专利名称：消融体积的预测与标测的制作方法
技术领域：
本发明一般地涉及对体内器官的微创治疗。更具体地讲，本发明涉及用于预测和 评价施加于心肌组织的消融治疗的方法和设备。相关领域描述心内射频(RF)消融术是治疗心律失常的公知方法。通常将在远端头具有电极的 导管经患者的血管系统插入心室。该电极与心内膜上的一个(或多个)位点接触，射频能 量量经导管施加到电极，以消融位点处的心脏组织。为了在对组织没有过度损伤的情况下 达到所需的治疗效果，重要的是确保消融期间电极与心内膜之间有合适的接触。已经提出多种用来确认电极与组织的接触的方法。例如，美国专利No. 6，695，808 描述了用于治疗选定的患者组织或器官区域的设备，其公开内容以引用方式并入本文中。 探针具有可推抵所述区域的接触表面，由此产生接触压力。压力传感器测量所述接触压力。 手术过程中医疗器械必须牢固放置，但是不与解剖表面过度接触，该装置据说通过给医疗 器械的使用者提供接触力的存在和大小的指示信息来满足所述手术过程的需要。作为另外一个例子，美国专利No. 6，241, 724描述了利用分段电极组件在身体组 织内形成消融灶的方法，其公开内容以引用方式并入本文中。在一个实施例中，导管上的电 极组件载有压力传感器，该传感器感测与组织的接触情况并向压力接触模块传递信号。压 力接触模块识别与压力传感器信号相关的电极元件，并指示能量发生器将射频能量传输至 这些元件，而不传输至仅与血液接触的其他元件。美国专利No. 6，915，149给出了另一个实例，该专利的公开内容以引用方式并入 本文中。该专利描述了用具有测量局部电活动的顶端电极的导管来标测心脏的方法。为了 避免可能因顶端与组织接触不良而产生的伪像，使用压力传感器测量顶端与组织之间的接 触压力，以确保稳定接触。美国专利申请公布2007/0100332描述了用于评价组织消融的电极组织接触的系 统和方法，其公开内容以引用方式并入本文中。导管轴内的机电式传感器产生对应于导管 轴远侧部分内电极移动量的电信号。输出装置接收用于评价电极与组织之间接触水平的电信号。消融灶的实时可视化的重要性在于，它使医师能够确保沿治疗通道的每个点都已 充分消融至可中断传导，同时又能避免过度消融所带来的危险。授予Keidar等人的美国专 利No. 7，306，593描述了一种消融器官内的组织的方法，该方法将体内的探针与待消融组 织接触，并在消融组织之前用探针测量该位置处的一个或多个局部参数，所述专利的公开 内容以引用方式并入本文中。显示器官的标测图(map)，根据一个或多个局部参数示出对于 用探针在该位置处施加的给定剂量的能量可达到的组织预测消融范围。使用探针施加给定 剂量的能量来消融组织，并在消融组织之后使用探针测量该位置处的实际消融范围。在标 测图上显示测量的实际消融范围，以与预测范围进行比较。
发明内容
已通过实验发现，当在给定点处接触组织的导管电极施加射频能量时，被消融的 心脏组织体积与射频功率(P)大致成比例，并且与导管和组织之间的机械力(F)大致成比 例。因此，P*F的乘积可很好地指示组织的消融速率，并可用于对被消融组织的体积进行实 时标测。本发明的一个实施例提供了消融的方法，该方法通过以下方式进行将探针插入 活体受试者体内，迫使探针接触体内的组织，确定探针对组织施加的机械力，并向组织施加 指定剂量的能量以对其进行消融，其中该剂量的能量的施加时间和功率电平中的至少一者 取决于机械力。该方法的一个方面是在施加指定剂量的能量之前通过报告该功率电平、施加时间 和机械力下的预测消融体积指示来执行。该方法的另一个方面包括显示消融体积的视觉指示，并根据视觉指示，通过改变 功率电平、机械力和施加时间中的至少一者来控制消融体积。该方法的另一个方面包括计算随功率电平和机械力变化的消融速率，并通过改变 功率电平和机械力中的至少一者来控制消融速率。该方法的另一个方面包括监测组织的温度，并根据温度对消融速率进行控制。本发明的其他实施例提供了用于实施上述方法的设备。
