專利名稱：接觸傳感器和護(hù)套脫離傳感器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
0001本發(fā)明涉及電極導(dǎo)管和使用該電極導(dǎo)管進(jìn)行組織測(cè)繪、引導(dǎo)
和/或組織消融的方法。特別地，本發(fā)明的電極導(dǎo)管可以評(píng)價(jià)相對(duì)于插入護(hù) 套的電極位置和/或評(píng)價(jià)電極-組織接觸。
背景技術(shù)：
0002導(dǎo)管已經(jīng)用于醫(yī)療程序許多年。在定位于在不使用侵入更大 的程序的情況下以其它方式無(wú)法到達(dá)的身體內(nèi)的特定的位置時(shí)，導(dǎo)管能夠 用于醫(yī)療程序以;險(xiǎn)查、診斷、和治療。在這些程序期間，通常將導(dǎo)管插入 靠近身體表面的脈管并且將導(dǎo)管引導(dǎo)到身體內(nèi)的特定的位置以進(jìn)行檢查、 診斷、和治療。例如，導(dǎo)管能夠用于將電刺激傳輸?shù)饺梭w內(nèi)的所選擇的位 置，例如，以進(jìn)行組織消融。另外，具有感測(cè)電極的導(dǎo)管能夠用于監(jiān)測(cè)人 體內(nèi)的不同形式的電活動(dòng)，例如，以進(jìn)4亍電測(cè)纟會(huì)。
0003導(dǎo)管越來(lái)越多地用于涉及人類心臟的醫(yī)療程序。通常，將導(dǎo) 管插入患者的腿、頸、或臂內(nèi)的動(dòng)脈或靜脈，且有時(shí)在引導(dǎo)線或?qū)б鞯?幫助下穿過(guò)脈管直到導(dǎo)管的遠(yuǎn)側(cè)的末端到達(dá)希望的位置用于在心臟內(nèi)的 醫(yī)療程序。在正常的心臟中，隨著電化學(xué)信號(hào)順序地通過(guò)心肌，心臟肌肉 (心肌)的收縮和舒張以有序的方式進(jìn)行。
0004有時(shí)在心臟中發(fā)生通常稱作心律失常的異常節(jié)律。通常認(rèn)為， 繞過(guò)正常的傳導(dǎo)系統(tǒng)的一個(gè)或多個(gè)異常的傳導(dǎo)路徑的存在導(dǎo)致這樣的心 律失常。這些路徑通常位于連接心房和心室的纖維組織內(nèi)。
0005用于治療某些類型的心臟心律失常的越來(lái)越普遍的醫(yī)療程序 為導(dǎo)管消融。在傳統(tǒng)的導(dǎo)管消融程序期間，能量源放置為與心臟組織(例 如，與異常的傳導(dǎo)路徑相關(guān)聯(lián))接觸以加熱組織并且創(chuàng)建非電活性的或不 可收縮的永久的創(chuàng)傷或損傷。損傷部分地或完全地阻塞雜散的電信號(hào)以減 輕或消除心律失常。
0006心臟內(nèi)的特定位置的消融要求將消融導(dǎo)管精確地放置在心臟 內(nèi)。由于心臟的生理機(jī)能，特別是由于在消融程序期間心臟持續(xù)跳動(dòng)，消
6融導(dǎo)管的精確定位特別困難。通常，通過(guò)結(jié)合電生理學(xué)引導(dǎo)和可以在測(cè)繪 程序期間產(chǎn)生的計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的圖/模型確定導(dǎo)管的放置的選擇。因此，希望 '"、臟的任何圖或模型盡實(shí)際可能地準(zhǔn)確。
0007然而，當(dāng)試圖使用一些現(xiàn)有的消融電極在特定位置形成損傷
時(shí)，會(huì)遇到一些困難。現(xiàn)有消融電極遇到的一個(gè)這樣的困難為如何確保充 分的組織接觸和/或電耦合。使用諸如焚光透視法的傳統(tǒng)的技術(shù)不容易確定 電極-組織接觸。替代地，醫(yī)生基于他/她的經(jīng)驗(yàn)使用電極導(dǎo)管確定電極-組 織接觸。這樣的經(jīng)驗(yàn)僅隨著時(shí)間獲得，并且如果醫(yī)生不定期使用電極導(dǎo)管， 可以快速地喪失。另外，試圖直接測(cè)量電極和目標(biāo)組織之間的接觸經(jīng)常受 到周圍介質(zhì)內(nèi)的局部變化影響。這樣的變化能夠扭曲這樣的測(cè)量，這能夠 導(dǎo)致錯(cuò)誤的電極-組織接觸指示。

發(fā)明內(nèi)容
0008通常，已經(jīng)認(rèn)識(shí)到導(dǎo)管電極周圍的環(huán)境改變響應(yīng)施加的電信 號(hào)的電極的電性質(zhì)。例如，在處于受限的/小體積結(jié)構(gòu)(例如，護(hù)套或脈管) 內(nèi)的電極和處于具有較大體積的結(jié)構(gòu)內(nèi)的相同的電極之間，阻抗可以變化 或者與阻抗或阻抗分量相關(guān)的值可以另外變化。即，小體積結(jié)構(gòu)的周圍的 流體可以具有與較大體積的周圍的流體的電性質(zhì)不同的電性質(zhì)(例如，基 于流量等)。這些不同的電性質(zhì)改變電極流體界面的局部電響應(yīng)。因此， 已經(jīng)認(rèn)識(shí)到這樣的局部響應(yīng)的改變可以用于提供能夠用于例如在測(cè)繪期 間提供改進(jìn)的感測(cè)和/或提供改進(jìn)的組織接觸感測(cè)的有用的信息。
0009在一種裝置中，導(dǎo)管的局部響應(yīng)可以用于識(shí)別電極導(dǎo)管對(duì)于 引導(dǎo)導(dǎo)引器的護(hù)套的相對(duì)位置。在另一種裝置中，導(dǎo)管電極的局部響應(yīng)能 夠用于校準(zhǔn)導(dǎo)管電極以提供改進(jìn)的接觸感測(cè)。
0010根據(jù)一個(gè)方面，提供了當(dāng)導(dǎo)管的電極在狹窄的區(qū)域和較不狹
窄的區(qū)域之間通過(guò)時(shí)用于感測(cè)的系統(tǒng)和方法。例如，當(dāng)導(dǎo)管進(jìn)入導(dǎo)引器的 護(hù)套和/或從導(dǎo)引器的護(hù)套出來(lái)時(shí)或當(dāng)導(dǎo)管進(jìn)入血管或從血管出來(lái)時(shí)。首 先，可以將導(dǎo)引器引導(dǎo)到諸如心臟的感興趣的內(nèi)部組織位置。導(dǎo)引器可以 提供到感興趣的組織區(qū)域的內(nèi)部通路或內(nèi)腔。因此，可以將導(dǎo)管布置通過(guò) 內(nèi)部通路以到達(dá)組織區(qū)域。結(jié)合相對(duì)于導(dǎo)引器運(yùn)動(dòng)導(dǎo)管，可以將電信號(hào)提 供給一個(gè)或多個(gè)與導(dǎo)管相關(guān)的電極。因此，通過(guò)監(jiān)測(cè)這些一個(gè)或多個(gè)電極 的響應(yīng)，可以識(shí)別響應(yīng)的改變，狹窄的區(qū)域之間通過(guò)的指示。因此， 一旦識(shí)別響應(yīng)的改變，可以產(chǎn)生指示 此響應(yīng)的改變的輸出。
0011識(shí)別響應(yīng)的改變可以包括測(cè)量響應(yīng)電信號(hào)的電極的阻抗。在 這樣的裝置中，可以在一系列的時(shí)間測(cè)量阻抗以識(shí)別其中的改變。例如， 當(dāng)電極處于第一位置時(shí)，可以對(duì)于電極測(cè)量初始阻抗，第一位置可以已知 為在導(dǎo)引器的內(nèi)部通路內(nèi)或布置在遠(yuǎn)離內(nèi)部組織區(qū)域的壁的流體或血液 池內(nèi)。因此，當(dāng)電極的位置改變時(shí)，可以獲得隨后的阻抗測(cè)量結(jié)果?？梢?比較這些阻抗測(cè)量結(jié)果以識(shí)別初始阻抗和隨后的阻抗之間的改變。同樣 地，如果初始和隨后的阻抗之間的改變大于可以基于存儲(chǔ)的信息的預(yù)先確 定的閾值，可以將指示改變的輸出提供給使用者。此外，阻抗的改變可以 用于識(shí)別周圍的介質(zhì)(例如，血液)的局部變化，使得可以校準(zhǔn)電極用于 隨后的組織接觸。
