专利名称：通过起搏的损伤评估的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于治疗心脏传导障碍的方法和系统。特别地，本发明涉及验证和监视经皮心脏消融过程。
背景技术：
心房纤维颤动(atrial fibrillation)是一种熟知的心脏病，其引起血流动力效率降低，在严重的情况下可能导致心脏栓塞、发作、室性心律失常以及其它潜在的致命并发症。经常由心肌内非正常的电传导路径导致心房纤维颤动。通常，电激活信号以有秩序的方式被传导通过心房并进入心室，在每个心搏周期中仅经过心脏中的每个点一次。在考虑从心脏的一个区域到另一个区域的正常传播延迟的情况下，使心脏中不同位置的电激活信号很好地相互关联。响应于局部激活信号，心房肌纤维以适当的同步性收缩，以通过心房泵送血液。然而，在心房纤维颤动中，失去这种有秩序的收缩，认为由于多个变化的、空间无组织的激活子波跨越心房的表面扫描而导致电激活的不规律图案。给定的心房肌纤维被激活以在每个心搏周期中收缩多次，并且纤维颤动代替正常收缩。这种现象在Gregory W.Botteron和Joseph M.Smith的文章“A Technique forMeasurement of the Extent of Spatial Organization of Atrial Activation During AtrialFibrillation in the Intact Human Heart”(IEEE Transactions on BiomedicalEngineering，12(June 1995)，pages 579-586)中和在第二篇文章“QuantitativeAssessment of the Spatial Organization of Atrial Fibrillation in the Intact HumanHeart”(Circulation 93(Feb.1，1996)，pages 513-518)中进行了详细描述。在此将该两篇文章引入作为参考。
用于如上述治疗心律失常的侵入性心脏消融技术在本领域中是公知的。例如，对Ben-Haim发布的美国专利No.5,443,489和5,480,422描述了用于消融心脏组织的系统。对Mulier等人发布的美国专利No.5,807,395和对Ormsby等人发布的美国专利No.6,190,382描述了用于利用射频能量消融体组织的系统。对Hassett等人发布的美国专利No.6,251,109和6,090,084、对Diederich等人发布的No.6,117,101、对Swartz等人发布的No.5,938,660和6,235,025、对Lesh等人发布的No.6,245,064、Lesh发布的No.6,164,283、6,305,378和5,971,983、对Crowley等人发布的No.6,004,269以及对Haissaguerre等人发布的No.6,064,902描述了治疗心房心律失常的组织消融装置。对Edwards等人发布的美国专利No.5,366,490描述了用于利用导管将破坏性能量施加于靶组织的方法。
通过电解剖标测(electro anatomical mapping)引导、利用多个邻近的圆周点的射频消融在Pappone C等人的文献“Circumferential Radiofrequency Ablationof Pulmonary Vein OstiaA New Anatomic Approach for Curing Atrial Fibrillation”(Circulation 1022619-2628(2000))中提出。
对Sanchez等人发布的美国专利No.6,743,225提出在消融治疗过程中测量接近损伤部位的心脏组织的电活动，然后对测量进行比较，以确定损伤在临床上是否有效，以便能够阻断心肌传播。例如，心电图信号幅度的标准偏差已经被用作一种尺度。
