接触传感器和护套脱离传感器的制作方法

专利名称：接触传感器和护套脱离传感器的制作方法
技术领域：
0001本发明涉及电极导管和使用该电极导管进行组织测绘、引导
和/或组织消融的方法。特别地，本发明的电极导管可以评价相对于插入护 套的电极位置和/或评价电极-组织接触。
背景技术：
0002导管已经用于医疗程序许多年。在定位于在不使用侵入更大 的程序的情况下以其它方式无法到达的身体内的特定的位置时，导管能够 用于医疗程序以;险查、诊断、和治疗。在这些程序期间，通常将导管插入 靠近身体表面的脉管并且将导管引导到身体内的特定的位置以进行检查、 诊断、和治疗。例如，导管能够用于将电刺激传输到人体内的所选择的位 置，例如，以进行组织消融。另外，具有感测电极的导管能够用于监测人 体内的不同形式的电活动，例如，以进4亍电测纟会。
0003导管越来越多地用于涉及人类心脏的医疗程序。通常，将导 管插入患者的腿、颈、或臂内的动脉或静脉，且有时在引导线或导引器的 帮助下穿过脉管直到导管的远侧的末端到达希望的位置用于在心脏内的 医疗程序。在正常的心脏中，随着电化学信号顺序地通过心肌，心脏肌肉 (心肌)的收缩和舒张以有序的方式进行。
0004有时在心脏中发生通常称作心律失常的异常节律。通常认为， 绕过正常的传导系统的一个或多个异常的传导路径的存在导致这样的心 律失常。这些路径通常位于连接心房和心室的纤维组织内。
0005用于治疗某些类型的心脏心律失常的越来越普遍的医疗程序 为导管消融。在传统的导管消融程序期间，能量源放置为与心脏组织(例 如，与异常的传导路径相关联)接触以加热组织并且创建非电活性的或不 可收缩的永久的创伤或损伤。损伤部分地或完全地阻塞杂散的电信号以减 轻或消除心律失常。
0006心脏内的特定位置的消融要求将消融导管精确地放置在心脏 内。由于心脏的生理机能，特别是由于在消融程序期间心脏持续跳动，消
6融导管的精确定位特别困难。通常，通过结合电生理学引导和可以在测绘 程序期间产生的计算机产生的图/模型确定导管的放置的选择。因此，希望 '"、脏的任何图或模型尽实际可能地准确。
0007然而，当试图使用一些现有的消融电极在特定位置形成损伤
时，会遇到一些困难。现有消融电极遇到的一个这样的困难为如何确保充 分的组织接触和/或电耦合。使用诸如焚光透视法的传统的技术不容易确定 电极-组织接触。替代地，医生基于他/她的经验使用电极导管确定电极-组 织接触。这样的经验仅随着时间获得，并且如果医生不定期使用电极导管， 可以快速地丧失。另外，试图直接测量电极和目标组织之间的接触经常受 到周围介质内的局部变化影响。这样的变化能够扭曲这样的测量，这能够 导致错误的电极-组织接触指示。

发明内容
0008通常，已经认识到导管电极周围的环境改变响应施加的电信 号的电极的电性质。例如，在处于受限的/小体积结构(例如，护套或脉管) 内的电极和处于具有较大体积的结构内的相同的电极之间，阻抗可以变化 或者与阻抗或阻抗分量相关的值可以另外变化。即，小体积结构的周围的 流体可以具有与较大体积的周围的流体的电性质不同的电性质(例如，基 于流量等)。这些不同的电性质改变电极流体界面的局部电响应。因此， 已经认识到这样的局部响应的改变可以用于提供能够用于例如在测绘期 间提供改进的感测和/或提供改进的组织接触感测的有用的信息。
0009在一种装置中，导管的局部响应可以用于识别电极导管对于 引导导引器的护套的相对位置。在另一种装置中，导管电极的局部响应能 够用于校准导管电极以提供改进的接触感测。
0010根据一个方面，提供了当导管的电极在狭窄的区域和较不狭
窄的区域之间通过时用于感测的系统和方法。例如，当导管进入导引器的 护套和/或从导引器的护套出来时或当导管进入血管或从血管出来时。首 先，可以将导引器引导到诸如心脏的感兴趣的内部组织位置。导引器可以 提供到感兴趣的组织区域的内部通路或内腔。因此，可以将导管布置通过 内部通路以到达组织区域。结合相对于导引器运动导管，可以将电信号提 供给一个或多个与导管相关的电极。因此，通过监测这些一个或多个电极 的响应，可以识别响应的改变，狭窄的区域之间通过的指示。因此， 一旦识别响应的改变，可以产生指示 此响应的改变的输出。
0011识别响应的改变可以包括测量响应电信号的电极的阻抗。在 这样的装置中，可以在一系列的时间测量阻抗以识别其中的改变。例如， 当电极处于第一位置时，可以对于电极测量初始阻抗，第一位置可以已知 为在导引器的内部通路内或布置在远离内部组织区域的壁的流体或血液 池内。因此，当电极的位置改变时，可以获得随后的阻抗测量结果。可以 比较这些阻抗测量结果以识别初始阻抗和随后的阻抗之间的改变。同样 地，如果初始和随后的阻抗之间的改变大于可以基于存储的信息的预先确 定的阈值，可以将指示改变的输出提供给使用者。此外，阻抗的改变可以 用于识别周围的介质(例如，血液)的局部变化，使得可以校准电极用于 随后的组织接触。