0012在當(dāng)前方面的再一個(gè)裝置中，導(dǎo)管可以包括至少第一和第二 電極。例如，導(dǎo)管可以包括末端電極和一個(gè)或多個(gè)環(huán)電極。在這樣的裝置 中，可以監(jiān)測(cè)末端電極和一個(gè)或多個(gè)環(huán)電極的阻抗。如果例如由運(yùn)動(dòng)導(dǎo)管 導(dǎo)致的其中一個(gè)電極的周圍的環(huán)境改變，可以在其它電極的響應(yīng)沒(méi)有對(duì)應(yīng) 的改變的情況下發(fā)生其中一個(gè)電極的響應(yīng)的改變。因此，相對(duì)響應(yīng)中的這 樣的改變可以用于識(shí)別其中一個(gè)電極進(jìn)入導(dǎo)引器或從導(dǎo)引器出來(lái)，或者進(jìn) 入諸如靜脈或動(dòng)脈的內(nèi)部結(jié)構(gòu)或從諸如靜脈或動(dòng)脈的內(nèi)部結(jié)構(gòu)出來(lái)。
0013根據(jù)另一個(gè)方面，提供用于校準(zhǔn)電極導(dǎo)管以及評(píng)價(jià)電極和組 織之間的接觸的系統(tǒng)和方法。該系統(tǒng)/方法包括將導(dǎo)管引導(dǎo)到內(nèi)部組織位 置，其中，導(dǎo)管包括至少第一和第二電極。可以分別將第一和第二電信號(hào) 提供給第一和第二電極。因此，可以識(shí)別第一和第二電極的相對(duì)響應(yīng)。此 外，可以基于相對(duì)響應(yīng)的改變產(chǎn)生輸出。例如，如果全部?jī)蓚€(gè)電極最初都 在血液池(例如，心臟腔室)中并且其中一個(gè)電極接觸腔室的壁，接觸電 極的阻抗可以相對(duì)于非接觸電極改變。相反，如果全部?jī)蓚€(gè)電極都進(jìn)入較 小的周圍的區(qū)域(例如，靜脈或動(dòng)脈)，每個(gè)電極可以經(jīng)歷阻抗的改變， 使得相對(duì)阻抗可以保持大致不改變。
0014系統(tǒng)和方法可以包括提供具有相等的頻率和相位的第一和第 二信號(hào)，其中，第一和第二信號(hào)其中之一的幅值是可調(diào)節(jié)的。其中一個(gè)信 號(hào)的幅值的這樣的單獨(dú)調(diào)節(jié)可以允許匹配第一和第二電極的阻抗。在這點(diǎn) 上，應(yīng)該注意血液的電阻率可以在心動(dòng)周期期間改變。即，血液的流動(dòng)可以改變電阻率并且從而改變所測(cè)量的阻抗數(shù)個(gè)百分點(diǎn)或更多。因此，希望 匹配電極的阻抗以便解決局部介質(zhì)的電性質(zhì)的動(dòng)態(tài)改變。換句話說(shuō)，通過(guò) 匹配電極的阻抗，可以對(duì)于局部情況校準(zhǔn)電極導(dǎo)管。這樣的校準(zhǔn)可以包括 初始地將第一和第二電極定位在血液池(例如，遠(yuǎn)離心臟腔室內(nèi)的壁)內(nèi) 的位置。可以隨后匹配第一和第二傳感器的阻抗。因此，可以消去第一和 第二電極之間的共模噪聲和阻抗，由此解決局部變化?？梢赃\(yùn)動(dòng)導(dǎo)管，直 到其中 一個(gè)電極接觸表面?？梢噪S后獲得大致沒(méi)有局部變化的接觸的阻抗 測(cè)量結(jié)杲。
0015通過(guò)閱讀接下來(lái)的描述和權(quán)利要求，并且通過(guò)觀察附圖，本
發(fā)明的前述和其它方面、特征、細(xì)節(jié)、效用、和優(yōu)點(diǎn)將是清楚的。


0016圖1為可以實(shí)施為到達(dá)患者內(nèi)部組織以進(jìn)行測(cè)繪和/或組織消
融程序的示例性的導(dǎo)管系統(tǒng)的示意圖。
0017圖la為圖1中的患者的心臟的詳細(xì)圖，示出了已經(jīng)運(yùn)動(dòng)到
患者的心臟內(nèi)的電極導(dǎo)管。
0018圖2為可以與圖1的系統(tǒng)一起利用的示例性的導(dǎo)管。0019圖3a-3c為電極導(dǎo)管和護(hù)套的相對(duì)位置的示例性的透視圖。0020圖4為更加詳細(xì)地示出了圖1的示例性的導(dǎo)管系統(tǒng)的功能框圖。
0021圖5為阻抗確定電路的功能圖。
0022圖6示出了可以用于評(píng)價(jià)導(dǎo)管電極的局部阻抗的方案的一個(gè) 實(shí)施例。
0023圖7為示出了用于接觸感測(cè)和組織感測(cè)的阻抗測(cè)量的示例性 的框圖。
0024圖7a為圖7的框圖的電路等價(jià)物。
0025圖8a示出了布置在血液池內(nèi)的不與組織接觸的用于校準(zhǔn)的 電極導(dǎo)管。
0026圖8b示出了在校準(zhǔn)之后接觸患者組織的電極導(dǎo)管。0027圖9示出了用于第一和第二電極的單端測(cè)量的測(cè)量電路。
一個(gè)實(shí)施例。
具體實(shí)施例方式
0029圖1為可以實(shí)施以評(píng)價(jià)和測(cè)繪患者內(nèi)部組織的示例性的電核^ 導(dǎo)管系統(tǒng)10的示意圖。此外，系統(tǒng)可以操作以評(píng)價(jià)電極-組織接觸以幫助 對(duì)于患者12執(zhí)行組織消融程序。導(dǎo)管系統(tǒng)IO可以包括可以插入患者12 體內(nèi)的具有護(hù)套8的引導(dǎo)導(dǎo)引器。護(hù)套8可以提供用于導(dǎo)管14的引入的 內(nèi)腔，導(dǎo)管14可以布置為超出護(hù)套8的遠(yuǎn)側(cè)的插入端部，例如，用于在 患者的心臟16內(nèi)部形成消融損傷。在示例性的消融程序期間，使用者(例 如，患者的醫(yī)生或技術(shù)人員)可以將引導(dǎo)導(dǎo)引器的護(hù)套插入患者的其中一 條血管18,例如，通過(guò)腿(如圖1所示)或患者的頸。通過(guò)實(shí)時(shí)熒光透視 法成像設(shè)備(沒(méi)有示出)引導(dǎo)，使用者將護(hù)套8運(yùn)動(dòng)到患者的心臟16內(nèi) (如圖la中所更加詳細(xì)地示出的)。當(dāng)引導(dǎo)導(dǎo)引器的護(hù)套8到達(dá)患者的心 臟16時(shí)，電極導(dǎo)管14可以延伸通過(guò)護(hù)套8的內(nèi)腔，使得可以將電極導(dǎo)管 14引導(dǎo)到心臟內(nèi)的希望的位置，以執(zhí)行例如組織測(cè)繪和/或組織消融。在 組織測(cè)繪程序中，可以在輸出顯示器11上產(chǎn)生心臟的模型，該模型可以 用于隨后的導(dǎo)管引導(dǎo)，以執(zhí)行例如消融程序。也可以在測(cè)繪和/或隨后的程 序期間利用一個(gè)或多個(gè)附加的導(dǎo)管14a。
0030圖2示出了具有可以選擇地從引導(dǎo)導(dǎo)引器的護(hù)套8的遠(yuǎn)側(cè)的 端部部分延伸的電極導(dǎo)管14的電極導(dǎo)管系統(tǒng)36的一個(gè)實(shí)施例。如在這里 使用并且在本領(lǐng)域中一般地使用的，術(shù)語(yǔ)"遠(yuǎn)側(cè)的，，通常用于指朝向消融 導(dǎo)管14的插入端部(即，當(dāng)導(dǎo)管在使用中時(shí)朝向心臟或其它目標(biāo)組織) 定位的導(dǎo)管系統(tǒng)的部件，諸如末端電極20。相反，術(shù)語(yǔ)"近側(cè)的"通常用 于指朝向?qū)Ч艿姆遣迦攵瞬?即，當(dāng)導(dǎo)管在使用中時(shí)遠(yuǎn)離心臟或其它目標(biāo) 組織或與其相反)定位或通常地定向的導(dǎo)管的部件或部分。