为更好地理解本发明，以举例的方式提供本发明的详细说明。要结合以下附图来 阅读详细说明，附图中相同的部件用相同的附图标号来表示，并且其中图1为用于在活体受试者心脏上进行消融手术的系统的图示，该系统根据本发明 的实施例构造和操作；图2为根据本发明的实施例的图1所示系统中使用的导管的远端的剖面图；图3为根据本发明的实施例的接触心内膜组织的图2所示导管远端的图示；图4为说明根据本发明的实施例的心脏消融手术形态的心脏复合图；图5为根据本发明的公开实施例对组织消融体积进行预测和标测的方法的流程 图；以及图6为图1所示系统中所用导管的剖面图，该系统根据本发明的替代实施例构造 和操作。
具体实施例方式为了能够全面了解本发明的各种原理，在以下说明中阐述了许多具体细节。然而 对于本领域的技术人员将显而易见的是，并非所有这些细节始终都是实施本发明所必需 的。在这种情况下，为了不使主要概念不必要地模糊，未详细示出熟知的电路、控制逻辑、以 及用于常规算法和进程的计算机程序指令细节。现在转到附图，首先参见图1，其为用于在活体受试者心脏12上执行消融手术的 系统10的图示，其中系统10根据本发明的公开实施例构造和操作。该系统包括导管14， 由操作员16将该导管经由皮肤穿过患者的血管系统插入到心室或心脏的血管结构中。操作员16(通常为医师)将导管的远端头18在消融靶点与心壁接触。接着按照美国专利 No. 6，226，542和6，301，496以及共同转让的美国专利No. 6，892，091中所公开的方法制备 电激活图，这些专利的公开内容均以引用方式并入本文中。虽然参照图1描述的实施例主 要涉及心脏消融，但本发明的原理加以必要的变更后，可以应用于其他导管和探针，并可应 用于除心脏之外的身体组织。可以通过施加热能使通过电激活图评价确定为异常的区域消融，例如通过将射频 电流通过导管中的电线传导至远端头18处的一个或多个电极，如此将射频能量施加到心 肌。能量被吸收到组织中，将组织加热到一定温度(通常为约50°C )，在该温度下组织会 永久性失去其电兴奋性。此手术成功后在心脏组织中形成非传导性的消融灶，这些消融 灶可中断导致心律失常的异常电通路。作为另外一种选择，可使用如美国专利申请公布 No. 2004/0102769中所公开的施加消融能量的其他已知方法(如超声能量)，该专利的公开 内容以引用方式并入本文。可将本发明的原理应用到不同的心室中，应用于窦性心律标测， 以及应用在当存在多种不同的心律失常时。导管14通常包括柄部20，柄部上具有合适的控制件，以使操作员16能够按消融手 术所需对导管的远端进行操纵、定位和定向。为了辅助操作员16，导管14的远侧部分包含 位置传感器(未示出)，其为位于控制台M的定位处理器22提供信号。控制台M通常包 含消融功率产生器25。导管14可适于利用任何已知的消融技术将消融能量(例如，射频能 量、超声能量和激光能量)传导至心脏。共同转让的美国专利No. 6，814，733,6, 997，924和 7，156，816中公开了此类方法，这些专利以引用方式并入本文。定位处理器22是系统10的定位子系统的部件，其测量导管14的位置和取向坐 标。在一个实施例中，定位子系统包括磁定位跟踪装置，该装置以预定的工作体积在 其周围产生磁场并感应导管处的磁场，从而确定导管14的位置和取向。磁定位跟踪装置通 常包括一套外部辐射器，如磁场产生线圈观，其位于患者体外固定的已知位置。磁场产生线 圈观由磁场发生器(未示出)驱动，磁场发生器通常位于控制台M内，并在心脏12附近 产生磁场(通常为电磁场)。在一个可供选择的实施例中，导管14中的辐射器(如线圈)产生电磁场，该电磁 场由患者体外的传感器(未示出)接收。可以用于该用途的一些定位跟踪技术在上文提及的美国专利6，690，963和共同 转让的美国专利No. 6，618，612和6，332，089，以及美国专利申请公布2004/0147920和 2004/0068178中有所描述，这些专利的公开内容全部以引用方式并入本文中。尽管图1中 所示的定位子系统使用了磁场，但是以下描述的方法可以通过使用任何其他适合的定位系 统实现，如基于电磁场、声学或超声测量的系统。合适的商用定位子系统为得自Biosense Webster, Inc. (3333Diamond Canyon Road, Diamond Bar, CA 91765)的 CARTO XP EP 和消融系统(CARTO XP EP Navigation and Ablation System)。