0012在当前方面的再一个装置中，导管可以包括至少第一和第二 电极。例如，导管可以包括末端电极和一个或多个环电极。在这样的装置 中，可以监测末端电极和一个或多个环电极的阻抗。如果例如由运动导管 导致的其中一个电极的周围的环境改变，可以在其它电极的响应没有对应 的改变的情况下发生其中一个电极的响应的改变。因此，相对响应中的这 样的改变可以用于识别其中一个电极进入导引器或从导引器出来，或者进 入诸如静脉或动脉的内部结构或从诸如静脉或动脉的内部结构出来。
0013根据另一个方面，提供用于校准电极导管以及评价电极和组 织之间的接触的系统和方法。该系统/方法包括将导管引导到内部组织位 置，其中，导管包括至少第一和第二电极。可以分别将第一和第二电信号 提供给第一和第二电极。因此，可以识别第一和第二电极的相对响应。此 外，可以基于相对响应的改变产生输出。例如，如果全部两个电极最初都 在血液池(例如，心脏腔室)中并且其中一个电极接触腔室的壁，接触电 极的阻抗可以相对于非接触电极改变。相反，如果全部两个电极都进入较 小的周围的区域(例如，静脉或动脉)，每个电极可以经历阻抗的改变， 使得相对阻抗可以保持大致不改变。
0014系统和方法可以包括提供具有相等的频率和相位的第一和第 二信号，其中，第一和第二信号其中之一的幅值是可调节的。其中一个信 号的幅值的这样的单独调节可以允许匹配第一和第二电极的阻抗。在这点 上，应该注意血液的电阻率可以在心动周期期间改变。即，血液的流动可以改变电阻率并且从而改变所测量的阻抗数个百分点或更多。因此，希望 匹配电极的阻抗以便解决局部介质的电性质的动态改变。换句话说，通过 匹配电极的阻抗，可以对于局部情况校准电极导管。这样的校准可以包括 初始地将第一和第二电极定位在血液池(例如，远离心脏腔室内的壁)内 的位置。可以随后匹配第一和第二传感器的阻抗。因此，可以消去第一和 第二电极之间的共模噪声和阻抗，由此解决局部变化。可以运动导管，直 到其中 一个电极接触表面。可以随后获得大致没有局部变化的接触的阻抗 测量结杲。
0015通过阅读接下来的描述和权利要求，并且通过观察附图，本
发明的前述和其它方面、特征、细节、效用、和优点将是清楚的。


0016图1为可以实施为到达患者内部组织以进行测绘和/或组织消
融程序的示例性的导管系统的示意图。
0017图la为图1中的患者的心脏的详细图，示出了已经运动到
患者的心脏内的电极导管。
0018图2为可以与图1的系统一起利用的示例性的导管。0019图3a-3c为电极导管和护套的相对位置的示例性的透视图。0020图4为更加详细地示出了图1的示例性的导管系统的功能框图。
0021图5为阻抗确定电路的功能图。
0022图6示出了可以用于评价导管电极的局部阻抗的方案的一个 实施例。
0023图7为示出了用于接触感测和组织感测的阻抗测量的示例性 的框图。
0024图7a为图7的框图的电路等价物。
0025图8a示出了布置在血液池内的不与组织接触的用于校准的 电极导管。
0026图8b示出了在校准之后接触患者组织的电极导管。0027图9示出了用于第一和第二电极的单端测量的测量电路。
一个实施例。
具体实施例方式
0029图1为可以实施以评价和测绘患者内部组织的示例性的电核^ 导管系统10的示意图。此外，系统可以操作以评价电极-组织接触以帮助 对于患者12执行组织消融程序。导管系统IO可以包括可以插入患者12 体内的具有护套8的引导导引器。护套8可以提供用于导管14的引入的 内腔，导管14可以布置为超出护套8的远侧的插入端部，例如，用于在 患者的心脏16内部形成消融损伤。在示例性的消融程序期间，使用者(例 如，患者的医生或技术人员)可以将引导导引器的护套插入患者的其中一 条血管18,例如，通过腿(如图1所示)或患者的颈。通过实时荧光透视 法成像设备(没有示出)引导，使用者将护套8运动到患者的心脏16内 (如图la中所更加详细地示出的)。当引导导引器的护套8到达患者的心 脏16时，电极导管14可以延伸通过护套8的内腔，使得可以将电极导管 14引导到心脏内的希望的位置，以执行例如组织测绘和/或组织消融。在 组织测绘程序中，可以在输出显示器11上产生心脏的模型，该模型可以 用于随后的导管引导，以执行例如消融程序。也可以在测绘和/或随后的程 序期间利用一个或多个附加的导管14a。
0030图2示出了具有可以选择地从引导导引器的护套8的远侧的 端部部分延伸的电极导管14的电极导管系统36的一个实施例。如在这里 使用并且在本领域中一般地使用的，术语"远侧的，，通常用于指朝向消融 导管14的插入端部(即，当导管在使用中时朝向心脏或其它目标组织) 定位的导管系统的部件，诸如末端电极20。相反，术语"近侧的"通常用 于指朝向导管的非插入端部(即，当导管在使用中时远离心脏或其它目标 组织或与其相反)定位或通常地定向的导管的部件或部分。
