本发明一般涉及医学领域,更具体地涉及用于检测患者器官中电活动的导管和方法,更具体地用于检测例如患有心脏纤维性颤动的患者心脏中电活动的导管和方法。
现有技术
心脏纤维性颤动是一种复杂的心律失常,其发作、持续和中断机制尚未完全清楚。虽然长时间以来认为纤维性颤动过程是没有协调模式的随机现象,但最近的研究已经证明在一些情况下可能存在定义纤维性颤动过程的分级模式。因此,主要区域的电隔离可能是对这种类型心律失常的有效治疗(见)m•罗德里戈•博特(m.rodrigobort)等人,《因果关系图:识别纤维性颤动分级模式的新方法》,西班牙生物医学工程学会第29届年度代表大会)。
现有技术公开了用于检测治疗心律不齐的最佳区域的方法和系统。这些方法通常基于检测并向使用者呈现主频率和心脏信号分离。然而,这些基于主频率的方法需要使用者(医师)在整个心房中移动导管以记录所有所述心房中的信号,以便检测用于消融治疗的最佳位置。这种方法需要的时间长,增加了有创治疗中患者的风险。
这些系统还要求执行该程序的医师受过高度专业化的训练并且知识非常渊博,以便解释所获得的参数。
例如,专利文献wo2012092016公开了一种用于诊断心律失常和指导导管治疗的系统,这种系统允许测量、分类、分析和映射体内的空间电生理图。该系统可进一步指导心律失常的治疗并在提供治疗时更新图。该系统可以使用医疗装置来收集电生理数据和定位数据,该医疗装置具有带有已知空间配置的高密度传感器。此外,该系统还可以使用电子控制系统来计算并向使用者提供用于与显示装置上显示的几何解剖模型相关联的各种度量、导数度量、高清晰度图、复合图和一般视觉辅助。
然而,尽管专利文献wo2012092016中公开的方法可以帮助将心律失常导管治疗引导到最佳位置,但是对于提供给使用者的数据的精度,仍有改进的可能性。
因此,本领域仍然需要检测人体器官中电活动(例如,心脏中的电活动)的替代方法,这种方法向使用者例如执行如心律失常导管消融治疗的医师提供视觉辅助和精确数据。
特别地,用于执行心律失常治疗的几种类型的导管在本领域中也是已知的。例如,专利文献us6,961,602公开了一种用于映射心脏中电活动的导管。该导管包括多个臂,每个臂可获得电、机械和位置数据。该导管包括细长导管主体,具有近端和远端以及纵向延伸穿过其中的至少一个内腔。具有至少两个臂的映射组件安装在所述导管主体的远端,每个臂具有一个附接到所述导管主体的远端的近端和一个自由远端。每个臂包括至少一个位置传感器和至少一个尖端电极和环形电极。在使用中,每个臂的至少一个电极被放置为与心脏组织接触以映射心脏的电活动。位置传感器用于确定监测电活动的每个点的位置。
然而,用这种类型的电极获得的映射信息不是最佳的,因为在测量中产生了很多误差,这些误差源于例如所述臂上电极间的相对位置。
因此,本领域中仍然需要用于检测人体器官中电活动(例如,心脏中的电活动)的替代导管,这种导管减少测量各种心脏活动参数时发生的检测误差。
本发明公开内容
为解决现有技术的问题,本发明公开了一种用于检测器官中电活动的导管和方法。
根据第一方面,本发明公开了一种用于检测器官中电活动的导管,其包括近端和远端,所述近端具有用于连接到信号处理系统的连接装置,所述远端用于插入到患者心脏中。所述导管还包括从所述远端延伸的至少三个臂,每个臂包括至少一个电极。所述导管还包括远端处的中心电极,所述导管的所述每个臂均是从该中心电极处露出。
根据本发明所述的导管,所述每个臂的电极与所述中心电极之间的距离是已知的。因此,所述中心电极被用作由所述臂的所述电极进行的测量的参考电极。基于本发明的所述导管,可以在各个方向上,即在所述中心电极和所述臂的所述每个电极之间,进行因果关系测量。考虑到对于所有测量来说,所述参考电极均是相同的,并且所述参考电极与所述臂的所述电极之间的距离是已知的,所以测量产生的误差被大幅减小。此外,考虑到所述导管包括至少三个具有电极的臂,所以可以获得至少三个方向上的所述电活动的因果关系测量,因此精确度提高,并且使映射器官中的电活动变得更容易。
根据第二方面,本发明公开了一种用于检测器官中电活动的方法。所述方法包括以下步骤:
a)将多电极导管插入患者器官内;
b)获得并调节用于将所述导管的电极定位在所述器官内部的定位信号;
c)获得所述导管所在位置的因果关系信息;