如上所述，导管14连接到控制台24，该控制台使操作员16能够观察并调控导管 14的功能。控制台M包括处理器，优选为具有适当信号处理电路的计算机。所述处理器被 连接以驱动监护仪30。信号处理电路通常接收、放大、过滤和数字化来自导管14的信号， 这些信号包括位于导管14内远侧的上述传感器和多个感测电极(未示出)所产生的信号。控制台M接收并使用数字化的信号，以计算导管14的位置和取向并分析来自电极的电信 号。出于诊断的目的，如定位心脏中导致心律失常的区域或辅助治疗性消融，可使用通过该 分析获得的信息来产生至少一部分心脏12或结构(如肺静脉口)的电生理图。通常，系统10包括其他部件，但为了简洁起见未在图中示出这些部件。例如，系统 10可包括心电图(ECG)监护仪，其被连接以接收来自一个或多个体表电极的信号，从而为 控制台M提供ECG同步信号。如上所述，系统10通常还包括基准位置传感器，其或者位于 附着在受试者体外的外部施用基准贴片上，或者位于插入到心脏12内并相对于心脏12保 持在固定位置的内置导管上。通过将导管14的位置与基准导管的位置进行比较，无论心脏 如何运动，均可相对于心脏12确定导管14的坐标。作为另外一种选择，可用任何其他适合 的方法来补偿心脏运动。然而，定位子系统无法保证导管14的能量传输元件与待消融组织 实际接触。现在参见图2，该图为导管14(图1)的远端33的剖面图，显示了根据本发明实施 例的导管的结构细部。图2所示的导管包括压力传感器，该传感器更全面地公开于共同转 让的美国专利申请公布No. 2009/0093806中，所述专利申请公布以引用方式并入本文。其 他已知类型的压力传感器可以代替参照图2描述的压力传感器。导管14包括柔性插入管M，其中远侧段72在接头56处连接到插入管M的剩余 部分。插入管被柔性绝缘材料60 (例如Celcon 或Teflon )覆盖。同样，接头56的区域 也由柔性绝缘材料覆盖，该绝缘材料可与材料60相同，或可特地适于让接头无阻碍地弯曲 或压缩。(图2中该材料被切掉以露出导管的内部结构。)远端头18可至少部分地由电极 50覆盖，所述电极通常由金属材料，例如钼/铱合金制造。作为另外一种选择，也可使用其 他合适的材料，这对本领域的技术人员而言将是显而易见的。相比近侧段74，远侧段72通 常相对具有刚性。远侧段72通过回弹力构件58连接到近侧段74。在图2中，回弹力构件58具有卷 簧的形式，但作为另外一种选择，其他类型的回弹力元件也可以用于此目的。例如，回弹力 构件58可包含具有所需柔韧性和强度特性的聚合物，例如硅树脂、聚氨酯或其他塑料。回 弹力构件58允许在施加到远侧段72或直接对远端头18施加的力的作用下在远侧段72和 近侧段74之间进行有限范围内的相对运动。此力会在消融术期间将远端头挤压心内膜时 产生。在消融过程中，实现远端头与心内膜良好电接触所需的压力为约20-30克。在该实 施例中充当回弹力构件58的弹簧可被配置成(例如)允许远端33轴向位移(即沿导管14 的轴线侧向移动)约l_2mm，并允许远侧段72在所需压力作用下相对于近侧段74角偏转最 多约30度。如上所述，远侧段72包含磁性位置传感器62。位置传感器62可包括一个或多个 微型线圈，并且通常包括多个沿不同轴取向的线圈。作为另外一种选择，位置传感器62可 包括另一类型磁性传感器，例如霍尔效应或磁阻传感器。磁场产生线圈观(图1)产生的磁 场使位置传感器62产生电信号，电信号的振幅指示位置传感器62相对于磁场产生线圈观 的固定参考坐标系的位置和取向。定位处理器22(图1)经由穿过导管14的电线(图中未 示出)接收信号，并对这些信号进行处理，以得出远端头18在该固定参考坐标系中的位置 和取向坐标，如上文引用的专利和专利申请中所描述的。导管14的一些位置感测和标测功 能在Biosense Webster, Inc出售的N0GA-STAR导管和CART0 系统中实现。