0031护套8为限定至少一个内腔或纵向的通路的管状结构。护套 8结合导管14使用以将导管14引入和引导到目标内部组织区域。然而， 根据执行的特别的程序，导管14可以单独使用或与其它引导和引入类型 的设备一起使用。如图2所示，导管包括从连接器延伸通过护套8并且在 护套8的远侧的端部处从内腔出来的管状主体或轴6。在一种实现中，护 套8和轴6由柔性的弹性的材料制造。护套和导管的部件优选地由适用于 人类的材料制造，诸如聚合物。适合的聚合物包括那些在本领域中众所周 知的，诸如聚氨酯、聚醚嵌段酰胺、聚烯烃、尼龙、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。在图2的特别的消融系统 构造中，护套8构造为 一旦护套预先定位在适当的位置则在内部内腔内接 收消融导管并且将其引导到心脏内的适当的位置。
0032示例性的实施例的电极导管14包括末端电极20和多个环电 极22a-n(总地称作电极22)。虽然示出为利用多个环电极，应该注意到也 可以利用其它电极。例如，可以利用点电极或分段的环电极。这些电极20、 22可以实施为电测绘心肌24 (即，心脏壁内的肌肉组织)。在这点上，根 据执行的特别的程序，来自电极的信息可以用于创建心脏腔室几何结构的 实际的模型或其它内部组织的模型。如注意到的，这样的模型可以在使用 者输出设备ll (看图1)上显示，以用于例如在测绘之后执行的消融程序 期间引导导管14。
0033可以使用诸如St. Jude Medical的NavX ，导航和显像系统的 三维定位系统来创建模型。在这样的系统中，两个或更多外部患者电极片 46 (仅示出了一个)施加在身体上的一个或多个位置上。电信号在片之间 传送，并且心脏内的一个或多个导管的一个或多个电极感测该信号。系统 10收集来自导管的电数据并且使用该信息来跟踪或导航它们的运动并且 构造腔室的三维(3D)模型。另外，医生可以在数据收集期间使导管14 扫过心脏腔室以描画结构轮廓并且将信号传递到计算机系统，该计算机系 统产生三维模型。结果的模型可以随后用于例如将导管14引导到心脏内 需要治疗的一个或多个位置。
0034这样的系统允许在学习和/或内部程序执行时创建详细的内部 模型。即，系统是可操作的以产生大致实时的模型。这样的系统避免了依 靠在执行内部程序之前创建的模型的成像技术的可能的难题。如可以理解 的，这样的之前创建的模型可能不反映建模的组织的随后的改变，诸如姿 势和/或流体装载的改变。
0035虽然提供诸如心脏的内部组织结构的详细模型，将来自一个 或多个外部片的电信号传送到布置在感兴趣的组织内的电极的建模系统 存在潜在的缺点。例如，如果在采样过程期间，用于接收传送的电信号的 导管电极(例如，末端电极20)保持在护套8内，采集的数据可能失真。 然而，这样的失真数据可以在结果的模型的显示上产出看似正确但是实际 上错误的模型和/或电极和导管的错误的位置。因此，导管的电极相对于护 套的位置的指示器是有用的。例如，电极处于相对于护套的阈值脱离位置的指示可以是有用的。
0036知道导管延伸超出护套多远以便确定如何引导导管也可以是 有用的。如将理解的，可以通过弯曲/偏转导管的端部部分的引导线引导导 管。基于导管轴的柔顺性和延伸超出护套的部分的长度，可以确定导管将 围绕其弯曲或偏转的支点。因此，知道导管的长度对于确定如何最佳地接 近感兴趣的组织区域可以是有帮助的。此外，知道电极(例如，末端电极 20和/或一个或多个环电极22)正好从护套脱离的时间允许在导航才莫型中 记录护套脱离地点。
0037如可以理解的，可以在护套8和/或导管14的轴6的近侧的 部分上提供标志，其提供这些构件的远侧的末端的相对位置的指示。然而， 由于由将这些构件发送到感兴趣的组织区域导致的护套8和/或导管轴6 的弯曲和/或压缩，这样的标志可以不提供这些构件的远侧的端部的相对位 置的准确指示。因此，需要导管14的远侧的端部相对于护套8的远侧的 端部的独立的指示器。
0038可以通过互连到护套8和导管14的远侧的端部的专用的传 感器提供这样的指示。然而，由于引导的导引器和导管的空间限制，这样 的专用的传感器不提供最优的解决方案。这里呈现了允许利用导管14的 一个或多个现有的电极来提供导管14的远侧的端部对于护套8的相对位 置的指示的系统和方法。可以为通过护套并且包括至少一个电极的任何导 管提供这样的指示。
0039通常，已经认识到导管电极周围的环境改变响应施加的电信 号的电极的阻抗。例如，与当'电极处于具有较大体积的结构内时相比，当 电极处于受限的/小体积结构(例如，护套或静脉)内时，阻抗可以较高。 即，与诸如心脏腔室的较大的结构相比，在小体积结构内周围的流体(例 如，血液)较少。换句话说，周围的血液的局部电阻容量和/或电容容量随 着体积变化，其改变了电极流体界面的局部阻抗。