对Ben-Haim等人发布的美国专利No.5,954,665的公开在这里被引入作为参考，它描述了一种具有分开间隔的两个电极的心脏导管。在操作中，在正常传导的条件下，在两个电极的激活信号之间存在可测量的传播延迟。操纵该导管以便在所怀疑的非正常传导路径的部位处以与心内膜接触的方式定位消融装置。响应于心脏激活信号，分别从两个电极优选地同时、或可代替地相继接收第一和第二预消融信号。计算第一和第二预消融信号的相关系数。然后激活消融装置，以便优选地通过对其施加射频能量而在该部位消融心内膜。在完成消融并去激活消融装置之后，分别从第一和第二电极接收第一和第二后消融信号，再次计算相关系数。如果预和后消融系数基本相等，则该消融被确定，已不足以中断非正常路径。但是，如果后消融相关系数基本上小于或大于预消融系数，则该消融被视为对中断非正常路径已是有效的。
还已经提出通过利用气囊所传送的超声而产生圆周消融损伤。例如该技术在Natale A等人的如下文献First Human Experience With Pulmonary VeinIsolation Using a Through-the-Balloon Circumferential Ultrasound Ablation Systemfor Recurrent Atrial Fibrillation(Circulation 1021879-1882(2000))中进行了描述。
发明内容
通常很难确定为了获得期望的结果而应该在消融过程中施加的能量(例如射频能量)的用量。当用量不足时，非传导损伤不会通过心脏壁延伸足够的深度来中断非正常的传导，使得在该过程完成之后心律失常可能持续或返回。另一方面，过量的用量会对消融部位处或周围的组织产生危险的破坏。适当的用量已知根据如导管的几何形状、心脏壁的厚度、导管电极和心脏壁之间的电接触的质量以及消融部位附近的血流之类的不同因素从一种情况到一种情况而不同。血流将射频能量所产生的热带走。
本发明的公开实施例提供用于几乎实时地监视消融进程的安全、简单的方法，其中对起搏信号的捕获进行估计，而同时将消融能量引向靶点。利用该技术，医师能够确定何时产生充足的损伤，而无需中断消融过程。用于消融的相同的导管和电极同时被用于测试起搏捕获(pacing caprure)。按照本发明的方面，医师立即知道何时停止消融，这通过在预定的最大电压时起搏信号捕获的失去来指示。这样，减轻了过度消融的危险。
本发明的实施例提供了用于在对象的心脏内消融组织的方法，所述方法通过以下来实施将探针插入心脏的腔室内；将探针放置在腔室中的靶附近用于消融该靶；通过经由探针传输起搏信号而使心脏起搏；并将探针的能量引向该靶以消融其中的组织，直至起搏信号在心脏中不再被捕获为止。
在该方法的一个方面中，同时对心脏起搏并且引导探针的能量。
在该方法的另一方面，以交替的方式反复地对心脏起搏并引导探针的能量。
该方法的又一方面包括，在每次执行对心脏的起搏之后确定起搏信号是否被捕获。
在该方法的一个方面中，引导能量包括通过探针在公共通道上与起搏信号一起传导能量信号。
按照该方法的再一方面，起搏信号和能量信号具有不同的频率。
按照该方法的另一方面，该能量为射频能量。
在该方法的再一方面中，在起搏信号在心脏中不再被捕获之后，起搏信号的幅度增大，直至起搏信号在心脏中被再捕获为止，此后第二次执行引导能量的步骤。
在放置探针之后通过监视在该靶附近的温度来执行该方法的附加方面。
在放置探针之后通过监视心脏的电激活图(electrical activation map)来执行该方法的一个方面。
该方法的再一方面包括通过探针获取靶的超声图像，同时将能量引向该靶。
本发明的实施例提供了一种心脏消融系统，包括导管，所述导管适于插入心脏并具有末梢尖端和其上置于末梢的电极。该系统包括用于产生起搏信号的第一发生器；用于产生消融能量信号的第二发生器；导管中的用于向所述电极传输起搏信号和消融能量信号的导体；和监视器，其可操作以在将消融能量信号施加于该电极时提供由心脏对起搏信号的捕获的指示。
心脏消融系统可以包括导管中的方位传感器、连接于该方位传感器的用于确定导管末梢尖端在心脏内的位置的电路。该电极可以恰好是用于传导起搏信号和消融能量信号的一个公共电极。