此外，导管14包含靠近远端头18的微型磁场发生器64，该磁场发生器由从控制台 24(图1)经由导管14传来的电流驱动。产生电流的目的是使其形成的磁场可在时间和/ 或频率上与磁场产生线圈观(图1)的磁场区分开。例如，馈送给磁场发生器64的电流可 以在约16kHz和25kHz之间的范围内的所选频率产生，而磁场产生线圈28则以不同的频率 被驱动。除此之外或作为另外一种选择，磁场产生线圈观和磁场发生器64可以时分复用 地工作。磁场发生器64产生的磁场使得位置传感器62内的一个或多个线圈产生具有磁场 发生器64的驱动频率的电信号。这些信号的振幅根据远端头18相对于近侧段74的位置 和取向而变化。定位处理器22(图1)处理这些信号，从而确定远端头18相对于近侧段74 的轴向位移和角偏转量。位置传感器62可确定导管14的远端和远端头的六个位置和取向 坐标(X、Y、Z方向以及纵倾、横倾和滚摆取向)。因此，位置传感器内通常需要至少两个感 测线圈。在本发明的实施例中使用了三个感测线圈76，以提高位置测量的精度和可靠性。 作为另外一种选择，如果仅使用一个感测线圈，系统10可能仅能确定五个位置和取向坐标 (X、Y、Z方向以及纵倾和横倾取向)。由于位移和偏转读数应分别精确到十分之几毫米和约 1度范围内，最好在位置传感器62内包括三个线圈76，优选地如图2所示互相垂直。由于可以确定位置传感器62相对于一些固定参考坐标系(未示出)的位置，因此 能够计算远端头18相对于近侧段74的相对运动。这提供了对回弹力构件58的变形和角 度偏差的量度。一般而言，变形与施加到回弹力构件58上的机械力成比例，该力大致等于 与远端头18接触的心脏组织施加到远端头18上的力。因此，磁场发生器64和位置传感器 62 一起用作压力感测系统，用来确定心内膜组织施加到导管14的远端头18上的近似压力 (或换句话讲，电极50对心内膜组织施加的压力)。现在参见图3，该图为根据本发明的实施例与心脏12的心内膜70接触的导管14 的远端33的图示。由远端头18对心内膜70施加的压力使心内膜组织轻微变形，使得电极 50在相对大的区域内接触该组织。由于电极50以角度82(而不是正面)接合心内膜70， 因此远侧段72在接头56处弯曲，相对于导管的插入管形成弯曲角84。该弯曲有利于电极 与心内膜组织之间的最佳接触。回到图2，定位处理器22 (图1)接收并处理位置传感器62在磁场发生器64的磁 场作用下产生的信号，以求得远端头18施加到心内膜70(图幻上的压力的指示。如上所 述，为了消融得好，压力最好为约20-30克。较低的压力意味着电极50与心内膜组织之间 的接触可能会不充分。因此，很多或全部热能会被心脏内的血液带走，并且组织不能充分消 融或根本不能消融。较高压力意味着电极对心内组织施加的压力过大。这种过大的压力会 在组织内产生气穴，从而导致大面积的组织损坏，甚至可能导致心壁穿孔。能够确定位置传感器62相对于某个固定的参考坐标系的坐标。在磁场发生器64 具有至少两个线圈的实施例中，也能够彼此相对地确定位置传感器62的轴线的取向，从而 计算弯曲角84 (图3)。由于位移和偏转的结合感测，因此不管电极是从正面还是成一角度接合心内膜， 该压力感测系统均可正确地读取压力。不同于例如压电传感器，该压力读数对温度的变化 不敏感并且不会漂移。位移量和偏转量可通过向量加法合并，以得到远端头18相对于近侧段74的移动的总量值。当有三个线圈时，系统能够以六个自由度来确定远侧段72和远端头18的位置。 接着可以计算力向量78和80，其中向量80表示垂直于心脏12壁的分量的大小。每个导管 的力和偏转之间的关系可以预先校准，并编制校准表在后续的力测量中使用。再次参见图1，控制台M向操作员16输出所测量的压力的指示，并且可以在压力 过低或过高时报警。任选地，消融功率产生器25可以被互锁，从而仅当对心内膜70(图3) 施加的压力在所需范围内时向电极50(图2)提供功率。作为另外一种选择或除此之外，如 上述美国专利申请公布No. 2004/0102769中更全面描述的那样，可以在用于操纵和操作导 管14的自动化机构的闭环控制中使用压力指示，以确保该机构使远侧段72在正确的位置 以适当的接触压力接合心内膜70(图3)。