用于监测生物阻抗与呼吸的系统与方法

专利名称：用于监测生物阻抗与呼吸的系统与方法
技术领域：
本发明涉及用于在热疗过程中监测组织阻抗的系统与方法。
背景技术：
心内膜冷冻治疗的有效性显著地受到导管的尖端(tip)或热传导区域与组织的接触的影响。之前的活体研究表明所产生的损伤(lesion)大小和尖端或热传导区域与组织之间接触质量之间的相关性。使用同样的设备，通过改进尖端与组织间的压力或接触可实现较大的损伤大小。已使用了各种方法，使用RF导管和/或超声波成像，来评估尖端或热传导区域的接触。然而，这些办法中没有一个被证明是完全令人满意的。这个问题扩展到组织治疗的各领域，在治疗的过程中组织经历一些改变或“生理学事件”。除了接触质量评估，在采用流体的治疗设备中，泄漏的探测与容纳(containment) 是个严重的问题，特别是在用于治疗目的的冷冻设备的操作中，唯恐冷却剂的泄漏进入身体和藉此造成重大伤害。采用可充气气囊的已知导管经常将气囊充气到超过血管中或身体管腔中的气压的相对高压。然而，为了容纳冷却剂，这些导管一般使用较厚气囊、双层气囊、机械特性坚硬的冷却腔室和其他类似单体构造的容纳装置。然而，这些技术缺少稳健性 (robustness)，其中如果单体气囊、冷却腔室或其他形式的容纳装置引发碎裂、泄漏、破裂或者其他严重的结构完整性问题，冷却剂可能从导管中流出。为使任何这样的泄漏的量和持续时间最小化，理想的是使用流体探测系统，其探测从导管杆(shaft)中排出或流出的其他或液体并给控制单元以信号来停止冷冻液体的流动。进一步，由于很多治疗系统与方法应用在内部身体管腔、器官或其他观察不到的组织区域中，设备结构相对于组织的方向和姿态对于确保有效和高效的组织治疗是极其重要的。这个情况适用于很多外科与非外科的，使用多种样式的组织治疗系统中，举例来说， 其包括通过冷冻治疗的冷却、热或电感应的加热、超声、微波和RF。可通过研发适于在“身体”环境中操作的特定的转换器(transducer)来部分地解决这些问题。对于很多生理学事件而言，没有特定的转换器。所讨论的事件包括组织的自然状态的变化，诸如温度、电介质或电导率变化、细胞和细胞基质的结构变化、尺寸变化、或组织区域和/或外部身体的操作或其之间相互影响的变化，诸如在插有治疗设备的动脉中的血流。所有这些变化可相关于，或受影响于，组织区域的生物电阻抗的相对变化。理想的是，提供一种装置与方法，其评估损伤质量、监测或探测任何液体流出的发生、确定血管闭塞、确定组织成分、评估低温设备的尖端或热传导区域与所治疗的组织之间的接触质量、并监测或者测量医疗过程中的生理学情形、形式或状态。