为了更好地理解本发明，参考本发明的详细描述，例如结合下列附图来阅读本发明的详细描述，其中相同的元件具有相同的参考标号，其中图1是按照本发明的公开实施例对活对象的心脏执行消融过程的系统的示意图；图2是按照本发明的公开实施例的在图1中所示的系统的一部分的方框图，其中射频功率源的输出与起搏信号混合；图3是表示按照本发明的公开实施例用于对通过心脏内消融所形成的损伤进行评估的方法的流程图；图4是按照本发明的可替代实施例的在图1所示系统中所用的导管末梢尖端的示意图；图5是按照本发明的可替代实施例的在图1所示系统中所用的具有有孔尖端的导管的末梢部分的端视图；图6是沿在图5中所示的导管的线6-6所取的剖面图；图7是按照本发明的可替代实施例的在图1所示系统中所用的具有多个有孔尖端的导管的末梢部分的端视图。
具体实施例方式
在以下描述中，为了提供对本发明的全面理解而提出了大量的特定细节。但是对本领域技术人员来说，显而易见本发明可在没有这些特定细节的情况下被实施。在其它情形中，为了避免不必要的混淆，公知的电路、控制逻辑以及传统算法和处理的计算机程序指令的细节未被详细描述。
体现本发明方面的软件编程代码典型地被保存在永久存储器中，例如计算机可读介质。在客户端服务器环境中，这种软件编程代码可被存储在客户端或者服务器上。软件编程代码可被包含在多种熟知的供数据处理系统使用的媒介之一上。这包括、但不限于磁和光存储装置(例如磁盘驱动器、磁带、压缩光盘(CD)、数字视频光盘(DVD))，和包含在具有或者不具有载波的传输媒介中的计算机指令信号，其中所述信号被调制到所述载波上。例如，传输媒介可包括通讯网络，例如因特网。此外，虽然本发明可以计算机软件形式体现，但实施本发明所必需的功能可替代地可利用硬件组件(例如专用集成电路或其它硬件)或硬件组件和软件的组合部分地或整体地来体现。
实施例1下面转向附图，首先参照图1，所述图1是按照本发明的公开实施例用于对活对象的心脏12执行消融过程的系统10的示意图。该系统包括探针、典型地是导管14，其由典型地为医生的操作者16经由患者的血管系统经皮插入心脏的腔室或血管结构。操作者16使导管的末梢尖端18在要消融的靶点处与心脏壁相接触。然后射频电流通过导管中的线传导至末梢尖端18的一个或多个电极，所述电极将射频能量施加于心肌。该能量在组织中被吸收，从而将该组织加热至某一点(典型为大约50℃)，在该点永久丧失其电激发性。当成功时，该过程在心脏组织中产生非传导损伤，所述非传导损伤破坏了引起心律失常的非正常电通路。
导管14典型地包括手柄20，所述手柄具有适当的控制装置以使操作者16能够在消融期间如所期望的那样掌控、定位和定向导管的末梢尖端18。为了辅助操作者16，导管14的末梢部分包含方位传感器(未示出)，所述方位传感器向位于控制台24中的定位处理器22提供信号。患者体表面上的ECG电极(未示出)经由电缆26向ECG监视器28传导电信号。导管14可以由共同转让的美国专利No.6,669,692中所描述的消融导管加以必要的变更来修改，所述美国专利的公开在此引入作为参考。
定位处理器22是定位子系统的元件，所述定位子系统用于测量导管14的位置和取向坐标。贯穿本专利申请，术语“位置(location)”指导管的空间坐标，术语“取向”指其角坐标。术语“方位(position)”指导管的全部位置信息，包括位置和取向坐标。
在一个实施例中，定位子系统包括磁方位跟踪系统，所述磁方位跟踪系统确定导管14的位置和取向。定位子系统在预定的工作体积中产生磁场，并感测导管处的这些场。定位子系统典型地包括一组外部辐射体，例如位于患者外部固定的已知方位中的场发生线圈30。线圈30在心脏12的附近产生场、典型地是电磁场。
在定位子系统的可替代实施例中，导管14中的辐射体(例如线圈)产生电磁场，所述电磁场由患者体外的传感器(未示出)接收。