0031護(hù)套8為限定至少一個(gè)內(nèi)腔或縱向的通路的管狀結(jié)構(gòu)。護(hù)套 8結(jié)合導(dǎo)管14使用以將導(dǎo)管14引入和引導(dǎo)到目標(biāo)內(nèi)部組織區(qū)域。然而， 根據(jù)執(zhí)行的特別的程序，導(dǎo)管14可以單獨(dú)使用或與其它引導(dǎo)和引入類型 的設(shè)備一起使用。如圖2所示，導(dǎo)管包括從連接器延伸通過(guò)護(hù)套8并且在 護(hù)套8的遠(yuǎn)側(cè)的端部處從內(nèi)腔出來(lái)的管狀主體或軸6。在一種實(shí)現(xiàn)中，護(hù) 套8和軸6由柔性的彈性的材料制造。護(hù)套和導(dǎo)管的部件優(yōu)選地由適用于 人類的材料制造，諸如聚合物。適合的聚合物包括那些在本領(lǐng)域中眾所周 知的，諸如聚氨酯、聚醚嵌段酰胺、聚烯烴、尼龍、聚四氟乙烯、聚偏氟
10乙烯、和氟化的乙烯丙烯聚合物、和其它材料。在圖2的特別的消融系統(tǒng) 構(gòu)造中，護(hù)套8構(gòu)造為 一旦護(hù)套預(yù)先定位在適當(dāng)?shù)奈恢脛t在內(nèi)部?jī)?nèi)腔內(nèi)接 收消融導(dǎo)管并且將其引導(dǎo)到心臟內(nèi)的適當(dāng)?shù)奈恢谩?br> 0032示例性的實(shí)施例的電極導(dǎo)管14包括末端電極20和多個(gè)環(huán)電 極22a-n(總地稱作電極22)。雖然示出為利用多個(gè)環(huán)電極，應(yīng)該注意到也 可以利用其它電極。例如，可以利用點(diǎn)電極或分段的環(huán)電極。這些電極20、 22可以實(shí)施為電測(cè)繪心肌24 (即，心臟壁內(nèi)的肌肉組織)。在這點(diǎn)上，根 據(jù)執(zhí)行的特別的程序，來(lái)自電極的信息可以用于創(chuàng)建心臟腔室?guī)缀谓Y(jié)構(gòu)的 實(shí)際的模型或其它內(nèi)部組織的模型。如注意到的，這樣的模型可以在使用 者輸出設(shè)備ll (看圖1)上顯示，以用于例如在測(cè)繪之后執(zhí)行的消融程序 期間引導(dǎo)導(dǎo)管14。
0033可以使用諸如St. Jude Medical的NavX ，導(dǎo)航和顯像系統(tǒng)的 三維定位系統(tǒng)來(lái)創(chuàng)建模型。在這樣的系統(tǒng)中，兩個(gè)或更多外部患者電極片 46 (僅示出了一個(gè))施加在身體上的一個(gè)或多個(gè)位置上。電信號(hào)在片之間 傳送，并且心臟內(nèi)的一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管的一個(gè)或多個(gè)電極感測(cè)該信號(hào)。系統(tǒng) 10收集來(lái)自導(dǎo)管的電數(shù)據(jù)并且使用該信息來(lái)跟蹤或?qū)Ш剿鼈兊倪\(yùn)動(dòng)并且 構(gòu)造腔室的三維(3D)模型。另外，醫(yī)生可以在數(shù)據(jù)收集期間使導(dǎo)管14 掃過(guò)心臟腔室以描畫(huà)結(jié)構(gòu)輪廓并且將信號(hào)傳遞到計(jì)算機(jī)系統(tǒng)，該計(jì)算機(jī)系 統(tǒng)產(chǎn)生三維模型。結(jié)果的模型可以隨后用于例如將導(dǎo)管14引導(dǎo)到心臟內(nèi) 需要治療的一個(gè)或多個(gè)位置。
0034這樣的系統(tǒng)允許在學(xué)習(xí)和/或內(nèi)部程序執(zhí)行時(shí)創(chuàng)建詳細(xì)的內(nèi)部 模型。即，系統(tǒng)是可操作的以產(chǎn)生大致實(shí)時(shí)的模型。這樣的系統(tǒng)避免了依 靠在執(zhí)行內(nèi)部程序之前創(chuàng)建的模型的成像技術(shù)的可能的難題。如可以理解 的，這樣的之前創(chuàng)建的模型可能不反映建模的組織的隨后的改變，諸如姿 勢(shì)和/或流體裝載的改變。
0035雖然提供諸如心臟的內(nèi)部組織結(jié)構(gòu)的詳細(xì)模型，將來(lái)自一個(gè) 或多個(gè)外部片的電信號(hào)傳送到布置在感興趣的組織內(nèi)的電極的建模系統(tǒng) 存在潛在的缺點(diǎn)。例如，如果在采樣過(guò)程期間，用于接收傳送的電信號(hào)的 導(dǎo)管電極(例如，末端電極20)保持在護(hù)套8內(nèi)，采集的數(shù)據(jù)可能失真。 然而，這樣的失真數(shù)據(jù)可以在結(jié)果的模型的顯示上產(chǎn)出看似正確但是實(shí)際 上錯(cuò)誤的模型和/或電極和導(dǎo)管的錯(cuò)誤的位置。因此，導(dǎo)管的電極相對(duì)于護(hù) 套的位置的指示器是有用的。例如，電極處于相對(duì)于護(hù)套的閾值脫離位置的指示可以是有用的。
0036知道導(dǎo)管延伸超出護(hù)套多遠(yuǎn)以便確定如何引導(dǎo)導(dǎo)管也可以是 有用的。如將理解的，可以通過(guò)彎曲/偏轉(zhuǎn)導(dǎo)管的端部部分的引導(dǎo)線引導(dǎo)導(dǎo) 管?；趯?dǎo)管軸的柔順性和延伸超出護(hù)套的部分的長(zhǎng)度，可以確定導(dǎo)管將 圍繞其彎曲或偏轉(zhuǎn)的支點(diǎn)。因此，知道導(dǎo)管的長(zhǎng)度對(duì)于確定如何最佳地接 近感興趣的組織區(qū)域可以是有幫助的。此外，知道電極(例如，末端電極 20和/或一個(gè)或多個(gè)環(huán)電極22)正好從護(hù)套脫離的時(shí)間允許在導(dǎo)航才莫型中 記錄護(hù)套脫離地點(diǎn)。
0037如可以理解的，可以在護(hù)套8和/或?qū)Ч?4的軸6的近側(cè)的 部分上提供標(biāo)志，其提供這些構(gòu)件的遠(yuǎn)側(cè)的末端的相對(duì)位置的指示。然而， 由于由將這些構(gòu)件發(fā)送到感興趣的組織區(qū)域?qū)е碌淖o(hù)套8和/或?qū)Ч茌S6 的彎曲和/或壓縮，這樣的標(biāo)志可以不提供這些構(gòu)件的遠(yuǎn)側(cè)的端部的相對(duì)位 置的準(zhǔn)確指示。因此，需要導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)的端部相對(duì)于護(hù)套8的遠(yuǎn)側(cè)的 端部的獨(dú)立的指示器。
0038可以通過(guò)互連到護(hù)套8和導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)的端部的專用的傳 感器提供這樣的指示。然而，由于引導(dǎo)的導(dǎo)引器和導(dǎo)管的空間限制，這樣 的專用的傳感器不提供最優(yōu)的解決方案。這里呈現(xiàn)了允許利用導(dǎo)管14的 一個(gè)或多個(gè)現(xiàn)有的電極來(lái)提供導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)的端部對(duì)于護(hù)套8的相對(duì)位 置的指示的系統(tǒng)和方法。可以為通過(guò)護(hù)套并且包括至少一個(gè)電極的任何導(dǎo) 管提供這樣的指示。