d)将所述因果关系信息与所述导管在先前位置获得的因果关系信息一起处理和汇总;
e)向使用者可视化地呈现到现在为止获得的所有因果关系信息的递归图,该递归图以总体的方式汇总所述器官的电活动;以及
f)将所述导管移动到新位置并从上述步骤b)开始重复所述方法,直到获得患者器官的完整且令人满意的递归图。
因此,本发明的方法以因果关系活动图形式向使用者(即,将执行如心律失常消融治疗的医师)提供所述器官中所述电活动的精确且详细的信息,从而使用者可以将导管定向,例如直接定向在必须进行心律失常治疗的最佳区域。
考虑到由所述导管获得的所述因果关系信息与在所述器官中的其他先前位置处获得的信息一起被处理和汇总,所以呈现给使用者的所述递归图将随着所述导管在所述器官中移动而更新,因此,其中呈现的信息的精确度得到了完善和改进。
附图说明
以下附图举例说明了本发明的优选实施例,有助于更好的理解本发明,但不能被解释为以任何方式限制了本发明。
附图1a、1b和1c展示了根据本发明的所述导管的三个实施例;
附图2a、2b和2c展示了根据本发明的所述导管的其它三个实施例;
附图3展示了根据本发明的优选实施例的方法流程图;
附图4展示了通过根据本发明的优选实施例的所述方法获得的心房的递归图。
优选实施例具体说明
下面将对本发明的导管和方法的优选实施例进行详细描述,具体而言,其应用于检测心脏中的电活动以确定治疗最佳位置,如确定心律失常治疗的最佳位置。然而,本领域技术人员将理解,上述应用并不是对本发明的限制,本发明公开的所述导管和所述方法可以应用于检测患者身体中其他器官的电活动,患者可以是人或其他动物。
如上所述,根据本发明的所述导管包括近端和远端。所述近端具有用于连接到信号处理系统的连接装置。这些连接装置可以是本领域中已知且常用的任何装置,例如用于连接到计算机或任何信号处理计算机系统的连接装置。所获得的信号优选通过根据本发明的方法进行处理,如下文所述。
所述导管的远端包括从其延伸的至少三个臂,每个臂包括至少一个测量电极。附图1a至1c展示了本发明所述导管的远端的三个优选实施例,分别具有三个、四个和五个臂(10)。在这种情况下,如图所示,每个臂(10)的端部处具有拉普拉斯电极(12)。所述导管还包括在其远端处的中心电极(14),所述导管的每个所述臂(10)从该远端露出。
根据这些优选实施例,不管有几个臂(10),所述臂(10)的电极(12)相对于所述中心电极(14)均是等距的,且所述电极相对于其邻近的臂(10)的电极(12)也均是等距的。
附图2a至2c展示了根据本发明所述导管的其它三个实施例。附图2a至2c的实施例分别类似于附图1a至1c的实施例,不同之处在于所述臂的拉普拉斯电极(12)被替换为双极电极(16)。尽管附图2a至2c中的所述中心电极(14)仍然是拉普拉斯电极,但是本领域技术人员将理解,还可以设想将根据本发明的实施例所述的中心电极被替换为双极型电极。
然而,根据本发明,通常优选的在所述导管远端的所述臂和所述中心中均使用拉普拉斯电极,因为它们可以更有效地消除所记录的心脏电信号的远场分量,从而减少测量中的误差。因此能够始终正确分析所述导管的电极所处的心脏壁的位置的局部活动,而不受心肌其他部分的电活动的影响。
根据本发明附图中未示出的附加实施例,所述导管还包括位于每个臂中靠近其相应电极的一个三线圈组。该线圈组的存在可以使得所述电极在患者心脏内部的空间定位更容易,如下文所述。
附图3描述了根据本发明优选实施例的用于检测心脏电活动的方法。所述方法包括以下步骤:
a)将多电极导管,例如根据本发明的导管,插入患者的心脏;
b)获得并调节用于将所述导管的电极定位在所述心脏内部的定位信号;
c)获得所述导管所在位置的因果关系信息;
c2)向使用者可视化地呈现到现在为止获得的因果关系信息;
d)将所述因果关系信息与所述导管在先前位置获得的因果关系信息一起处理和汇总;
e)向使用者可视化地呈现到现在为止获得的所有因果关系信息的递归图,该递归图以总体的方式汇总所述心脏的电活动;以及
f)将所述导管移动到新位置并从上述步骤b)开始重复所述方法,直到获得患者心脏的完整且令人满意的递归图。
根据本发明该优选实施例的方法可以应用于如检测必须通过消融治疗的纤维性颤动源区域。
将所述导管插入患者心脏的步骤a)类似于使用现有技术中已知的导管所进行的步骤,因此不需要进一步描述。