虽然本文就方法和系统方面讨论了射频功率，但在系统10(图1)的实施例中，可 以向组织传递其他形式的能量，即如共同转让的美国专利申请公布No. 2006/(^87648中描 述的激光和微波技术以及高强度聚焦超声能量，该专利以引用方式并入本文中。乘积P*F良好地指示了组织的消融速率，其中P表示射频功率，F表示导管对心脏 的心内膜表面施加的力向量的大小。操作员可以增加或减小分量参数P和F中的一者或两 者，以控制消融速率。被消融组织的总体积V大致与下列乘积成比例，其最大可为根据组织 特性和安全考量确定的最大值V k(P*F*T)(1)，其中T为施加射频功率的持续时间，k为比例常数。现在参见图4，该图为心脏的复合图86，示出了根据本发明的公开实施例的心脏 消融术过程的形态。该过程可以是实际的或模拟的，以用于预测心脏导管88需要在心室90 内的手术位置施加的力。箭头92和94表示两个不同的力向量，箭头长度对应于所施加的 力的大小。一定剂量的能量(如射频消融电流)将以预定功率电平施加足以产生消融灶的 时间。预测的小环状消融区96和大环状消融区98分别对应于短箭头92和长箭头94。除此之外或作为另外一种选择，当所施加的力和射频功率为已知时，可以预测和 动态显示消融区的大小。可以计算随时间变化的消融完成度，并通过改变消融区96和98 的视觉特性来显示手术过程的进度。消融体积随时间与乘积P*F成比例地增加。类似地，可以通过将消融区的所需大小固定来计算给定射频功率和施加时间下的 所需力或在施加时间与射频功率的不同组合下使用给定总能量剂量时的所需力。利用标测图86可以向操作员提供对预测消融体积的简单明了的量度，该量度可 以接近实时地方便而准确地进行测量。现在参见图5，该图为根据本发明的公开实施例的组织消融体积预测和标测方法 的流程图。该方法需要确定通过探针与待消融组织部位之间的接触所产生的机械力。该方 法可使用导管14通过系统10(图1)进行。然而，也可以采用能够测量所施加的压力(例 如基于阻抗的测量)的其他方法，例如共同转让的美国专利申请公布No. 2007/0060832中 所公开的方法，该专利的公开内容以引用方式并入本文中。作为另外一种选择，可以采用合 适的光学或超声技术来确定机械力。该方法从初始步骤100开始。将导管按常规方式插入心脏，并引导至需进行组织 消融的所需位置处。接着在步骤102中，将心脏导管引入至接触心内膜表面，通常以某一进入角引入，而不是图3所示的垂直角度。接着在步骤104中，确定导管施加到心内膜的机械力或所需力向量。利用导管内 的位置传感器提供的信息，可以自动确定偏转角，例如角度82(图3)。
接着在步骤106中，确定当前医疗过程所需的消融功率，如射频功率。接着在步骤108中，暂时选择预测消融时间，以确定将要施加的能量的剂量。作为 另外一种选择，步骤106和108可以分别改为设置消融时间和预测功率电平。在该步骤中 可通过控制器报告有关在该能量剂量和机械力下的预计消融体积的指示，从而为操作员提 供帮助。接着在步骤110中，根据步骤104和步骤108中确定的条件，计算要通过消融形成 的消融灶的大小。控制现在进行到决策步骤112，在该步骤中确定当前消融灶的大小是否可以接受。 如果在决策步骤112中的决定得到肯定，则控制可进行到最终步骤114，在该步骤中施加功 率(通常为射频功率)并进行消融。在消融过程中，如图4所示动态显示当前消融的组织 体积，，直至所计算的消融体积达到为止。操作员可改变功率，以控制施加时间。除此之外 或作为另外一种选择，操作员可调节导管位置以改变施加到心内膜组织上的机械力。如果在决策步骤112中的决定被否定，则控制返回步骤108，以重新估计消融时 间。典型地，要通过消融形成的消融灶的大小是已知的。在这样的情况下，步骤108、 110和决策步骤112限定的循环可自动重复，直到确定可接受的大小为止。作为另外一种选择，可以在可选步骤116中利用公式1的关系直接计算消融灶的 大小，然后在最终步骤114中进行消融。在这种情况下，可以省略步骤108、110和决策步骤 112。在该方法的替代实施例中，可以将建议功率和建议施加时间数据作为输入来接 收，并计算在不同机械力下接触组织时的消融体积。