响应于所感测的场，导管14中的方位传感器(未示出)经由电缆32通过导管14向控制台24传输与方位相关的电信号。可替代地，导管14中的方位传感器可经由无线链路向控制台24传输信号，如在美国专利申请公布No.2003/0120150和2005/0099290中所述的那样，其公开内容在此引入作为参考。定位处理器22基于由方位传感器所发送的信号计算导管14的位置和取向。典型地，定位处理器22从导管14接收、放大、过滤、数字化以及以其它方式处理信号。定位处理器22还向显示器34提供信号输出，所述显示器34提供导管14的末梢尖端18相对于为消融所选择的部位的方位的可视指示。
可用于这种目的的一些方位跟踪系统例如在美国专利6,690,963、6,618,612和6,332,089、以及美国专利公布2002/0065455、2004/0147920和2004/0068178中进行了描述，其公开在此全部引入作为参考。尽管图1中所示的定位子系统利用磁场，但是下面描述的方法可利用任何其它适当的定位子系统实施，例如基于电磁场、声或超声测量的系统。
可替代地，系统10可被实现为Carto-Biosense导航系统，其可从BiosenseWebster，Inc.(3333 Diamond Canyon Road，Diamond Bar，CA 91765)获得，其适于被修改用以执行这里所述的过程。
本发明的实施例同时结合消融和起搏，以便可以几乎实时地评估消融损伤，而无需中断该过程。为此目的，控制台24包括产生射频消融功率信号的射频功率源36。频率为13.56MHz的50瓦的功率输出是合适的。控制台24具有低频起搏发生器38，其产生心脏起搏信号。起搏发生器38典型地具有用于在操作者16的控制下改变其输出电压(例如3-6伏)而维持恒定的电流输出的电路。可替代地，起搏发生器38可维持恒定的电压，而改变其电流输出。射频功率源36和起搏发生器38的输出经由电缆32被传导至导管14。
下面参照图2，图2是按照本发明的公开实施例的系统10(图1)的一部分的方框图，其中射频功率源36的输出在混合器40中与由起搏发生器38所产生的起搏信号相混合。由于射频和起搏信号处于不同的、间隔很远的频率，因此起搏信号基本不影响消融功率，并且消融信号不影响心脏的起搏。组合波形沿着作为组合波形公共通道的线42通过导管14传导。组合波形在导管14的末梢尖端18处被施加于公共电极44，用以同时起搏患者的心脏并向靶递送消融能量。电极44可以按照美国专利申请公布No.2004/0158141被构造，其同此为共同受让人，并且在这里引入作为参考。ECG监视器28(图1)指示心脏是否当前已经捕获了起搏信号。方位传感器46典型地位于末梢尖端18内，靠近电极44。方位传感器46可以是在对Ben-Haim发布的美国专利No.6,751,492中所述类型的超声方位传感器，其公开在此引入作为参考。
可替代地，可以使射频功率源36的输出与起搏发生器38的输出交织。在这种操作模式下，射频功率源36周期性地被禁止使用一个短的时间、典型地为5-60毫秒。在此间隔期间，起搏发生器38可操作以产生起搏信号。
作为另一替代方案，射频功率源36保持被禁止使用一段时间，在此期间起搏发生器38被使能一个时段，该时段长得足以自动地或由操作者确定起搏信号是否已经被捕获。在该确定之后，如果附加消融是必要的，则射频功率源36被再使能。
如在图2中所示，尽管电极44被示为单个电极，但导管14可包括任何形式任何数目的电极。例如，导管14可包括两个或多个环电极、多个点电极或者点电极阵列、或者这些类型电极的任意组合，以执行这里所述的治疗功能。
监视消融按照本发明实施例所采用的用于评估由消融所产生的损伤程度的方法是试图通过施加于消融区域的电极而与消融同时地起搏心脏。如果起搏信号被“捕获”、也即心跳与起搏信号同步，则损伤形成被视为未完成。过去为了测试起搏信号的捕获，需要停止消融过程，并且如果确定需要进一步的消融，则然后重新开始后面的过程。
下面参照图3，图3是表示按照本发明的公开实施例的评估通过心脏内消融所形成的损伤的方法的流程图。在初始步骤48，操作者通常将导管14(图1)引入心脏。
接下来，在步骤50，操作者利用由显示器34所提供的方位指示以在心脏的腔室中对导管导航而将末梢尖端18定位在靶点处。
接下来，在步骤52，操作者激活起搏发生器38并增大起搏电压，直至起搏信号被捕获为止。