0039通常，已經(jīng)認(rèn)識(shí)到導(dǎo)管電極周圍的環(huán)境改變響應(yīng)施加的電信 號(hào)的電極的阻抗。例如，與當(dāng)'電極處于具有較大體積的結(jié)構(gòu)內(nèi)時(shí)相比，當(dāng) 電極處于受限的/小體積結(jié)構(gòu)(例如，護(hù)套或靜脈)內(nèi)時(shí)，阻抗可以較高。 即，與諸如心臟腔室的較大的結(jié)構(gòu)相比，在小體積結(jié)構(gòu)內(nèi)周圍的流體(例 如，血液)較少。換句話說(shuō)，周圍的血液的局部電阻容量和/或電容容量隨 著體積變化，其改變了電極流體界面的局部阻抗。
0040因此，已經(jīng)認(rèn)識(shí)到導(dǎo)管電極的局部阻抗基于其對(duì)于護(hù)套8的 相對(duì)位置顯著改變。例如，圖3A、 3B和3C示出了導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)的端部 對(duì)于護(hù)套8的三個(gè)相對(duì)位置。如圖3A中所示，導(dǎo)管14被護(hù)套8完全地封 閉。在圖3B中，導(dǎo)管14的末端表面延伸超出護(hù)套8的遠(yuǎn)側(cè)的端部。如所 示，導(dǎo)管14的此末端表面由連接到導(dǎo)管14的末端電極20形成。在圖3C 中，導(dǎo)管14更進(jìn)一步地延伸超出護(hù)套8,使得末端電極20完全地超出護(hù)套布置。需要注意，圖3C還示出了沿導(dǎo)管14的長(zhǎng)度的部分布置的多個(gè)環(huán)
電極22。
0041如注意到的，末端電極20 (或任何其它電41)的局部阻抗基 于其周圍環(huán)境顯著變化。例如，如圖3A所示，當(dāng)末端電極20被完全地封 閉在護(hù)套內(nèi)時(shí)，末端電極20可以具有例如300歐姆的局部阻抗。如圖3B 所示，當(dāng)部分地露出時(shí)，末端電極20可以具有IOO歐姆的局部阻抗。最 后，如圖3C所示，當(dāng)整個(gè)從護(hù)套8露出時(shí)，末端電極20可以具有70歐 姆的局部阻抗。在這點(diǎn)上，在末端電極20被封閉在護(hù)套8內(nèi)和末端電極 20完全地脫離護(hù)套8的情況之間存在超過(guò)4: l的阻抗差異。因此，通過(guò) 監(jiān)測(cè)末端電極20的阻抗，可以提供導(dǎo)管14的遠(yuǎn)側(cè)的端部相對(duì)于護(hù)套8的 遠(yuǎn)側(cè)的端部的位置的指示。此外，這樣的指示可以利用導(dǎo)管14的已有的 部件(例如，電極)來(lái)提供。
0042圖4為更加詳細(xì)地示出了可以實(shí)施為評(píng)1介電才及導(dǎo)管14相對(duì) 于護(hù)套8的遠(yuǎn)側(cè)的端部的位置的導(dǎo)管系統(tǒng)10的高水平的功能框圖。注意 到，為了簡(jiǎn)明，在圖1和4中， 一些傳統(tǒng)的組織消融系統(tǒng)的典型的部件以 簡(jiǎn)化的形式示出和/或根本未示出。然而，這樣的部件還可以提供為導(dǎo)管系 統(tǒng)10的一部分或用于與導(dǎo)管系統(tǒng)10 —起使用。例如，電極導(dǎo)管14可以 包括把手部分、熒光透視法成像設(shè)備、和/或各種其它控制器，這僅是一些 示例。這樣的部件在醫(yī)療設(shè)備領(lǐng)域眾所周知，并且因此在此更進(jìn)一步的討 論對(duì)于完整地理解本發(fā)明是不必要的。
0043示例性的導(dǎo)管系統(tǒng)10可以包括發(fā)生器40,諸如例如交流電 流發(fā)生器和/或射頻(RF)發(fā)生器，發(fā)生器40在本實(shí)施例中將電信號(hào)提供 給導(dǎo)管14的電極(如通過(guò)線44示出的)，用于電極位置測(cè)量、電極接觸 測(cè)量和/或消融目的。測(cè)量電路42電連接到末端電極20。電極導(dǎo)管14也 可以電接地，例如，通過(guò)固定到患者的臂或胸(如圖1所示)的接地片46。
0044可以操作發(fā)生器40以將電能發(fā)射到導(dǎo)管14的末端電極20。 通常，lKHz到500KHz的頻率適用于此測(cè)量。測(cè)量電路可以為消融發(fā)生 器系統(tǒng)的部分，但是，可以用諸如例如10微安培的低電平信號(hào)進(jìn)行阻抗 測(cè)量。可以使用測(cè)量電路42在連續(xù)的基礎(chǔ)上測(cè)量或監(jiān)測(cè)響應(yīng)所施加的信 號(hào)的電極處的結(jié)果的阻抗。在一個(gè)實(shí)施例中，測(cè)量電路42可以為常規(guī)地 可獲得的電阻-電容-電感(RCL)。也可以實(shí)施其它測(cè)量電路42，并且本發(fā) 明不限于與任何特別的類型或構(gòu)造的測(cè)量電路一起使用。無(wú)論如何，阻抗測(cè)量可以用于確定末端電極20(或其它電極)相對(duì)于護(hù)套8的位置的指示。 此位置隨后可以被實(shí)時(shí)地傳輸給使用者，以指示例如電極是否露出使得可 以繼續(xù)測(cè)繪程序。
0045在示例性的實(shí)施例中，測(cè)量電路42可以可"l喿作地與處理器 50和存儲(chǔ)器52相關(guān)以分析所測(cè)量的阻抗。作為示例，處理器50可以確定 在已知為在護(hù)套8內(nèi)的導(dǎo)管位置處的初始阻抗。隨后，處理器可以釆樣隨 后的阻抗測(cè)量結(jié)果以確定所測(cè)量的阻抗的改變。在示例性的實(shí)施例中，例 如在對(duì)于寬范圍的導(dǎo)管和護(hù)套的任何導(dǎo)管和護(hù)套的測(cè)試期間，可以預(yù)先確 定基于例如不同尺寸的導(dǎo)管的變化的位置的阻抗改變。阻抗改變可以存儲(chǔ) 在存儲(chǔ)器52內(nèi)，例如，以表格或其它適合的數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)。處理器50隨后可 以訪問(wèn)存儲(chǔ)器52內(nèi)的表格或等式并且確定阻抗的改變(例如，與初始阻 抗相比)，阻抗的改變指示電極至少部分地或完全地露出護(hù)套外部。相對(duì) 位置的指示可以例如在顯示設(shè)備54處為使用者輸出。如將理解的，該過(guò) 程也可以倒轉(zhuǎn)以確定導(dǎo)管何時(shí)被撤回到護(hù)套內(nèi)。
0046在再一個(gè)示例性的實(shí)施例中，可以操作發(fā)生器40以將電能， 例如電信號(hào)，發(fā)射到末端電極20和至少其中一個(gè)環(huán)電極22。例如，發(fā)生 器40可以將分開(kāi)的驅(qū)動(dòng)信號(hào)發(fā)射給末端電極20和第一環(huán)電極22a。參看 例如圖3C?？梢允褂脺y(cè)量電路42測(cè)量響應(yīng)所施加的信號(hào)的每個(gè)電才及20、 22a處的結(jié)果的阻抗。在這樣的實(shí)施例中，可以識(shí)別例如當(dāng)完全地布置在 護(hù)套8內(nèi)時(shí)兩個(gè)電極20、 22a的初始阻抗值。因此，處理器可以產(chǎn)生第一 和第二電極20、 22a的阻抗的相對(duì)值。如果例如結(jié)合導(dǎo)管的運(yùn)動(dòng)，其中一 個(gè)電極的阻抗隨后改變，另一個(gè)電極的阻抗可以保持大致相同。在這種情 況下，阻抗的相對(duì)值可以改變。因此，如果相對(duì)輸出改變足夠程度，處理 器可以產(chǎn)生用于顯示的輸出。