替代实施例现在参见图6，该图为导管14(图1)的远端33的剖面图，其按照本发明的公开实 施例构造和操作。该实施例与图2类似，不同的是在该实施例中远侧段72包括常规温度传 感器118，该传感器能够检测手术部位组织温度的异常升高。通过在监护仪30(图1)上显 示温度传感器118的输出或提供适当的声音报警，可根据组织温度控制消融速率，以防止 烧焦或温度升高至超出计算消融体积的危险水平。公式1可以修改以计及温度因素，从而仅考虑实际消融时间，而不是总共消耗时 间。消融时间可以定义为仅当确认接触力超出预定力阈值并且温度超出预定温度阈值时开 始计算。作为另外一种选择，消融时间可以定义为仅当发现接触力超出预定力阈值或温度 超出预定温度阈值时开始计算。可通过多种方式修改公式1，以考虑消融时间。以下例子为实际近似值，其中为清 楚起见未示出多个一阶修正和二阶修正。以下提供的阈值是合适的 V k* (P*F*T (F > F 阈值))(2)V k* (P*F*T (F > F _值，t > t 阈值))(3)V k* (P*F*T (t > t 阈值))(4)
其中Fwtt= 5g，tMtt= 47°C。仅在满足所示条件的时间间隔内施加消融功率。
本领域的技术人员会认识到，本发明并不限于在上文中具体示出和描述的内容。 更确切地说，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合，以及这些特征的不在 现有技术范围内的变化和修改形式，这些变化和修改形式是本领域技术人员在阅读上述说 明后可想到的。
权利要求
1.一种消融方法，包括以下步骤将探针插入活体受试者体内；推入所述探针以接触所述体内的组织；确定所述探针对所述组织施加的机械力；以及在一段施加时间按某一功率电平向所述组织施加指定剂量的能量，以消融所述组织， 其中所述剂量的所述施加时间和所述功率电平中的至少一者取决于所述机械力。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤在施加所述指定剂量的能量之前，报 告有关在所述功率电平、所述施加时间和所述机械力下的预计消融体积的指示。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所述探针具有远端和轴线，并且推入所述探针的 步骤包括形成所述远端相对于所述轴线的角偏转。
4.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤计算所述组织的消融体积，所述消融 体积是所述功率电平、所述机械力和所述施加时间的函数。
5.根据权利要求4所述的方法，还包括以下步骤显示所述消融体积的视觉指示；以及根据所述视觉指示，通过改变所述功率电平、所述机械力和所述施加时间中的至少一 者来控制所述消融体积。
6.根据权利要求1所述的方法，还包括以下步骤计算作为所述功率电平和所述机械力的函数的消融速率；以及通过改变所述功率电平和所述机械力中的至少一者来控制所述消融速率。
7.根据权利要求6所述的方法，还包括显示有关所述消融速率的视觉指示，其中控制 所述消融速率根据所述视觉指示进行。
8.根据权利要求6所述的方法，还包括监测所述组织的温度，其中控制所述消融速率 根据所述温度进行。
9.一种消融设备，包括柔性导管，所述柔性导管具有近侧段、用于插入到活体受试者 体腔内的远端以及远端头，所述远端头设置在所述导管的所述远端处并且被配置成与所述 体腔中的组织接触；压力检测器，所述压力检测器用于感测当所述远端头接合所述组织时所述远端头上的 机械力；消融器，所述消融器向所述组织施加给定剂量的能量以消融所述组织；控制器，所述控制器对所述压力检测器产生的信号作出响应，以确定所述机械力大小， 并利用所述给定的能量剂量和所述机械力大小计算消融体积；以及监护仪，所述监护仪连接到所述控制器，并且所述监护仪可操作用来显示所述组织的 标测图和关于所述组织内的所述计算消融体积的指示。
10.根据权利要求9所述的消融设备，其中在施加所述给定剂量的能量之前，所述控制 器可操作用来使所述监护仪显示有关基于所述机械力的预计消融体积的指示。