0040因此，已经认识到导管电极的局部阻抗基于其对于护套8的 相对位置显著改变。例如，图3A、 3B和3C示出了导管14的远侧的端部 对于护套8的三个相对位置。如图3A中所示，导管14被护套8完全地封 闭。在图3B中，导管14的末端表面延伸超出护套8的远侧的端部。如所 示，导管14的此末端表面由连接到导管14的末端电极20形成。在图3C 中，导管14更进一步地延伸超出护套8,使得末端电极20完全地超出护套布置。需要注意，图3C还示出了沿导管14的长度的部分布置的多个环
电极22。
0041如注意到的，末端电极20 (或任何其它电41)的局部阻抗基 于其周围环境显著变化。例如，如图3A所示，当末端电极20被完全地封 闭在护套内时，末端电极20可以具有例如300欧姆的局部阻抗。如图3B 所示，当部分地露出时，末端电极20可以具有IOO欧姆的局部阻抗。最 后，如图3C所示，当整个从护套8露出时，末端电极20可以具有70欧 姆的局部阻抗。在这点上，在末端电极20被封闭在护套8内和末端电极 20完全地脱离护套8的情况之间存在超过4: l的阻抗差异。因此，通过 监测末端电极20的阻抗，可以提供导管14的远侧的端部相对于护套8的 远侧的端部的位置的指示。此外，这样的指示可以利用导管14的已有的 部件(例如，电极)来提供。
0042图4为更加详细地示出了可以实施为评1介电才及导管14相对 于护套8的远侧的端部的位置的导管系统10的高水平的功能框图。注意 到，为了简明，在图1和4中， 一些传统的组织消融系统的典型的部件以 简化的形式示出和/或根本未示出。然而，这样的部件还可以提供为导管系 统10的一部分或用于与导管系统10 —起使用。例如，电极导管14可以 包括把手部分、荧光透视法成像设备、和/或各种其它控制器，这仅是一些 示例。这样的部件在医疗设备领域众所周知，并且因此在此更进一步的讨 论对于完整地理解本发明是不必要的。
0043示例性的导管系统10可以包括发生器40,诸如例如交流电 流发生器和/或射频(RF)发生器，发生器40在本实施例中将电信号提供 给导管14的电极(如通过线44示出的)，用于电极位置测量、电极接触 测量和/或消融目的。测量电路42电连接到末端电极20。电极导管14也 可以电接地，例如，通过固定到患者的臂或胸(如图1所示)的接地片46。
0044可以操作发生器40以将电能发射到导管14的末端电极20。 通常，lKHz到500KHz的频率适用于此测量。测量电路可以为消融发生 器系统的部分，但是，可以用诸如例如10微安培的低电平信号进行阻抗 测量。可以使用测量电路42在连续的基础上测量或监测响应所施加的信 号的电极处的结果的阻抗。在一个实施例中，测量电路42可以为常规地 可获得的电阻-电容-电感(RCL)。也可以实施其它测量电路42，并且本发 明不限于与任何特别的类型或构造的测量电路一起使用。无论如何，阻抗测量可以用于确定末端电极20(或其它电极)相对于护套8的位置的指示。 此位置随后可以被实时地传输给使用者，以指示例如电极是否露出使得可 以继续测绘程序。
0045在示例性的实施例中，测量电路42可以可"l喿作地与处理器 50和存储器52相关以分析所测量的阻抗。作为示例，处理器50可以确定 在已知为在护套8内的导管位置处的初始阻抗。随后，处理器可以釆样随 后的阻抗测量结果以确定所测量的阻抗的改变。在示例性的实施例中，例 如在对于宽范围的导管和护套的任何导管和护套的测试期间，可以预先确 定基于例如不同尺寸的导管的变化的位置的阻抗改变。阻抗改变可以存储 在存储器52内，例如，以表格或其它适合的数据结构。处理器50随后可 以访问存储器52内的表格或等式并且确定阻抗的改变(例如，与初始阻 抗相比)，阻抗的改变指示电极至少部分地或完全地露出护套外部。相对 位置的指示可以例如在显示设备54处为使用者输出。如将理解的，该过 程也可以倒转以确定导管何时被撤回到护套内。
0046在再一个示例性的实施例中，可以操作发生器40以将电能， 例如电信号，发射到末端电极20和至少其中一个环电极22。例如，发生 器40可以将分开的驱动信号发射给末端电极20和第一环电极22a。参看 例如图3C。可以使用测量电路42测量响应所施加的信号的每个电才及20、 22a处的结果的阻抗。在这样的实施例中，可以识别例如当完全地布置在 护套8内时两个电极20、 22a的初始阻抗值。因此，处理器可以产生第一 和第二电极20、 22a的阻抗的相对值。如果例如结合导管的运动，其中一 个电极的阻抗随后改变，另一个电极的阻抗可以保持大致相同。在这种情 况下，阻抗的相对值可以改变。因此，如果相对输出改变足够程度，处理 器可以产生用于显示的输出。