接下来，在步骤54，射频功率源36被激活，操作者开始消融靶点处的组织。
接下来，在延迟步骤56，期望在心脏12的壁中形成损伤。消融继续，直至下列事件之一发生(1)损伤程度使得起搏信号不再被捕获，或(2)已经超出超时(timeout)间隔，典型地为10个周期。该超时间隔不是临界性的，并且2-10个心搏周期的范围是合适的。
现在控制(control)进行到判定步骤58，其中确定超时是否已发生。如果在判定步骤58的确定是肯定的，则控制进行到下面所述的判定步骤60。
如果判定步骤58的确定是否定的，则控制进行到步骤62，其中起搏电压被增大。增量一般基于操作者的经验和患者的状况。在消融之前，捕获的起搏门限典型地处于0.3-1.0mA范围中。在消融之后，起搏门限可能增大到大约10mA。为了快速设置起搏门限，起初在步骤62中使用较大的增量，大约是0.5mA。稍后在该过程中，该增量可减小到大约0.1mA。
现在控制进行到判定步骤64，其中确定由于起搏信号强度的增加而起搏信号是否已经被再捕获。如果判定步骤64的确定是肯定的，则控制返回延迟步骤56，消融继续。
如果判定步骤64的确定是否定的，则控制进行到步骤66，其中确定是否已达到预定的最大电平。当采用恒定电流起搏时，最大值典型地被设为初始起搏门限电平的大约2-3倍。例如，如果初始门限为0.5mA，则一旦门限升至1.5mA，消融就可被视为完成。如果判定步骤64的确定是否定的，则控制返回步骤62。
如果判定步骤64的确定是肯定的，则推断出由消融所产生的损伤程度是足够的。该过程在最终步骤68成功结束，然后结束。当然，当再进入的环路或其它非正常传导路径是复杂的，则在步骤50开始的顺序可在另一个靶点被重复。
如果判定步骤58的确定是肯定的，则执行判定步骤60。在该点，通过消融来中断起搏信号的捕获已经是不可能的。操作者现在要决定是否重新定位该导管并进一步尝试消融。如果判定步骤60的确定是否定的，则该过程被断言是不成功的，并在最终步骤70结束。
如果判定步骤60的确定是肯定的，则控制进行到步骤72，其中射频功率源36和起搏发生器38被复位。然后控制返回步骤50用以调节末梢尖端18的方位。
实施例2以上参照图2所公开的方法可与其它损伤评估(lesion assessment)技术相结合。现在参照图4，图4是按照本发明的可替代实施例的导管14(图1)的末梢尖端18的示意图。与靶组织74毗邻示出的末梢尖端18具有超声换能器(ultrasound transducer)76阵列和温度传感器78，用于附加的损伤产生和评估，如例如在美国专利No.5,443,489、6,321,109、6,083,170、6,301,496和美国专利申请公布No.2004/0143258和2004/0147920所述，其公开在此引入作为参考。换能器76和温度传感器78连接于控制台24(图1)中适当的信号处理电路，这可被实现成上述Carto-Biosense导航系统。损伤评估可同时通过利用电极44所获取的电的反馈和从温度传感器78所获取的局部温度信息结合利用换能器76所以获取的信息来实施。
换能器76典型地被实现为定相阵列(phased array)。在该实施例中，通常与换能器76相对的导管壁的分段80是声致发光的，使得换能器76具有基本朝向前方的视场82，如虚线所示。当电极44为固态时，有效地发生向靶组织的能量传送。但是，当利用该实施例时，为了使消融部位进入视场82，可能有必要调整末梢尖端18的方位。
可替代地，可使用换能器的二维阵列或者甚至单个元件换能器。换能器76可以朝向前方或具有其它方向特性，例如所述换能器可以朝向侧方，或者甚至可能是全方向的。典型地，该阵列包括至少10个换能器，每一个的宽不大于0.5mm。控制台24以高频驱动换能器76，典型地处于5-15MHz的范围中。在这些条件下，16个换能器的阵列例如能够产生具有分辨率大约为0.1mm的组织图像(包括Doppler(多普勒)图像)。换能器76可以以这种方式被用于在消融之前确定靶组织74的厚度和其它性质，并评估消融过程的进程和结果。