0047圖5示出了用于監(jiān)測(cè)導(dǎo)管的一個(gè)或多個(gè)電極的局部阻抗的系 統(tǒng)的另一個(gè)示例性的實(shí)施例。在此示例性的實(shí)施例中，不直接測(cè)量阻抗， 而是從提供給電極的電信號(hào)解調(diào)阻抗。如所示， 一種方法為使得例如 40kHZ的10微安培的低電平交流電流通過(guò)將被分析的電極。在這點(diǎn)上， 發(fā)生器40可以將希望的電信號(hào)1,提供給末端電極20。如將在這里討論的， 發(fā)生器40還可以將附加的電信號(hào)提供給附加的電極。用于施加到末端電 極的電信號(hào)I,的返回路徑方便地為體表電極，使得不需要其它心臟內(nèi)部電 極用于實(shí)施。提供差動(dòng)放大器48用于確定所分析的電極的阻抗的指示。因此，放大器輸入還經(jīng)由將電信號(hào)I,傳送到末端電極20的線44a上的分 接頭連接到所分析的電極。放大器參考體表電極46或另一個(gè)體表電極。 可以通過(guò)同步解調(diào)來(lái)自放大器48后面的電路(例如，處理器50)的驅(qū)動(dòng) 電流頻率來(lái)恢復(fù)在末端電極20上或根據(jù)情況需要在其它電極上測(cè)量的結(jié) 果的幅值。所解調(diào)的信號(hào)的結(jié)果將主要反映電極的非常局部的周圍環(huán)境阻 抗。因?yàn)榉祷厣眢w表面的電流被極大地傳播開(kāi)，其遠(yuǎn)場(chǎng)阻抗將非常小。凈 結(jié)果為所解調(diào)的信號(hào)/所測(cè)量的值主要權(quán)重在電極-流體界面的阻抗和直接 圍繞電極20的體阻抗。因此，可以監(jiān)測(cè)所測(cè)量的值以識(shí)別指示末端電極 20正在進(jìn)入或脫離護(hù)套的改變。
0048圖6示出了用于確定包括至少一個(gè)電極的導(dǎo)管何時(shí)脫離引導(dǎo) 導(dǎo)引器的護(hù)套的護(hù)套脫離感測(cè)方案100的一個(gè)實(shí)施例。最初，將引導(dǎo)導(dǎo)引 器的護(hù)套引導(dǎo)到感興趣的內(nèi)部組織位置(102)。例如，可以將護(hù)套引導(dǎo)到 患者的心臟的腔室。 一旦正確地定位護(hù)套，可以將電信號(hào)施加到布置在護(hù) 套的內(nèi)部的內(nèi)腔內(nèi)的導(dǎo)管的電極(104)。此外，可以測(cè)量響應(yīng)電信號(hào)的電 極的初始阻抗(106)。這樣的測(cè)量可以為關(guān)于圖4所討論的直接測(cè)量或關(guān) 于圖5所討論的間接測(cè)量。導(dǎo)管可以相對(duì)于護(hù)套移動(dòng)(108),同時(shí)監(jiān)測(cè)電 極的阻抗(110)。如果探測(cè)到阻抗的預(yù)先確定的改變，可以提供指示電極 對(duì)于護(hù)套的相對(duì)位置的改變的輸出(112)。例如，可以將指示電極已經(jīng)部 分地或完全地通到導(dǎo)引器外的輸出提供給顯示器。
0049除了利用局部阻抗來(lái)識(shí)別周圍的結(jié)構(gòu)內(nèi)的改變，還可以利用 這樣的局部阻抗;歐準(zhǔn)導(dǎo)管用于接觸評(píng)價(jià)。如將理解的，通常已知可以利用 電極的接觸阻抗來(lái)確定是否實(shí)現(xiàn)心臟內(nèi)的接觸或者接觸相對(duì)于例如自由 地漂浮在血液(例如，在心臟腔室內(nèi))內(nèi)的導(dǎo)管承載的電極有多有力。參 考圖7和7a可以更好地理解基于在電極-組織界面處的阻抗測(cè)量評(píng)價(jià)電極 導(dǎo)管14和目標(biāo)組織24之間的接觸或耦合情況。圖7為接觸(或耦合到) 目標(biāo)組織(例如，特定的心肌組織24)的電極導(dǎo)管14的才莫型。電極導(dǎo)管 14電連接到發(fā)生器40 (例如，RF發(fā)生器)。在示例性的實(shí)施例中，電路 可以通過(guò)目標(biāo)心月幾組織24完成，示出了電流流動(dòng)通過(guò)血液、心月幾、和其 它器官，到達(dá)參考電極，諸如患者的身體上的接地片46。參見(jiàn)圖1。
0050如上所述，可以操作發(fā)生器40以產(chǎn)生用于通過(guò)電極導(dǎo)管14 發(fā)射的電能。發(fā)射在圖7中通過(guò)箭頭60示出。為了避免在接觸或耦合評(píng) 價(jià)期間引起心率失常的風(fēng)險(xiǎn)，希望使用低量的電流和功率。頻率的當(dāng)前優(yōu)選的范圍在1 KHz和500KHz之間，并且電流小于10微安培。
0051頻率選擇主要基于生理學(xué)方面和工程方面并且在本領(lǐng);或中的 一個(gè)普通的技術(shù)的范圍內(nèi)。對(duì)于生理學(xué)方面，由于電極-電解液界面，較低 的頻率能夠引入測(cè)量誤差。當(dāng)頻率變得更高到達(dá)MHz范圍或更高時(shí)，寄 生電容能夠變得有意義。然而，注意到本發(fā)明不限于在任何特別的頻率或 頻率范圍使用。頻率可以至少在一定程度上依賴操作上的考慮，諸如例如 應(yīng)用、目標(biāo)組織的類型、和所使用的電能的類型，這僅是一些示例。
0052假定對(duì)于特別的應(yīng)用已經(jīng)選擇了希望的頻率，圖7中所示的 模型可以更進(jìn)一步地表達(dá)為簡(jiǎn)化的電路62,如圖7a所示。在電路62中， 發(fā)生器40表示為交流電源64。在血液-組織界面處的電容和電阻支配以低 頻率#:作的阻抗測(cè)量，諸如可以用于評(píng)價(jià)電極-組織接觸。因此，可以忽略 其它電容的、電感的、和電阻的效應(yīng)，并且可以通過(guò)電阻器-電容器(R-C) 電路66在電路62中表示血液-組織界面處的電容-電阻效應(yīng)。
0053R-C電路66可以包括在阻抗上表示血液的電阻的效應(yīng)的電 阻器68,其與在阻抗上表示目標(biāo)組織24的電阻的和電容的效應(yīng)的電阻器 70和電容器72并聯(lián)。當(dāng)電極導(dǎo)管14不與可以包括組織間流體空間23和/ 細(xì)胞膜25的目標(biāo)組織24接觸或稍微接觸時(shí)，血液的電阻的效應(yīng)影響R-C 電路66，并且因此還影響阻抗測(cè)量。然而，當(dāng)電才及導(dǎo)管14運(yùn)動(dòng)為與目標(biāo) 組織24接觸時(shí)，目標(biāo)組織24的電阻的和電容的效應(yīng)影響R-C電路66， 并且因此還影響阻抗測(cè)量。
0054參考阻抗的定義可以更好地理解電阻和電容對(duì)阻抗測(cè)量的影 響。阻抗(Z)可以表示為
Z=R+jX
其中
R為來(lái)自血液和/或組織的電阻； j為表示項(xiàng)具有+卯度相角的虛數(shù)；并且 X為來(lái)自電容和電感二者的電抗。0055從上面的等式觀察到電抗分量的量值響應(yīng)電路62的電阻的 和電容的效應(yīng)。該變量直接對(duì)應(yīng)電極-組織界面處的接觸或耦合的水平，并 且因此可以用于評(píng)價(jià)電極-組織接觸或耦合。作為示例，當(dāng)電極導(dǎo)管14在 100kHz的頻率操作并且主要與血液接觸時(shí)，阻抗完全是電阻的并且電抗 (X)接近O歐姆。當(dāng)電極導(dǎo)管14接觸目標(biāo)組織時(shí)，電抗分量變成負(fù)的。