在步骤b)之后,本发明的所述方法是一种迭代方法。在步骤b),所述导管的所述电极在空间上定位,即,能确定患者心脏内的每个所述电极的确切位置。该步骤可以以多种方式实现。
例如,一种获得用于在患者心脏中定位所述电极的定位信号的方法包括,在患者皮肤上放置三个参考电极,并且在每个参考电极和导管上每个需获取信号的所述电极之间产生循环电流。以这种方式,通过测量每个所述电极和每个所述参考电极之间的阻抗,可以获得所述电极相对于所述参考电极的位置的三维坐标。通过所述电极间电流循环获得的以达到定位目的的信号切不可与正在被测量的相关信号的频谱重叠,因为在这种情况下获得的心内信号不会是正确的。
获得所述导管的电极的位置信息的另一种方式为使用一种导管,该导管包括位于靠近每个臂的每个电极处的如上文所述的三线圈组。这些线圈允许测量由放置在患者背部的其他线圈产生的电磁场的强度。这些其它较大尺寸的线圈被附着到患者的背部或放置在手术台上,并且它们产生磁场,该磁场使放置在所述导管的每个电极旁的较小线圈中产生电流。测量放置在所述导管中的所述线圈所产生的电流,就能获得其相对于较大线圈的位置。
如本领域技术人员所理解,优选地对所获得的位置信号进行调节(通过上述方法中的任一种或通过本领域中已知的其他方法),包括能去除电子噪声的临时过滤和例如能增加信号质量的任何其它类型的信号处理。
一旦由此确定了所述导管的臂的每个电极的位置,并且考虑到每个臂的每个电极与所述中心电极之间的距离是已知的(优选地,所述臂的每个电极与所述中心电极之间的距离是不变的),那么患者心脏内部的所有电极的位置就能完全确定。
在使用具有三个以上臂的导管的情况下,每个臂中可以包括一个三线圈组,或者可以仅在所述导管的三个臂中包括一个三线圈组。实际上,如果所述导管的臂的所述电极和所述中心电极的相对位置是不变的,则在确定其中三个电极的空间位置后,就能立即推导出所述导管的剩余电极的位置。
步骤c)获得某时刻所述导管所在位置的因果关系信息。为此,医师将具有记录点的所述导管的远端放置在心脏(例如,心房)表面上的特定点上,并且在确定所述电极的位置之后(上述步骤b)),记录一小段时间(例如1秒到10秒)的心肌信号。记录和处理该信号,首先获得所述导管的远端所在的心房的特定区域的因果关系信息。该因果信息优选包括主要传播方向、纤维性颤动活动组织指数和从这些测量值导出的其他参数。
步骤c)包括获得和处理某时刻所述导管所在位置的因果关系信息。为了进行所述因果关系测量,将信号分割为瞬时窗口并进行分析。最终结果是将这些每个瞬时窗口所获得的结果组合起来。有几种方法来分割信号。根据本发明的一个实施例,以等于主要心脏激活频率的倒数的间隔执行分割。为此,所记录的每个心脏信号的主要频率必须使用本领域中已知的方法例如welch周期图法来计算。一旦该主要频率值已知,则将信号切分成具有等于所有心脏信号中最高主要频率的倒数的瞬时长度的互相重叠的段(重叠间隔是使用者必须引入的一个因子,具体取决于信号持续时间和预期的鲁棒性)。信号被分割后,计算每个瞬时窗口中每对信号之间的因果关系影响,即,所述导管中心的心脏信号和所述导管的臂的电极的心脏信号之间的因果关系影响。这种影响与应用自回归模型预测产生的误差方差的值成正比,所述自回归模型是直接从格兰杰因果关系的定义导出的。直接取决于电极之间的距离的参数包括在该自回归模型中,因此优选使用其中每个所述臂的电极总是彼此等距且相对于所述中心电极也等距的导管。各个电极获得的心脏信号间的因果关系影响的计算值将用于获得主要传播方向和纤维性颤动活动组织指数参数。
根据本发明的优选实施例,接下来执行步骤c2),将到现在为止获得的因果关系信息,即在前述步骤中针对心房中的该位置计算出的传播方向和组织指标参数,直观呈现给使用者。然而,本领域技术人员将理解,该步骤对于所述方法的正确使用不是强制性的,因此在本发明的替代实施例中,所述方法直接从步骤c)进行到下述步骤d)。为执行步骤c2),将使用到所述导管在心房内的位置,在心房虚拟图上显示所提及的参数及组织值,其中所提及的参数以能指示方向的一组箭头或单个箭头的形式显示,所述组织值用如颜色图表示或直接用显示器上的其值来表示。另外,该步骤还可以示出一些其他的心脏信号参数,所述心脏信号参数不是从因果关系分析得到的,而是所述导管位于的心房区域的参数特征,所述参数特征可以是如心脏信号本身、获得的心脏信号的幅度、其主频率、所述信号的分离程度、所述导管相对于心房的相对位置等。
