǎn)生相對(duì)高能量的脈沖序列，該相對(duì)高能量的脈沖序列通過(guò)傳輸線傳送到RF天線以實(shí)現(xiàn)組織消融。在本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方案中，所產(chǎn)生的用于消融過(guò)程的功率電平近似為60瓦。
另外，為了對(duì)RF脈沖提供監(jiān)測(cè)和調(diào)整功能，微控制器320還將各種信號(hào)和指示傳達(dá)給使用者，例如電生理學(xué)者。該系統(tǒng)在RF頻率、輸出功率以及消融時(shí)間設(shè)定方面支持手動(dòng)的人工代用裝置(override)。在典型結(jié)構(gòu)中，本發(fā)明的控制輸入350可以配備有多線路顯示、一組用于調(diào)整輸出功率電平和消融時(shí)期的上下鍵、用于啟動(dòng)消融過(guò)程的消融打開/關(guān)閉鍵、以及用于改變顯示模式和/或設(shè)置I/O端口的模式/設(shè)定鍵。
在消融過(guò)程中連續(xù)監(jiān)測(cè)RF放大器334的輸出功率電平。RF雙向耦合器336提供在與微控制器組件電連接的減弱的電平下對(duì)正向和逆向功率電平進(jìn)行采樣的功能。微控制器組件將所述兩個(gè)信號(hào)進(jìn)行比較，并且調(diào)整信號(hào)源和前置放大器/功率放大器增益，以實(shí)現(xiàn)最低的逆向與正向功率比。
基于RF的導(dǎo)管系統(tǒng)300監(jiān)測(cè)和控制在900MHz到930MHz的典型范圍內(nèi)的微波頻率和功率輸出，以最小化反射與正向功率比。典型地制造RF天線343，并且在接近待被消融的生物組織和充有流體的動(dòng)物身體脈管的鹽溶液中將其調(diào)到915MHz。在進(jìn)入身體脈管并且與生物組織相接觸進(jìn)行消融時(shí)，RF天線343的電尺寸可以臨時(shí)稍作改變，以使得反射功率增加。增加的反射功率降低了可用于放射的總功率，并且從而降低組織消融的效率。如果沒有抑制反射功率并且其大量增加，那么將發(fā)生RF天線343的局部加熱并且產(chǎn)生不希望的消融效果。
圖4是根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方案的用于生物組織消融的方法的流程圖。所述方法可用于對(duì)微控制器320的指令集進(jìn)行編程，以執(zhí)行在本文中所述的消融處理。
在用戶對(duì)系統(tǒng)供電(通常是通過(guò)打開電源開關(guān)301)后開始進(jìn)行處理。在步驟401中，系統(tǒng)通常運(yùn)行一組初始化程序以建立系統(tǒng)完整性。自檢可以包括例如在顯示器上顯示標(biāo)識(shí)，并檢查用于適當(dāng)硬件的系統(tǒng)ROM。
在條件框403中，如果電源開啟自檢失敗的話，程序?qū)⒎种У较到y(tǒng)錯(cuò)誤。在一個(gè)實(shí)施方案中，如果在電源開啟處自檢失敗，那么將發(fā)出聲音報(bào)警。
如果在條件框403中自檢通過(guò)，那么可以在步驟405中通過(guò)電生理學(xué)者自動(dòng)或手動(dòng)地設(shè)定消融參數(shù)。
在條件框405中，如果對(duì)所關(guān)心的區(qū)域施加RF能量一段時(shí)期后消融還沒有成功，那么可將控制信號(hào)返回到使用者或者允許對(duì)消融參數(shù)進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整的微處理器320(步驟407)。
在步驟409中，在恒定的監(jiān)控條件下繼續(xù)進(jìn)行消融，從而可對(duì)振蕩器330的頻率進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整，例如在反射與正向功率之比的測(cè)量值過(guò)高的情況下?？梢詫?duì)各種參數(shù)進(jìn)行實(shí)時(shí)監(jiān)控，以確保不會(huì)超過(guò)臨界系統(tǒng)閾值。例如，也可以監(jiān)控步驟411中的功率輸出以保證提供規(guī)定量的消融照射?？梢詫?dǎo)致過(guò)多的照射以及諸如對(duì)周圍良性組織進(jìn)行消融等不希望出現(xiàn)的結(jié)果。
該基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)和用于消融生物組織的方法可以適用于各種醫(yī)療用途。在此所包含的說(shuō)明書和附圖描繪了本發(fā)明目前優(yōu)選的實(shí)施方案，并且代表了本發(fā)明所廣泛預(yù)期的主題。本發(fā)明的范圍充分涵蓋了對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員來(lái)說(shuō)顯而易見的其他實(shí)施方案，并且本發(fā)明的范圍由所附權(quán)利要求所限定。
權(quán)利要求
1.一種用于生物組織消融的方法，包括以輸出頻率產(chǎn)生射頻(RF)能量脈沖序列，用于在傳輸線中傳輸至可在生物組織負(fù)載的附近部署的RF天線；當(dāng)所述RF天線鄰近所述生物組織設(shè)置時(shí)，感測(cè)所述RF能量脈沖的反射信號(hào)和正向信號(hào)；以及調(diào)整所述RF能量脈沖的輸出頻率，以使得所述傳輸線的阻抗與所述負(fù)載的阻抗基本匹配。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述傳輸線的阻抗與所述負(fù)載的阻抗基本匹配的特征是信號(hào)反射最小。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中信號(hào)反射最小的特征由電壓駐波比(VSWR)的測(cè)量來(lái)確定。
4.如權(quán)利要求3所述的方法，其中調(diào)整所述輸出頻率從而使所述VSWR小于預(yù)設(shè)的閾值。
5.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括放大所述射頻(RF)能量脈沖序列。