11.根据权利要求9所述的消融设备，其中所述控制器可操作用来接收包括建议功率 电平和建议施加时间的操作员输入，以确定所述给定剂量的能量，并利用所述操作员输入 计算出建议消融体积，并使所述监护仪利用所述建议消融体积显示所述指示。
12.根据权利要求9所述的消融设备，其中所述给定剂量的能量按某一功率电平在一段施加时间提供，其中所述控制器可操作用来计算作为所述功率电平、所述机械力和所述 施加时间的函数的所述组织的所述消融体积。
13.根据权利要求12所述的消融设备，其中所述控制器可操作用来通过改变所述功率 电平和所述机械力中的至少一者来控制消融速率。
14.根据权利要求13所述的消融设备，进一步地，其中所述控制器可操作用来使所述 监护仪显示有关所述消融速率的视觉指示。
15.根据权利要求13所述的消融设备，还包括温度传感器，所述温度传感器位于所述 导管的所述远端内，用于感测所述组织内的温度，其中所述控制器可操作用来根据所述温 度控制所述消融速率。
16.一种消融设备，包括柔性导管，所述柔性导管具有近侧段、用于插入到活体受试者体腔内的远端以及远端 头，所述远端头设置在所述导管的所述远端处并且被配置成与所述体腔中的组织接触；回弹力构件，所述回弹力构件将所述导管的所述远端头耦合到所述近侧段，并且被配 置成随所述远端头与所述组织接合而变形；位置传感器，所述位置传感器位于所述导管内，用于感测所述导管的所述远端头相对 于所述近侧段的位置，并产生根据随所述回弹力构件的变形和取向而发生的变化的信号；消融器，所述消融器向所述组织施加给定剂量的能量，以消融所述组织；控制器，所述控制器可操作用来利用所述位置传感器产生的所述信号确定所述导管的所 述远端的变形和取向坐标，所述控制器还可操作用来根据信号确定施加在所述导管的所述远 端和所述组织之间的机械力，并利用所述给定剂量的能量和所述机械力计算消融体积；以及监护仪，所述监护仪连接到所述控制器，所述监护仪可操作用来显示所述组织的标测 图和有关所述组织内的所述计算消融体积的指示。
17.根据权利要求16所述的消融设备，其中在施加所述给定剂量的能量之前所述控制 器可操作用来使所述监护仪显示有关基于所述机械力的预计消融体积的指示。
18.根据权利要求16所述的消融设备，其中所述远端头适于形成相对于所述近侧段的 角偏转。
19.根据权利要求16所述的消融设备，其中所述控制器可操作用来接收包括建议功率 电平和建议施加时间的操作员输入，以确定所述给定剂量的能量，并利用所述操作员输入 计算出建议消融体积，并使所述监护仪利用所述建议消融体积显示所述指示。
20.根据权利要求16所述的消融设备，其中所述给定剂量的能量按某一功率电平在一 段施加时间提供，其中所述控制器可操作用来计算作为所述功率电平、所述机械力和所述 施加时间的函数的所述组织的所述消融体积。
21.根据权利要求20所述的消融设备，其中所述控制器可操作用来通过改变所述功率 电平和所述机械力中的至少一者来控制消融速率。
22.根据权利要求21所述的消融设备，进一步地，其中所述控制器可操作用来使所述 监护仪显示有关所述消融速率的视觉指示。
23.根据权利要求21所述的消融设备，还包括温度传感器，所述温度传感器位于所述 导管的所述远端内，用于感测所述组织内的温度，其中所述控制器可操作用来根据所述温 度控制所述消融速率。
全文摘要
本发明的名称为消融体积的预测和标测，提供了组织消融的系统和方法，其中心脏导管装配有压力检测器，所述压力检测器用于感测接合消融部位时所述远端头上的机械力。控制件对所述压力检测器作出响应，以根据所述部位的所述接触压力、消融器的所述功率输出和所述能量施加时间之间的关系计算消融体积。监护仪显示所述心脏的标测图，所述标测图包括有关所述计算消融体积的视觉指示。所述监护仪可通过改变所述视觉指示而动态显示所述消融的进度。
文档编号A61B5/103GK102106753SQ20101062095
公开日2011年6月29日 申请日期2010年12月23日 优先权日2009年12月23日
发明者A·C·阿尔特曼, A·戈瓦里, Y·埃夫拉思 申请人:韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司