16隨著接觸或耦合的水平增加，電抗分量變得更負(fù)。
0056測(cè)量電路可以設(shè)計(jì)為測(cè)量上述等式的任一或全部分量(R和 /或X),或者等價(jià)地測(cè)量它們的復(fù)數(shù)算術(shù)等價(jià)物幅值和相角。當(dāng)處于血 液池內(nèi)時(shí)，測(cè)量結(jié)果幾乎完全地包括電阻，然而，特別是在更高的預(yù)期的 頻率，當(dāng)電極接觸組織邊界時(shí)，存在小的但是可辨識(shí)的電容的分量。這里 教示的4支術(shù)可以使用阻抗的電阻的、電抗的、幅值或相角來(lái)應(yīng)用。
0057對(duì)于球形電極(例如，末端電極20的遠(yuǎn)側(cè)的端部)僅考慮 電阻的分量并且忽略電極的阻抗效應(yīng)本身，接觸阻抗是電阻的并且能夠近 似為
/ /(47rr)
其中，r為電極的半徑并且^為此情況中的血液的介質(zhì)電阻率。0058如果20%的電極與電阻率為血液的三倍的組織接觸，電極 20的阻抗將增加大約15%。這能夠通過(guò)將兩個(gè)表面的表觀電阻作為并聯(lián) 電阻對(duì)待來(lái)計(jì)算?？梢蕴綔y(cè)到阻抗的這樣的改變并且可以產(chǎn)生這樣的接觸 的輸出的指示。然而，在組織的電阻性僅為血液的兩倍的情況下，電極與 組織20%的接觸將僅導(dǎo)致電極20的阻抗增加大約11%。在這樣的由于接 觸的阻抗增加更小的情況下，阻抗增加可以屬于阻抗值的預(yù)期的變化范 圍。
0059如將理解的，周圍的血液的局部阻抗基于一個(gè)或多個(gè)生理學(xué) 因素變化。 一個(gè)這樣的因素為心臟搏動(dòng)信號(hào)，其可以導(dǎo)致基礎(chǔ)阻抗改變5 %~10%。即，阻抗可以在心動(dòng)周期期間改變。電阻率也隨著為血液提供 氧氣和/或血液流量改變一些。從而，上述等式中的血液的電阻率不能^L當(dāng) 作常數(shù)。此外，沒(méi)有解決這樣的生理學(xué)因素或'局部變化，可以導(dǎo)致電極 -組織接觸的錯(cuò)誤的肯定的和/或錯(cuò)誤的否定的指示。
0060利用上面關(guān)于圖5略述的系統(tǒng)，提供了大體上獨(dú)立地采樣局 部電阻率并且動(dòng)態(tài)地消去其中的改變的過(guò)程。方法還消去共模噪聲和阻 抗，由此提供產(chǎn)生較少錯(cuò)誤的肯定的/否定的接觸指示的接觸傳感器。在這 點(diǎn)上，可以校準(zhǔn)系統(tǒng)以解決局部阻抗的變化。關(guān)于圖5、 8a和8b略述此 方法。如圖5中所示，提供了兩個(gè)電流源1,和12,其提供電信號(hào)給末端電 極20和環(huán)電極22。這些電流源I,和12為相同的頻率和相位，并且電流源 I,和12至少其中之一具有可編程的或可調(diào)整的幅值。 一個(gè)電流源(IJ連 接到例如末端電極20的希望獲得其接觸狀態(tài)的電-心臟電極，并且第二電流源(I2)連接到例如環(huán)電極22a的理想地在末端電極20的2-20mm范圍 內(nèi)的參考電極。如所示，兩個(gè)電源的電流可以返回到身體表面上的7>共的 片，或者可以返回到血液池電極。因?yàn)楦袦y(cè)不是在此返回電極上進(jìn)行的， 返回電極附近的局部電阻率改變將沒(méi)有影響。此外，在此方法中，差動(dòng)放 大器48能夠設(shè)定為高增益，最大化共模抑制并且最小化噪聲。
0061在學(xué)習(xí)開(kāi)始時(shí)，在導(dǎo)管14遠(yuǎn)離壁或邊界的情況下在體內(nèi)或 體外地進(jìn)行校準(zhǔn)。參看圖8a。校準(zhǔn)包括調(diào)整或編程電流源1,和12其中之一 直到從阻抗電路解調(diào)出一般的0伏特。從而，如果末端電極20具有比環(huán) 電極22a更大的表面積，可以調(diào)整I,以輸送更多電流，使得產(chǎn)生的電勢(shì)等 于來(lái)自驅(qū)動(dòng)環(huán)電極22a的12產(chǎn)生的電勢(shì)。通過(guò)此校準(zhǔn)，現(xiàn)在消去了對(duì)于兩 個(gè)電極共同的局部電阻率改變。現(xiàn)在僅當(dāng)電極20或22a發(fā)生諸如4妻觸的 改變并且另一個(gè)沒(méi)有發(fā)生時(shí)，從阻抗電路記錄電勢(shì)。因此，當(dāng)識(shí)別這樣的 電勢(shì)時(shí)，此接觸可以用例如顯像和/或?qū)?元系統(tǒng)記錄。值得注意的，實(shí)施具 有電氣地分為例如三個(gè)或四個(gè)段的分段的環(huán)電極的系統(tǒng)可以是有利的。如 果在末端電極和每個(gè)段之間進(jìn)行分開(kāi)的差動(dòng)測(cè)量，那么在導(dǎo)管沿組織布置 的情況下，分段的環(huán)電極中的至少一個(gè)段可以不接觸組織。即， 一個(gè)或多 個(gè)段可以面向流體/血液池。如果末端電極接觸組織，在末端電極和面向血 液的段之間將記錄高差異。這可以提供對(duì)接觸的魯棒的指示?？梢允褂命c(diǎn) 電極實(shí)施相似的系統(tǒng)。
0062當(dāng)導(dǎo)管布置在接觸表面附近時(shí)(例如，在流體/血液池內(nèi))， 這可以使用如上文中討論的大致實(shí)時(shí)的模型來(lái)確定，可以執(zhí)行這樣的'局 部歸一化，。通常，在此位置，電極輸出的差異將小，但是可以不是零。 然而，在操作者(或機(jī)器人系統(tǒng))進(jìn)行運(yùn)動(dòng)以接觸表面之前，可以測(cè)量并 且隨后當(dāng)導(dǎo)管接近表面以消融或?qū)崿F(xiàn)其它目的時(shí)減去此'偏移，。此偏移 值的去除減小當(dāng)利用末端電極(或其它電極)作為心臟內(nèi)的表面接觸傳感 器時(shí)發(fā)生錯(cuò)誤的肯定或否定的可能性。
0063在另一個(gè)示例性的實(shí)施例中，提供了用于解決局部變化的再 一個(gè)系統(tǒng)和方法。如圖9所示，對(duì)于導(dǎo)管的分開(kāi)的電極進(jìn)行單端測(cè)量。例 如，對(duì)于末端電極20進(jìn)行第一測(cè)量T并且對(duì)于環(huán)電極進(jìn)行第二測(cè)量R。 如所示，可以利用不同的放大器電路單獨(dú)地進(jìn)行測(cè)量。在這樣的裝置中， 可以數(shù)字地(例如，在軟件中)執(zhí)行隨后的處理。在任何情況中，可以利 用測(cè)量T和R來(lái)校準(zhǔn)系統(tǒng)以用于隨后的"I妄觸感測(cè)。在這點(diǎn)上，可以對(duì)于在血液池內(nèi)的電4及確定差異。例如
在這點(diǎn)上，其中 一個(gè)測(cè)量結(jié)果可以相對(duì)于其它測(cè)量結(jié)果被加權(quán)(例如， 按比例調(diào)節(jié))，使得差異大致為0。同時(shí)，可以計(jì)算共?；蛎x平均值
K7;+i A)/0064接著，可以利用血液池的平均值A(chǔ)b來(lái)歸 一化隨后的測(cè)量。
例如
值x可以為l.O或優(yōu)化靈敏度的任何其它值。D為差異值。在此實(shí)例 下，如果A的平均值相對(duì)于校準(zhǔn)值(即，Ab)大致增加(例如，由于其中 一個(gè)電極接觸組織)，可以減低結(jié)果。系統(tǒng)更進(jìn)一步地最小化對(duì)于錯(cuò)誤的 肯定的靈敏度。對(duì)于此系統(tǒng)，平均值越高，賦予差異的權(quán)重越小。雖然在 上面的等式中這樣的減低在指數(shù)x^的情況下是線性的，也可以利用非線 性的等式。