0047图5示出了用于监测导管的一个或多个电极的局部阻抗的系 统的另一个示例性的实施例。在此示例性的实施例中，不直接测量阻抗， 而是从提供给电极的电信号解调阻抗。如所示， 一种方法为使得例如 40kHZ的10微安培的低电平交流电流通过将被分析的电极。在这点上， 发生器40可以将希望的电信号1,提供给末端电极20。如将在这里讨论的， 发生器40还可以将附加的电信号提供给附加的电极。用于施加到末端电 极的电信号I,的返回路径方便地为体表电极，使得不需要其它心脏内部电 极用于实施。提供差动放大器48用于确定所分析的电极的阻抗的指示。因此，放大器输入还经由将电信号I,传送到末端电极20的线44a上的分 接头连接到所分析的电极。放大器参考体表电极46或另一个体表电极。 可以通过同步解调来自放大器48后面的电路(例如，处理器50)的驱动 电流频率来恢复在末端电极20上或根据情况需要在其它电极上测量的结 果的幅值。所解调的信号的结果将主要反映电极的非常局部的周围环境阻 抗。因为返回身体表面的电流被极大地传播开，其远场阻抗将非常小。净 结果为所解调的信号/所测量的值主要权重在电极-流体界面的阻抗和直接 围绕电极20的体阻抗。因此，可以监测所测量的值以识别指示末端电极 20正在进入或脱离护套的改变。
0048图6示出了用于确定包括至少一个电极的导管何时脱离引导 导引器的护套的护套脱离感测方案100的一个实施例。最初，将引导导引 器的护套引导到感兴趣的内部组织位置(102)。例如，可以将护套引导到 患者的心脏的腔室。 一旦正确地定位护套，可以将电信号施加到布置在护 套的内部的内腔内的导管的电极(104)。此外，可以测量响应电信号的电 极的初始阻抗(106)。这样的测量可以为关于图4所讨论的直接测量或关 于图5所讨论的间接测量。导管可以相对于护套移动(108),同时监测电 极的阻抗(110)。如果探测到阻抗的预先确定的改变，可以提供指示电极 对于护套的相对位置的改变的输出(112)。例如，可以将指示电极已经部 分地或完全地通到导引器外的输出提供给显示器。
0049除了利用局部阻抗来识别周围的结构内的改变，还可以利用 这样的局部阻抗;欧准导管用于接触评价。如将理解的，通常已知可以利用 电极的接触阻抗来确定是否实现心脏内的接触或者接触相对于例如自由 地漂浮在血液(例如，在心脏腔室内)内的导管承载的电极有多有力。参 考图7和7a可以更好地理解基于在电极-组织界面处的阻抗测量评价电极 导管14和目标组织24之间的接触或耦合情况。图7为接触(或耦合到) 目标组织(例如，特定的心肌组织24)的电极导管14的才莫型。电极导管 14电连接到发生器40 (例如，RF发生器)。在示例性的实施例中，电路 可以通过目标心月几组织24完成，示出了电流流动通过血液、心月几、和其 它器官，到达参考电极，诸如患者的身体上的接地片46。参见图1。
0050如上所述，可以操作发生器40以产生用于通过电极导管14 发射的电能。发射在图7中通过箭头60示出。为了避免在接触或耦合评 价期间引起心率失常的风险，希望使用低量的电流和功率。频率的当前优选的范围在1 KHz和500KHz之间，并且电流小于10微安培。
0051频率选择主要基于生理学方面和工程方面并且在本领;或中的 一个普通的技术的范围内。对于生理学方面，由于电极-电解液界面，较低 的频率能够引入测量误差。当频率变得更高到达MHz范围或更高时，寄 生电容能够变得有意义。然而，注意到本发明不限于在任何特别的频率或 频率范围使用。频率可以至少在一定程度上依赖操作上的考虑，诸如例如 应用、目标组织的类型、和所使用的电能的类型，这仅是一些示例。
0052假定对于特别的应用已经选择了希望的频率，图7中所示的 模型可以更进一步地表达为简化的电路62,如图7a所示。在电路62中， 发生器40表示为交流电源64。在血液-组织界面处的电容和电阻支配以低 频率#:作的阻抗测量，诸如可以用于评价电极-组织接触。因此，可以忽略 其它电容的、电感的、和电阻的效应，并且可以通过电阻器-电容器(R-C) 电路66在电路62中表示血液-组织界面处的电容-电阻效应。
0053R-C电路66可以包括在阻抗上表示血液的电阻的效应的电 阻器68,其与在阻抗上表示目标组织24的电阻的和电容的效应的电阻器 70和电容器72并联。当电极导管14不与可以包括组织间流体空间23和/ 细胞膜25的目标组织24接触或稍微接触时，血液的电阻的效应影响R-C 电路66，并且因此还影响阻抗测量。然而，当电才及导管14运动为与目标 组织24接触时，目标组织24的电阻的和电容的效应影响R-C电路66， 并且因此还影响阻抗测量。
0054参考阻抗的定义可以更好地理解电阻和电容对阻抗测量的影 响。阻抗(Z)可以表示为
Z=R+jX
其中