在一个实施例中，换能器76可被用于确定靶组织74的温度作为消融程度的量度，附加于或代替可由温度传感器78所实施的温度测量。为了确定温度，通过测量从靶组织74的远方表面86反射并然后返回换能器76的波的往返时间来估计超声波在表面层84中的传播速度。一般来说，超声波的传播速度随组织温度而增大。例如在水中，超声波的速度每度改变大约2m/s。因此，当超声波在较短的时间间隔内被反射回换能器76时，由于表面层84相对于下面的层变薄，温度增加被感知。通过在实施射频消融之前和之后测量并比较靶组织74的视厚度(apparent thickness)，温度在组织中变化并因此消融程度可以被估计。当换能器76以在10-15MHz范围内的频率发射并接收超声波时，对应于几度数量级的温度变化，0.1mm或更小数量级的视厚度变化以这种方式可以被检测。
作为另一实例，换能器76可以被用于观察由于消融期间的气穴现象而在靶组织74中微泡的产生。微泡的数目典型地随组织温度而增加。通过减去由换能器76所形成的连续图像，可以最清楚地观察到微泡，其中微泡密度随时间而有秩序的增加和减少可被用于在控制台24中利用公知的方法显影的超声图像中从背景噪声中辨别出微泡。这样观察到的微泡密度给出了组织温度的量度。
在又一实例中，换能器76可被用于Doppler成像模式，以测量靶组织74的较深层88中的血流速度。对上面层(例如表面层84)的消融预期引起较深层88中的血管阻塞，从而引起血流速度的改变。通过测量由消融过程所引起的速度改变来评估消融程度。
可替代地或附加地，可使用用于测量组织温度并评估消融组织程度的如在本领域中所公知的其它方法。例如，导管14可包括小型核磁共振(NMR)传感器(未示出)，其可被用于在导管尖端附近标测(map)消融程度。
这些技术可结合上述对起搏信号捕获的评估而以多种组合方式被应用。例如，当在判定步骤66(图3)识别出最大起搏电压之前可达到临界局部温度。这可使操作者暂时停止消融，以避免烧焦组织。可替代地，利用换能器76获取的信息可能展现组织解剖或血流的充分破坏，以使该过程尽早终止。例如，当超声换能器与起搏和消融电极结合使用时，如果起搏和消融电极接触到靶组织，则起搏电极可能未达到该过程需要被停止的电平。但是，超声换能器将检测会触发停止该过程的变化。可替代地，如果导管尖端不指向该靶，则朝向前方的超声换能器不会检测消融的进程。然而，起搏门限的达到则会向操作者发出警报以停止该过程。
实施例3现在参照图5，图5是按照本发明的可替代实施例的适于在系统10(图1)中使用的导管的末梢部分90的端视图。在该实施例中，尖端具有消融电极92，该消融电极92具有直径为大约1-1.5mm的中心孔94。
现在参照图6，图6是沿图5中所示的导管的末梢部分90的线6-6的剖面图。电极92在导管尖端后面延伸一个短的距离，由虚线96所限定。超声换能器98被定位于孔94后方的一短距离处，所述超声换能器98通过声致发光材料(例如硅)的塞子100与导管末梢末端相分离，并且与塞子100具有接口102。换能器98朝向前方，并且具有虚线表示的视场104，有大约8mm的操作范围。视场104通过孔94延伸，并包围靶组织，但由于电极92与电极44(图4)相比接触面积减小，因此能量的传送在某种程度上被减少。
实施例4现在参照图7，图7是按照本发明的可替代实施例的适于在系统10(图1)中使用的导管的末梢部分106的端视图。该实施例的构造类似于末梢部分90(图6)。但是，在该实施例中，尖端具有消融电极108，该消融电极108具有多个直径大约为0.1mm的小孔眼或小穿孔110，它们由固体区112分隔。典型地有大约75个穿孔110。但是，该数目不是临界的。虽然在图7的电极108中示出圆形的孔眼，但其它形状可以同样有效。
该实施例具有介于图4中所示的方案和图5、图6中所示的方案之间的特性。固体区112部分地阻挡换能器的视场，但与图5的实施例相比，该电极的能量传送增大。此外，该实施例具有这样的优点，即换能器的视场通过穿孔110延伸，并且包括靶区。因此，无需如在可能是具有图4的实施例的情况那样在操作期间改变导管尖端的方位来获得该靶的超声图像。