6.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括利用雙向耦合器對(duì)所述正向信號(hào)和所述反射信號(hào)進(jìn)行采樣。
7.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括利用導(dǎo)管將所述RF天線部署至所述生物組織的負(fù)載。
8.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括從用戶接收用戶輸入。
9.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括設(shè)定報(bào)警條件并且向用戶輸出報(bào)警。
10.如權(quán)利要求1所述的方法，進(jìn)一步包括在顯示器上顯示輸入和輸出。
11.一種用于生物組織消融的系統(tǒng)，包括用于以輸出頻率產(chǎn)生射頻(RF)能量脈沖序列的裝置，所述射頻(RF)能量脈沖序列用于在傳輸線中傳輸至可在生物組織的負(fù)載附近部署的RF天線；用于當(dāng)將所述RF天線置于待被消融的所述生物組織附近時(shí)，感測(cè)所述RF能量脈沖的反射信號(hào)和正向信號(hào)的裝置；以及用于調(diào)整所述RF能量脈沖的輸出頻率以使所述傳輸線的阻抗與所述負(fù)載的阻抗基本匹配的裝置。
12.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，其中所述傳輸線的阻抗與所述負(fù)載的阻抗基本匹配的特征是信號(hào)反射最小。
13.如權(quán)利要求12所述的系統(tǒng)，其中信號(hào)反射最小的特征是電壓駐波比(VSWR)的測(cè)量。
14.如權(quán)利要求13所述的系統(tǒng)，其中所述輸出頻率被調(diào)整以使得所述VSWR小于預(yù)設(shè)的閾值。
15.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于放大所述射頻(RF)能量脈沖序列的裝置。
16.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于對(duì)所述正向信號(hào)和所述反射信號(hào)進(jìn)行采樣的裝置。
17.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于將所述RF天線部署至所述生物組織的負(fù)載的裝置。
18.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于從用戶接收用戶輸入的裝置。
19.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于設(shè)定報(bào)警條件的裝置，以及用于向用戶輸出報(bào)警的裝置。
20.如權(quán)利要求11所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于顯示輸入和輸出的裝置。
21.一種用于生物組織消融的系統(tǒng)，包括用于以輸出頻率產(chǎn)生射頻(RF)能量脈沖序列的振蕩器，所述射頻(RF)能量脈沖序列用于在傳輸線中傳輸至可在生物組織負(fù)載附近展開的RF天線；用于當(dāng)所述RF天線鄰近待被消融的所述生物組織設(shè)置時(shí)，感測(cè)所述RF能量脈沖的反射信號(hào)和正向信號(hào)的雙向耦合器；以及用于調(diào)整所述RF能量脈沖的輸出頻率以使得所述傳輸線的阻抗與所述負(fù)載的阻抗基本匹配的微控制器。
22.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于放大所述RF能量脈沖序列的功率放大器。
23.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于在所述功率放大器對(duì)所述RF頻率脈沖進(jìn)行放大之前，對(duì)所述RF頻率脈沖進(jìn)行預(yù)放大的前置放大器。
24.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括與所述微控制器耦合的顯示器。
25.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括與所述微控制器耦合的輸入控制。
26.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括與所述微控制器耦合的報(bào)警輸出。
27.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述RF天線是可偏轉(zhuǎn)的。
28.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，其中所述RF天線是可塑性的。
29.如權(quán)利要求21所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于將所述RF天線部署至所述生物組織的負(fù)載的導(dǎo)管。
全文摘要
一種改進(jìn)的基于射頻的導(dǎo)管系統(tǒng)以及用于消融病人的身體脈管內(nèi)生物組織的方法包括用于在可部署的導(dǎo)管(包括帶有中空管腔的RF同軸傳輸線)內(nèi)選擇性地產(chǎn)生高頻能量的射頻(“RF”)發(fā)生器，安裝在所述導(dǎo)管的遠(yuǎn)端部分的RF天線，以及位于傳輸線管腔內(nèi)的操縱控制線，所述操縱控制線用于當(dāng)導(dǎo)管插入身體脈管內(nèi)時(shí)操作導(dǎo)管，以及用于偏轉(zhuǎn)RF天線以容納需要進(jìn)行組織消融的身體脈管的輪廓。
文檔編號(hào)A61B18/04GK1832708SQ200480022784
公開日2006年9月13日 申請(qǐng)日期2004年7月30日 優(yōu)先權(quán)日2003年8月8日
發(fā)明者西奧多·C·奧士比, 羅銘勛, 喬治·L·梁 申請(qǐng)人:麥迪威公司