R为来自血液和/或组织的电阻； j为表示项具有+卯度相角的虚数；并且 X为来自电容和电感二者的电抗。0055从上面的等式观察到电抗分量的量值响应电路62的电阻的 和电容的效应。该变量直接对应电极-组织界面处的接触或耦合的水平，并 且因此可以用于评价电极-组织接触或耦合。作为示例，当电极导管14在 100kHz的频率操作并且主要与血液接触时，阻抗完全是电阻的并且电抗 (X)接近O欧姆。当电极导管14接触目标组织时，电抗分量变成负的。
16随着接触或耦合的水平增加，电抗分量变得更负。
0056测量电路可以设计为测量上述等式的任一或全部分量(R和 /或X),或者等价地测量它们的复数算术等价物幅值和相角。当处于血 液池内时，测量结果几乎完全地包括电阻，然而，特别是在更高的预期的 频率，当电极接触组织边界时，存在小的但是可辨识的电容的分量。这里 教示的4支术可以使用阻抗的电阻的、电抗的、幅值或相角来应用。
0057对于球形电极(例如，末端电极20的远侧的端部)仅考虑 电阻的分量并且忽略电极的阻抗效应本身，接触阻抗是电阻的并且能够近 似为
/ /(47rr)
其中，r为电极的半径并且^为此情况中的血液的介质电阻率。0058如果20%的电极与电阻率为血液的三倍的组织接触，电极 20的阻抗将增加大约15%。这能够通过将两个表面的表观电阻作为并联 电阻对待来计算。可以探测到阻抗的这样的改变并且可以产生这样的接触 的输出的指示。然而，在组织的电阻性仅为血液的两倍的情况下，电极与 组织20%的接触将仅导致电极20的阻抗增加大约11%。在这样的由于接 触的阻抗增加更小的情况下，阻抗增加可以属于阻抗值的预期的变化范 围。
0059如将理解的，周围的血液的局部阻抗基于一个或多个生理学 因素变化。 一个这样的因素为心脏搏动信号，其可以导致基础阻抗改变5 %~10%。即，阻抗可以在心动周期期间改变。电阻率也随着为血液提供 氧气和/或血液流量改变一些。从而，上述等式中的血液的电阻率不能^L当 作常数。此外，没有解决这样的生理学因素或'局部变化，可以导致电极 -组织接触的错误的肯定的和/或错误的否定的指示。
0060利用上面关于图5略述的系统，提供了大体上独立地采样局 部电阻率并且动态地消去其中的改变的过程。方法还消去共模噪声和阻 抗，由此提供产生较少错误的肯定的/否定的接触指示的接触传感器。在这 点上，可以校准系统以解决局部阻抗的变化。关于图5、 8a和8b略述此 方法。如图5中所示，提供了两个电流源1,和12,其提供电信号给末端电 极20和环电极22。这些电流源I,和12为相同的频率和相位，并且电流源 I,和12至少其中之一具有可编程的或可调整的幅值。 一个电流源(IJ连 接到例如末端电极20的希望获得其接触状态的电-心脏电极，并且第二电流源(I2)连接到例如环电极22a的理想地在末端电极20的2-20mm范围 内的参考电极。如所示，两个电源的电流可以返回到身体表面上的7>共的 片，或者可以返回到血液池电极。因为感测不是在此返回电极上进行的， 返回电极附近的局部电阻率改变将没有影响。此外，在此方法中，差动放 大器48能够设定为高增益，最大化共模抑制并且最小化噪声。
0061在学习开始时，在导管14远离壁或边界的情况下在体内或 体外地进行校准。参看图8a。校准包括调整或编程电流源1,和12其中之一 直到从阻抗电路解调出一般的0伏特。从而，如果末端电极20具有比环 电极22a更大的表面积，可以调整I,以输送更多电流，使得产生的电势等 于来自驱动环电极22a的12产生的电势。通过此校准，现在消去了对于两 个电极共同的局部电阻率改变。现在仅当电极20或22a发生诸如4妻触的 改变并且另一个没有发生时，从阻抗电路记录电势。因此，当识别这样的 电势时，此接触可以用例如显像和/或导4元系统记录。值得注意的，实施具 有电气地分为例如三个或四个段的分段的环电极的系统可以是有利的。如 果在末端电极和每个段之间进行分开的差动测量，那么在导管沿组织布置 的情况下，分段的环电极中的至少一个段可以不接触组织。即， 一个或多 个段可以面向流体/血液池。如果末端电极接触组织，在末端电极和面向血 液的段之间将记录高差异。这可以提供对接触的鲁棒的指示。可以使用点 电极实施相似的系统。
0062当导管布置在接触表面附近时(例如，在流体/血液池内)， 这可以使用如上文中讨论的大致实时的模型来确定，可以执行这样的'局 部归一化，。通常，在此位置，电极输出的差异将小，但是可以不是零。 然而，在操作者(或机器人系统)进行运动以接触表面之前，可以测量并 且随后当导管接近表面以消融或实现其它目的时减去此'偏移，。此偏移 值的去除减小当利用末端电极(或其它电极)作为心脏内的表面接触传感 器时发生错误的肯定或否定的可能性。
0063在另一个示例性的实施例中，提供了用于解决局部变化的再 一个系统和方法。如图9所示，对于导管的分开的电极进行单端测量。例 如，对于末端电极20进行第一测量T并且对于环电极进行第二测量R。 如所示，可以利用不同的放大器电路单独地进行测量。在这样的装置中， 可以数字地(例如，在软件中)执行随后的处理。在任何情况中，可以利 用测量T和R来校准系统以用于随后的"I妄触感测。在这点上，可以对于在血液池内的电4及确定差异。例如