本领域技术人员应当理解的是，本发明不局限于在上文中已经具体所示的和所述的。更确切地说，本发明的范围包括在上文中所述的各种特征的组合和子组合、以及在现有技术中不存在的对本领域技术人员而言在阅读上述说明时可能出现的其变型和修改。
权利要求
1.用于在对象的心脏内消融组织的方法，包括如下步骤将探针插入所述心脏的腔室；将所述探针放置在所述腔室中的靶附近，用于消融所述靶；通过经由所述探针传输起搏信号而对所述心脏起搏；以及将来自所述探针的能量引向所述靶，以消融其中的组织，直至所述起搏信号在所述心脏中不再被捕获为止。
2.按照权利要求1的方法，其中对所述心脏起搏和引导来自所述探针的能量的所述步骤同时被执行。
3.按照权利要求1的方法，其中对所述心脏起搏和引导来自所述探针的能量的所述步骤以交替的方式反复被执行。
4.按照权利要求3的方法，进一步包括步骤在每次执行对所述心脏起搏的所述步骤之后，确定所述起搏信号是否被捕获。
5.按照权利要求1的方法，其中引导能量的所述步骤包括通过所述探针在公共通道上与所述起搏信号一起传导能量信号。
6.按照权利要求5的方法，其中所述起搏信号和所述能量信号具有不同的频率。
7.按照权利要求1的方法，其中所述能量为射频能量。
8.按照权利要求1的方法，进一步包括如下步骤在所述起搏信号在所述心脏中不再被捕获之后，增大所述起搏信号的幅度，直至所述起搏信号在所述心脏中被再捕获，并第二次执行引导能量的所述步骤。
9.按照权利要求1的方法，进一步包括如下步骤在执行放置所述探针的所述步骤之后，监视所述靶附近的温度。
10.按照权利要求1的方法，进一步包括如下步骤在执行放置所述探针的所述步骤之后，监视所述心脏的电激活图。
11.按照权利要求1的方法，进一步包括如下步骤在执行引导能量的所述步骤时，通过所述探针获取所述靶的超声图像。
12.一种心脏消融系统，包括适于插入心脏的导管，具有末梢尖端和其上被置于末梢的电极；用于产生起搏信号的第一发生器；用于产生消融能量信号的第二发生器；所述导管中的导体，用于向所述电极传输所述起搏信号和所述消融能量信号；以及监视器，其可操作以提供在将所述消融能量信号施加于所述电极时由所述心脏对所述起搏信号捕获的指示。
13.按照权利要求12的心脏消融系统，进一步包括混合器，用于组合所述起搏信号和所述消融能量信号，以向所述电极同时传输所述起搏信号和所述消融能量信号。
14.按照权利要求12的心脏消融系统，进一步包括所述导管中的方位传感器，和连接于所述方位传感器的电路，用于确定在所述心脏内所述末梢尖端的位置。
15.按照权利要求12的心脏消融系统，其中所述电极恰好是用于传导所述起搏信号和所述消融能量信号的一个公共电极。
16.按照权利要求12的心脏消融系统，进一步包括所述导管中的温度传感器。
17.按照权利要求12的心脏消融系统，进一步包括所述导管中的超声换能器。
18.按照权利要求17的心脏消融系统，其中所述超声换能器是单个元件换能器。
19.按照权利要求17的心脏消融系统，其中所述超声换能器是超声换能器的定相阵列。
20.按照权利要求17的心脏消融系统，其中所述超声换能器是超声换能器的二维阵列。
21.按照权利要求17的心脏消融系统，其中所述电极具有孔，其中所述超声换能器的视场通过所述孔延伸。
22.按照权利要求17的心脏消融系统，其中所述电极具有多个孔，其中所述超声换能器的视场通过所述孔延伸。
23.按照权利要求12的心脏消融系统，其中所述起搏信号和所述消融能量信号具有不同的频率。
24.按照权利要求12的心脏消融系统，其中所述消融能量信号为射频信号。
全文摘要
通过起搏的损伤评估，通过在同时将消融能量引向靶点时而估计起搏信号的捕获来实现几乎实时地对心脏内消融进程的监视。消融的充分性由最大预定起搏电压时信号捕获的失败来指示。心脏导管中的公共电极同时被用于测试起搏捕获并递送消融能量。
文档编号A61B5/02GK101045016SQ20071010069
公开日2007年10月3日 申请日期2007年2月17日 优先权日2006年2月17日
发明者A·戈瓦里, A·C·阿尔特曼, Y·埃夫拉思 申请人:韦伯斯特生物官能公司