接下来在步骤d)中,将所述因果关系信息与所述导管在先前的心房壁位置获得的因果关系信息一起处理和汇总。为此,使用三维网格模型,该模型详细描述心房壁形态并由其空间节点或点定义。从所述导管整个介入的空间位置信息获得该模型。基于对所述导管的每个位置的因果关系的分析获取主要传播方向的信息,基于主要传播方向的信息获得心房网格每个节点的主要传播方向值。使用该信息建立基于马尔可夫链的模型,其中心房网格的每个空间节点等于马尔可夫链的一个状态,并且从所述模型的空间信息以及每个节点计算出的主要传播方向获得与状态变化相关联的概率。然后针对马尔可夫链的稳定阶段计算不同节点之间的最终概率分布,将不同节点之间的均匀分布定义为初始概率。节点之间的最终概率分布被称为递归图,并且心房表面的网格的每个节点的值在0和1之间。
在步骤e),将到现在为止获得的所有因果关系信息的递归图可视化地呈现给使用者,该递归图以总体的方式汇总所述心脏的电活动。该图显示了心房的虚拟模型,每个节点的主要传播方向用箭头示出,并且还可以在心房的最表面上使用颜色代码以展示递归图的值(参见附图4)。此外,像上文所述的步骤c2)一样,也可以向显示器添加其他信息,例如记录的心脏信号、主要频率等。
最后,步骤f)包括将所述导管的远端移动到新位置,然后从上述步骤b)开始重复所述方法,直到获得患者心脏的完整且令人满意的递归图。根据本发明所述方法的优选实施例,在该步骤中,将电解剖记录系统向使用者进行典型的浏览显示,其中示出了心房的虚拟模型以及所述导管的相对位置。
如本领域技术人员可以理解的,相对于如前所述的通常基于主频率和心脏信号分离的现有技术方法,本方法向前飞跃了一大步。实际上,一方面,本方法允许获得主要传播方向,并且向使用者可视化地呈现主要传播方向,即在心房壁的一个区域中心房纤维性颤动期间的现有传播模式,这是心律失常治疗中高度相关的信息。基于该信息所获认识,医生有效地将消融导管正确且快速地引导到最佳操作区域,并且因此能够避免如现有技术方法般,在心房的整个表面上移动以记录来自所有所述表面的信号。
另一方面,本发明的方法能够使医师对传播模式进行更直观的分析,相比现有技术方法,本方法可使得介入更便利,并减少介入的持续时间,而且相对于现有技术的方法,对主治医师的培训和专门知识的水平要求较低。
此外,如上所述,本发明的方法汇总了记录在单个图(递归图)中的活动。主治医师可以容易且快速地理解该递归图,这有助于治疗并且还能额外减少介入时间。在单个视图中,该图展示了在心房的表面和分层主要区域上检测到的传播模式,因此可以以简单的方式观察纤维性颤动期间的心房活动以及进行消融治疗的相关区域。
本发明上述导管和方法可以用作例如在电生理学实验室中诊断和治疗患者的工具。如上所述,本发明所述导管和方法的可能应用之一(尽管也可以有其它类似的应用)是检测导致心律不齐发作和/或持续、并因此应用于被灼烧以达到结束心律失常的目的的心脏区域。可以通过本发明所述导管和方法检测和/或治疗的那些病状包括例如心房纤维性颤动、心房扑动、局灶房性和/或室性心动过速,以及室性心动过速。
虽然已经参考优选实施例对本发明进行了描述,但是在不脱离本发明的范围的情况下,可以应用对本领域技术人员而言显而易见的修改和变化。例如,尽管已经描述了应用于检测心脏中的电活动以确定例如最佳心律不齐治疗区域的导管和方法,但是本领域技术人员理解,本发明也可以应用于检测其它器官例如肌肉或神经组织中的电活动。
同样,根据本发明的优选实施例,已经描述了所述导管的臂中的所述电极彼此等距且相对于所述中心电极也等距。然而,在本发明的替代实施例中,可以设计导一种导管,其中所述臂的所述电极仅彼此等距、仅相对于所述中心电极等距,或者相对于所述导管的任何其它电极不等距。然而,在所述臂的所述电极相对于所述中心电极不等距的情况下,根据本发明,每个臂的所述电极与所述中心电极之间的所述距离必须是已知的。
另外,已经描述了包括具有电极的三个臂、四个臂和五个臂的导管。然而,本领域技术人员将理解,在不脱离本发明的范围的情况下可以设计具有更多臂的导管。同样地,所述臂的每一个可以包括一个以上的电极。