在这点上，其中 一个测量结果可以相对于其它测量结果被加权(例如， 按比例调节)，使得差异大致为0。同时，可以计算共模或名义平均值
K7;+i A)/0064接着，可以利用血液池的平均值Ab来归 一化随后的测量。
例如
值x可以为l.O或优化灵敏度的任何其它值。D为差异值。在此实例 下，如果A的平均值相对于校准值(即，Ab)大致增加(例如，由于其中 一个电极接触组织)，可以减低结果。系统更进一步地最小化对于错误的 肯定的灵敏度。对于此系统，平均值越高，赋予差异的权重越小。虽然在 上面的等式中这样的减低在指数x^的情况下是线性的，也可以利用非线 性的等式。
0065图10示出了用于对于局部变化校准电极导管的校准方案 (200)的一个实施例。最初，将具有至少第一和第二电极的导管引导到 流体池(202),其不接触流体池的边界。参看图8a。可以通过不同的成像 设备帮助这样的引导。可以将单独的电信号施加到电极(204)并且可以 获得第一和第二电极的初始阻抗(206)。这可以要求直接测量每个电极的 阻抗、间接测量每个电极的阻抗和/或识别电极的相对/差异阻抗。可以调 节其中一个电信号以大致匹配或均4軒两个电极的阻抗(208 )。 一旦阻抗匹 配，校准导管并且可以运动导管使得导管接触患者組织(210)。参看图8b。
0066虽然上文中在一定详细程度上已经描述了用于4笨测局部阻抗 的过程的三个实施例和所测量的局部阻抗的两个应用，本领域中的普通才支 术人员能够在不偏离本发明的精神或范围的情况下对披露的实施例做出 多种改造。例如，将理解，其它电路可以设计为用于探测/测量导管电极的 局部阻抗。然而，本发明的重要特征为认识到此局部阻抗基于电极的周围 环境改变。在这点上，这样的改变可以用于其它应用。例如，阻抗的改变 的指示可以用于将导管从较大体积结构(例如，心脏腔室)引导到小体积 结构(例如，静脉或动脉)内或反过来。此外，将注意到，所有方向的引 用(例如，上，下，向上，向下，左，右，向左，向右，顶部，底部，上 方，下方，垂直，水平，顺时针和逆时针)仅用于识别目的，以帮助阅读者理解本发明，并且不构成限制，特别是对于本发明的位置、朝向、或使 用不构成限制。接合的引用(例如，接附、耦合和连接等)应该被广义地
系。上文中描述所包含的或附图中所示出的全部内容应该理解为仅是说明 性的而不是限制性的。可以在不偏离如所附的权利要求中限定的本发明的 精神的情况下做出细节或结构的改变。
权利要求
1.用于执行医疗程序的方法，包括以下步骤将导引器引导到相对于内部组织位置的位置；相对于所述导引器移动导管，所述导管包括至少第一电极；结合所述移动将电信号提供给所述电极；并且识别所述电极对所述电信号的响应，其是所述导管在狭窄的区域和较不狭窄的区域之间通过的指示。
2. 根据权利要求1所述的方法，还包括 产生指示所述导管在所述区域之间通过的输出。
3. 根据权利要求1所述的方法，其中，所述导管在狭窄的区域和较 不狭窄的区域之间通过包括所述导管进入血管。
4. 根据权利要求1所述的方法，其中，所述移动的步骤包括 将所述电极从所述导引器内的第 一位置运动到至少部分地露出所述导引器外部的第二位置。
5. 根据权利要求1所述的方法，其中，所述识别所述响应的步骤包括测量响应所述电信号的所述电极的阻抗并且识别所述阻抗的改变。
6. 根据权利要求5所述的方法，还包括 测量所述电极的初始阻抗，其中，所述电极处于第一位置； 测量所述电极的随后的阻抗，其中，所述电极处于第二位置；并且 识别所述初始阻抗和所述随后的阻抗之间的改变。
7. 根据权利要求6所述的方法，其中，所述测量阻抗的步骤包括 测量阻抗的分量。
8. 根据权利要求6所述的方法，还包括 当所述改变大于预先确定的阈值时产生输出。
9. 根据权利要求1所述的方法，其中，所述电极包括第一电极并且 所述电信号包括第一电信号，还包括将第二电信号提供给第二电极，其中，所述识别所述响应的步骤包括识别所述第一和第二电极对于所述第一和第二电信号的相对响应的改变。
10. 根据权利要求9所述的方法，其中，所述电极包括第一电极并且 所述电信号包括第一电信号，还包括分别将多个电信号提供给多个电极，其中，所述识别所述响应的步骤 包括识别所述第一电极对于所述第一电信号和所述多个电极中的至少一个对于其对应的电信号的相对响应的改变。
11. 根据权利要求8所述的方法，其中，所述识别相对响应的步骤包 括识别电极之一的阻抗相对于电极的另 一个的阻抗的改变。
12. 根据权利要求1所述的方法，其中，所述移动的步骤包括 靠近所述内部组织位置的壁布置所述电极。
13. 根据权利要求1所述的方法，其中，所述响应指示所述壁附近的 周围的介质的局部变化。