0065圖10示出了用于對(duì)于局部變化校準(zhǔn)電極導(dǎo)管的校準(zhǔn)方案 (200)的一個(gè)實(shí)施例。最初，將具有至少第一和第二電極的導(dǎo)管引導(dǎo)到 流體池(202),其不接觸流體池的邊界。參看圖8a?？梢酝ㄟ^(guò)不同的成像 設(shè)備幫助這樣的引導(dǎo)。可以將單獨(dú)的電信號(hào)施加到電極(204)并且可以 獲得第一和第二電極的初始阻抗(206)。這可以要求直接測(cè)量每個(gè)電極的 阻抗、間接測(cè)量每個(gè)電極的阻抗和/或識(shí)別電極的相對(duì)/差異阻抗。可以調(diào) 節(jié)其中一個(gè)電信號(hào)以大致匹配或均4軒兩個(gè)電極的阻抗(208 )。 一旦阻抗匹 配，校準(zhǔn)導(dǎo)管并且可以運(yùn)動(dòng)導(dǎo)管使得導(dǎo)管接觸患者組織(210)。參看圖8b。
0066雖然上文中在一定詳細(xì)程度上已經(jīng)描述了用于4笨測(cè)局部阻抗 的過(guò)程的三個(gè)實(shí)施例和所測(cè)量的局部阻抗的兩個(gè)應(yīng)用，本領(lǐng)域中的普通才支 術(shù)人員能夠在不偏離本發(fā)明的精神或范圍的情況下對(duì)披露的實(shí)施例做出 多種改造。例如，將理解，其它電路可以設(shè)計(jì)為用于探測(cè)/測(cè)量導(dǎo)管電極的 局部阻抗。然而，本發(fā)明的重要特征為認(rèn)識(shí)到此局部阻抗基于電極的周圍 環(huán)境改變。在這點(diǎn)上，這樣的改變可以用于其它應(yīng)用。例如，阻抗的改變 的指示可以用于將導(dǎo)管從較大體積結(jié)構(gòu)(例如，心臟腔室)引導(dǎo)到小體積 結(jié)構(gòu)(例如，靜脈或動(dòng)脈)內(nèi)或反過(guò)來(lái)。此外，將注意到，所有方向的引 用(例如，上，下，向上，向下，左，右，向左，向右，頂部，底部，上 方，下方，垂直，水平，順時(shí)針和逆時(shí)針)僅用于識(shí)別目的，以幫助閱讀者理解本發(fā)明，并且不構(gòu)成限制，特別是對(duì)于本發(fā)明的位置、朝向、或使 用不構(gòu)成限制。接合的引用(例如，接附、耦合和連接等)應(yīng)該被廣義地
系。上文中描述所包含的或附圖中所示出的全部?jī)?nèi)容應(yīng)該理解為僅是說(shuō)明 性的而不是限制性的?？梢栽诓黄x如所附的權(quán)利要求中限定的本發(fā)明的 精神的情況下做出細(xì)節(jié)或結(jié)構(gòu)的改變。
權(quán)利要求
1.用于執(zhí)行醫(yī)療程序的方法，包括以下步驟將導(dǎo)引器引導(dǎo)到相對(duì)于內(nèi)部組織位置的位置；相對(duì)于所述導(dǎo)引器移動(dòng)導(dǎo)管，所述導(dǎo)管包括至少第一電極；結(jié)合所述移動(dòng)將電信號(hào)提供給所述電極；并且識(shí)別所述電極對(duì)所述電信號(hào)的響應(yīng)，其是所述導(dǎo)管在狹窄的區(qū)域和較不狹窄的區(qū)域之間通過(guò)的指示。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括 產(chǎn)生指示所述導(dǎo)管在所述區(qū)域之間通過(guò)的輸出。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述導(dǎo)管在狹窄的區(qū)域和較 不狹窄的區(qū)域之間通過(guò)包括所述導(dǎo)管進(jìn)入血管。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述移動(dòng)的步驟包括 將所述電極從所述導(dǎo)引器內(nèi)的第 一位置運(yùn)動(dòng)到至少部分地露出所述導(dǎo)引器外部的第二位置。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述識(shí)別所述響應(yīng)的步驟包括測(cè)量響應(yīng)所述電信號(hào)的所述電極的阻抗并且識(shí)別所述阻抗的改變。
6. 根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，還包括 測(cè)量所述電極的初始阻抗，其中，所述電極處于第一位置； 測(cè)量所述電極的隨后的阻抗，其中，所述電極處于第二位置；并且 識(shí)別所述初始阻抗和所述隨后的阻抗之間的改變。
7. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述測(cè)量阻抗的步驟包括 測(cè)量阻抗的分量。
8. 根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，還包括 當(dāng)所述改變大于預(yù)先確定的閾值時(shí)產(chǎn)生輸出。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述電極包括第一電極并且 所述電信號(hào)包括第一電信號(hào)，還包括將第二電信號(hào)提供給第二電極，其中，所述識(shí)別所述響應(yīng)的步驟包括識(shí)別所述第一和第二電極對(duì)于所述第一和第二電信號(hào)的相對(duì)響應(yīng)的改變。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述電極包括第一電極并且 所述電信號(hào)包括第一電信號(hào)，還包括分別將多個(gè)電信號(hào)提供給多個(gè)電極，其中，所述識(shí)別所述響應(yīng)的步驟 包括識(shí)別所述第一電極對(duì)于所述第一電信號(hào)和所述多個(gè)電極中的至少一個(gè)對(duì)于其對(duì)應(yīng)的電信號(hào)的相對(duì)響應(yīng)的改變。
11. 根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中，所述識(shí)別相對(duì)響應(yīng)的步驟包 括識(shí)別電極之一的阻抗相對(duì)于電極的另 一個(gè)的阻抗的改變。
12. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述移動(dòng)的步驟包括 靠近所述內(nèi)部組織位置的壁布置所述電極。
13. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述響應(yīng)指示所述壁附近的 周圍的介質(zhì)的局部變化。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述方法，還包括基于所述變化確定用于接觸感測(cè)的適當(dāng)?shù)闹怠?br> 15. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括 當(dāng)識(shí)別所迷響應(yīng)時(shí)，用定位系統(tǒng)記錄信息。
16. 用于執(zhí)行醫(yī)療程序的方法，包括以下步驟將導(dǎo)管引導(dǎo)到患者體內(nèi)的位置，其中，所述導(dǎo)管包括至少第一和第二 電極；分別將第一和第二電信號(hào)提供給所述第一和第二電極； 識(shí)別所述第一和第二電極對(duì)于所述第一和第二電信號(hào)的相對(duì)響應(yīng)；并且基于所述相對(duì)響應(yīng)的改變產(chǎn)生輸出。
17. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，用于所述電信號(hào)的返回路 徑經(jīng)由外部電才及。
18. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，所述識(shí)別相對(duì)響應(yīng)的步驟 還包括識(shí)別對(duì)于所述第一電極的第一阻抗并且識(shí)別對(duì)于所述第二電極的第 二阻抗。
19. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，還包括 分別將多個(gè)電信號(hào)提供給多個(gè)電極；識(shí)別所述多個(gè)電極其中之一和至少兩個(gè)其它電極之間的相對(duì)響應(yīng)，其 中基于所述相對(duì)響應(yīng)中的至少一個(gè)的改變產(chǎn)生所述輸出。
20. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，所述提供第一和第二電信 號(hào)的步驟還包括提供具有相等的頻率和相位的第一和第二信號(hào)，其中，所述第一和第 二信號(hào)其中之一的幅值是可調(diào)節(jié)的。
21. 根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，還包括調(diào)節(jié)所述幅值以大致匹配所述第 一和第二響應(yīng)。
22. 根據(jù)權(quán)利要求21所述的方法，其中，在所述第一和第二電極處 于血液池內(nèi)時(shí)執(zhí)行所述調(diào)節(jié)步驟。
23. 根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，還包括運(yùn)動(dòng)所述導(dǎo)管以使得所述電極中的至少一個(gè)接觸所述患者體內(nèi)的位 置的壁；并且產(chǎn)生所述電極接觸所述壁的接觸響應(yīng)的輸出。
24. 根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，還包括 結(jié)合產(chǎn)生所述接觸響應(yīng)，用定位系統(tǒng)記錄信息。
25. 根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，還包括基于所述接觸響應(yīng)評(píng)價(jià)所述導(dǎo)管和所述壁之間的接觸。
26. 4艮據(jù)^l利要求16所述的方法，其中，所述識(shí)別所述相對(duì)響應(yīng)的 步驟包括產(chǎn)生所述第一和第二電信號(hào)的差異。
27. 根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，其中，所述產(chǎn)生所述差異的步驟 包括單獨(dú)地測(cè)量所述第一和第二電極的響應(yīng)；并且 識(shí)別所述響應(yīng)之間的差異。
28. 根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，其中，所述產(chǎn)生所述差異的步驟 包括解調(diào)施加到所述電極的所述第一和第二電信號(hào)的組合，其中，解調(diào)至 少部分地基于所述第一和第二電信號(hào)其中之一的頻率以產(chǎn)生所述差異。
29. 根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，還包括 調(diào)節(jié)所述電信號(hào)之一以調(diào)節(jié)所述差異。
30. 根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，所述輸出指示與組織的接觸情況。
31. 用于執(zhí)行醫(yī)療程序的方法，包括以下步驟 將導(dǎo)管定位在患者體內(nèi)的位置內(nèi)，其中，所述導(dǎo)管包括多個(gè)電極； 分別將多個(gè)電信號(hào)提供給所述多個(gè)電極；在所述電極不與所述患者體內(nèi)的位置的壁接觸時(shí)匹配所述多個(gè)電極的阻抗；使得所述電極的至少一個(gè)與所述患者體內(nèi)的位置的壁相接觸；并且測(cè)量所述至少 一 個(gè)電極的接觸阻抗以評(píng)價(jià)所述導(dǎo)管和所述壁之間的接觸。
32. 才艮據(jù);權(quán)利要求31所述的方法，其中，所述匹配所述阻抗的步驟包括調(diào)節(jié)所述多個(gè)電信號(hào)中的至少一個(gè)的幅值。
33. 根據(jù)權(quán)利要求31所述的方法，還包括用定位系統(tǒng)記錄與所述接觸相關(guān)的接觸信息。
34. —種醫(yī)療系統(tǒng)，包括構(gòu)造為用于布置在內(nèi)部組織位置處的導(dǎo)管，所述導(dǎo)管包括至少第一和第二電極；適合將第一電信號(hào)提供給所述第一電極并且將第二電信號(hào)提供給所述第二電極的電功率系統(tǒng)；阻抗測(cè)量模塊，其中，所述模塊構(gòu)造為測(cè)量所述第一和第二電極的相對(duì)阻抗；和適合接收所述相對(duì)阻抗并且改變所述第一和第二電信號(hào)中的至少一個(gè)以獲得希望的相對(duì)阻抗的處理器。
35. 根據(jù)權(quán)利要求34所述的系統(tǒng)，其中，所述阻抗測(cè)量模塊直接測(cè)量所述第一和第二電極的但抗。
36. 根據(jù)權(quán)利要求34所述的系統(tǒng)，其中，所述阻抗測(cè)量模塊間接測(cè)量所述相對(duì)阻抗。
37. 根據(jù)權(quán)利要求36所述的系統(tǒng)，其中，所述阻抗測(cè)量模塊包括具有分別連接到所述第一和第二電極的第一和第二輸入的差動(dòng)放大器。
38. 根據(jù)權(quán)利要求37所述的系統(tǒng)，還包括用于解調(diào)所述差動(dòng)放大器的輸出的解調(diào)器。
39. 根據(jù)權(quán)利要求34所述的系統(tǒng)，其中，所述導(dǎo)管包括多個(gè)電極并且所述功率系統(tǒng)適合提供對(duì)應(yīng)的多個(gè)電信號(hào)。
40. 根據(jù)權(quán)利要求39所述的系統(tǒng)，其中，所述阻抗測(cè)量模塊構(gòu)造為測(cè)量所述多個(gè)電極之間的多個(gè)相對(duì)阻抗。
全文摘要
提供了允許確定電極導(dǎo)管(14)的一個(gè)或多個(gè)電極(20，22a)的局部阻抗的系統(tǒng)和方法。這樣的局部阻抗可以用于識(shí)別電極導(dǎo)管(14)對(duì)于引導(dǎo)導(dǎo)引器的護(hù)套(18)的相對(duì)位置。在另一種裝置中，導(dǎo)管電極的局部阻抗能夠用于校準(zhǔn)導(dǎo)管電極以提供改進(jìn)的接觸感測(cè)。
文檔編號(hào)A61B5/05GK101626724SQ200780048720
公開(kāi)日2010年1月13日 申請(qǐng)日期2007年11月14日 優(yōu)先權(quán)日2006年12月29日
發(fā)明者J·A·史懷哲, J·毫科, K·H·德魯 申請(qǐng)人:圣朱德醫(yī)療有限公司房顫分公司