14. 根据权利要求13所述方法，还包括基于所述变化确定用于接触感测的适当的值。
15. 根据权利要求1所述的方法，还包括 当识别所迷响应时，用定位系统记录信息。
16. 用于执行医疗程序的方法，包括以下步骤将导管引导到患者体内的位置，其中，所述导管包括至少第一和第二 电极；分别将第一和第二电信号提供给所述第一和第二电极； 识别所述第一和第二电极对于所述第一和第二电信号的相对响应；并且基于所述相对响应的改变产生输出。
17. 根据权利要求16所述的方法，其中，用于所述电信号的返回路 径经由外部电才及。
18. 根据权利要求16所述的方法，其中，所述识别相对响应的步骤 还包括识别对于所述第一电极的第一阻抗并且识别对于所述第二电极的第 二阻抗。
19. 根据权利要求16所述的方法，还包括 分别将多个电信号提供给多个电极；识別所述多个电极其中之一和至少两个其它电极之间的相对响应，其 中基于所述相对响应中的至少一个的改变产生所述输出。
20. 根据权利要求16所述的方法，其中，所述提供第一和第二电信 号的步骤还包括提供具有相等的频率和相位的第一和第二信号，其中，所述第一和第 二信号其中之一的幅值是可调节的。
21. 根据权利要求20所述的方法，还包括调节所述幅值以大致匹配所述第 一和第二响应。
22. 根据权利要求21所述的方法，其中，在所述第一和第二电极处 于血液池内时执行所述调节步骤。
23. 根据权利要求22所述的方法，还包括运动所述导管以使得所述电极中的至少一个接触所述患者体内的位 置的壁；并且产生所述电极接触所述壁的接触响应的输出。
24. 根据权利要求23所述的方法，还包括 结合产生所述接触响应，用定位系统记录信息。
25. 根据权利要求23所述的方法，还包括基于所述接触响应评价所述导管和所述壁之间的接触。
26. 4艮据^l利要求16所述的方法，其中，所述识别所述相对响应的 步骤包括产生所述第一和第二电信号的差异。
27. 根据权利要求26所述的方法，其中，所述产生所述差异的步骤 包括单独地测量所述第一和第二电极的响应；并且 识别所述响应之间的差异。
28. 根据权利要求26所述的方法，其中，所述产生所述差异的步骤 包括解调施加到所述电极的所述第一和第二电信号的组合，其中，解调至 少部分地基于所述第一和第二电信号其中之一的频率以产生所述差异。
29. 根据权利要求26所述的方法，还包括 调节所述电信号之一以调节所述差异。
30. 根据权利要求16所述的方法，其中，所述输出指示与组织的接触情况。
31. 用于执行医疗程序的方法，包括以下步骤 将导管定位在患者体内的位置内，其中，所述导管包括多个电极； 分别将多个电信号提供给所述多个电极；在所述电极不与所述患者体内的位置的壁接触时匹配所述多个电极的阻抗；使得所述电极的至少一个与所述患者体内的位置的壁相接触；并且测量所述至少 一 个电极的接触阻抗以评价所述导管和所述壁之间的接触。
32. 才艮据;权利要求31所述的方法，其中，所述匹配所述阻抗的步骤包括调节所述多个电信号中的至少一个的幅值。
33. 根据权利要求31所述的方法，还包括用定位系统记录与所述接触相关的接触信息。
34. —种医疗系统，包括构造为用于布置在内部组织位置处的导管，所述导管包括至少第一和第二电极；适合将第一电信号提供给所述第一电极并且将第二电信号提供给所述第二电极的电功率系统；阻抗测量模块，其中，所述模块构造为测量所述第一和第二电极的相对阻抗；和适合接收所述相对阻抗并且改变所述第一和第二电信号中的至少一个以获得希望的相对阻抗的处理器。
35. 根据权利要求34所述的系统，其中，所述阻抗测量模块直接测量所述第一和第二电极的但抗。
36. 根据权利要求34所述的系统，其中，所述阻抗测量模块间接测量所述相对阻抗。
37. 根据权利要求36所述的系统，其中，所述阻抗测量模块包括具有分别连接到所述第一和第二电极的第一和第二输入的差动放大器。
38. 根据权利要求37所述的系统，还包括用于解调所述差动放大器的输出的解调器。
39. 根据权利要求34所述的系统，其中，所述导管包括多个电极并且所述功率系统适合提供对应的多个电信号。
40. 根据权利要求39所述的系统，其中，所述阻抗测量模块构造为测量所述多个电极之间的多个相对阻抗。
全文摘要
提供了允许确定电极导管(14)的一个或多个电极(20，22a)的局部阻抗的系统和方法。这样的局部阻抗可以用于识别电极导管(14)对于引导导引器的护套(18)的相对位置。在另一种装置中，导管电极的局部阻抗能够用于校准导管电极以提供改进的接触感测。
文档编号A61B5/05GK101626724SQ200780048720
公开日2010年1月13日 申请日期2007年11月14日 优先权日2006年12月29日
发明者J·A·史怀哲, J·毫科, K·H·德鲁 申请人:圣朱德医疗有限公司房颤分公司