发明内容
本发明有利地提供用于探测液体流出、评估损伤质量、确定组织成分或结构，并提供组织接触评估的方法与系统。在示例实施例中，提供了用于探测液体流出的方法，包括以下步骤将导管放置在组织治疗点，此处导管包括杆，其包括近端部分和远端部分，其中近端部分和远端部分界定了位于远端部分和近端部分之间的至少一个液体路径，且该杆具有多个电极，在该多个电极中的至少两个上施加电流，测量在该多个电极中的至少两个之间的阻抗电压，并处理由于所施加的电流而测得的阻抗电压以确定是否发生了液体流出。该用于探测液体流出的方法中的处理步骤可包括以下步骤建立常规阻抗电压范围，监测以确定阻抗电压是否变化超出了该阻抗电压范围，并在如果阻抗电压测量结果变化超出该阻抗电压范围时生成一个信号。控制单元、微处理器、阻抗测量设备等可执行这个处理步骤。在本方法的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且具有位于靠近冷却腔室远侧处的第一电极和位于靠近冷却腔室近侧处的第二电极。在另一个示例实施例中，提供了评估损伤质量的方法，其包括以下步骤将导管放置在组织治疗点，此处导管包括杆，其包括近端部分和远端部分，其中该近端部分和远端部分界定了位于两者之间的至少一个液体路径，且该杆具有包括第一电极和第二电极的治疗部分，并测量基线(baseline)阻抗，激活导管从而其治疗部分冷却组织，在第一电极和第二电极之间施加电流，并处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗电压以确定在每一次导管激活之后所治疗的组织的量。该用于评估损伤质量的方法中的处理步骤可由控制单元、微处理器、阻抗测量设备等来执行。在该方法的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且具有位于靠近冷却腔室远侧处的第一电极和位于靠近冷却腔室近侧处的第二电极。在还有另一个示例实施例中，提供了评估组织成分的方法，其包括以下步骤将导管放置在组织治疗点，此处导管包括杆，其具有近端部分和远端部分，其中该近端部分和远端部分界定了位于两者之间的至少一个液体路径，且该杆具有包括第一电极和第二电极的治疗部分，激活导管从而其治疗部分冷却组织，在第一和第二电极之间施加电流，测量第一和第二电极之间的阻抗电压，并处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗，为组织类型建立常规的阻抗范围，监测阻抗以确定阻抗是否变化进入了组织类型的阻抗范围内，并生成可被处理以标识组织类型阻抗范围的阻抗信号。该用于评估组织成分的方法中的处理步骤可由控制单元、微处理器、阻抗测量设备等来执行。在该方法的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且具有位于靠近冷却腔室远侧处的第一电极和位于靠近冷却腔室近侧处的第二电极。在还有另一个示例实施例中，提供了评估组织成分的方法，其包括以下步骤将导管放置在组织治疗点，此处导管包括杆，其具有近端部分和远端部分，其中该近端部分和远端部分界定了位于两者之间的至少一个液体路径，且该杆具有包括第一电极和第二电极的治疗部分，激活导管从而其治疗部分冷却组织，在第一和第二电极之间施加电流，测量第一和第二电极之间的阻抗电压，并处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗，将冷却剂传送给治疗尖端，测量第一和第二电极之间的第二阻抗电压，处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗电压以确定第一和第二阻抗之间的变化阻抗(delta impedance)，并且确定该变化阻抗是否达到了最大值。
该用于评估组织成分的方法的处理步骤可由控制单元、微处理器、阻抗测量设备等来执行。在该方法的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且具有位于靠近冷却腔室远侧处的第一电极和位于靠近冷却腔室近侧处的第二电极。本发明进一步提供用于治疗组织的方法，包括测量阻抗值；将该阻抗值与呼吸状态(诸如呼吸速率或呼吸量)关联起来；以及热疗组织区域。热疗组织区域可包括低温消融(ablation)或射频消融。将该阻抗值与呼吸状态关联起来可包括对所测得的阻抗值的振幅解调。本发明进一步提供了治疗组织的方法，包括将导管的一部分放置在邻近心脏组织之处；用导管测量阻抗值；至少部分地基于所测得的阻抗值来确定呼吸速率；并用导管对心脏组织进行热疗。该方法还可包括至少部分地基于所确定的呼吸形式(pattern)停止心脏组织的热疗；或者定义呼吸速率的阈值，并在所计算出的呼吸形式低于预定义的阈值时，确定停止对心脏组织的热疗。用导管测量阻抗值可包括在位于心脏组织邻近处的第一电极和邻近横膈膜的第二电极之间传导电流。本发明进一步提供了用于热疗心脏组织的医疗设备，包括具有近端、远端和热传导区域的导管；位于导管上邻近热传导区域的第一电极；位于导管上邻近第一电极的第二电极；其中该第一和第二电极可用于测量跨胸腔的至少一部分的阻抗值。该第二电极可距离导管的远端约IOOmm到约800mm之间，或者距离第一电极约IOmm到约800mm之间。该设备可进一步包括具有与第一和第二电极通信的信号处理器的阻抗测量系统。另外，热传导区域可包括气囊，且导管可定义流经其中的低温冷却剂流经路径。设备可包括与热传导区域相联系的(in communication with)射频能量源。可包括与第一和第二电极通信的处理器，该处理器含有基于所测得的在第一和第二电极之间的阻抗值来计算呼吸速率的处理算法。附图简要说明结合考虑此处的相应附图，参看接下来的详细描述，将能更容易地了解本发明的更完整的理解以及其中所附的优势和特征，其中

图1示出具有可扩展的热传导区域的导管系统；图2示出图1中的导管系统的杆的实施例；图2A示出使用了一对位于病人身体上的激发电极的导管系统的实施例；图3示出具有不可扩展的热传导区域的导管系统；图3A示出带有位于导引(guidewire)管腔内的测量电极的导管系统；图3B示出图3A的导引(guidewire)管腔的剖视图；图4A示出处于偏转配置且位于治疗点附近的导管的实施例；图4B示出图4A中导管尖端在其热传导区域内具有四个电极的实施例。图4C示出图4A中导管尖端在其热传导区域内具有八个电极的实施例。图5示出用于探测液体从导管中流出的导管的实施例；图6示出液体流出算法的实施例。图7示出肺静脉闭塞/液体流出/冰冻覆盖验证算法的实施例；图8示出冰冻覆盖/损伤质量测量算法的实施例；
图9示出一般(general)阻抗相对于时间的Z(t)图；图10示出一般(general)阻抗Z(t)的图，其带有由于液体流出引起的阻抗尖峰；图IlA是胸部区域的及其相关解剖的前视图；图IlB是人体心脏及其相关解剖的视图；图IlC是人体心脏及其相关解剖的附加视图；图12示出根据本发明原理而构建的导管系统的实施例；图13示出根据本发明原理而构建的导管系统的另一个实施例；图14示出根据本发明原理而构建的生物阻抗监测系统的实施例；图15示出根据本发明原理而构建的生物阻抗监测系统的实施例；图16A是在一段时间之后所得到的多个生物阻抗测量值的图示；图16B是在一段时间之后所得到的多个生物阻抗测量值和相应的呼吸速率的图示；图17是根据本发明原理的生物阻抗/呼吸监测算法的实施例。
具体实施例方式一种探测液体流出的系统与方法，包括以下步骤在组织治疗点放置导管，此处导管包括杆，其具有近端部分和远端部分，其中该近端部分和远端部分界定了位于两者之间的至少一个液体路径，且该杆具有含有至少四个电极的治疗部分，第一对电极和第二对电极，在第一对电极之间施加电流，测量第二对电极之间的阻抗电压，并处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗电压以确定是否存在液体流出。电极的数量和位置将影响系统测量灵敏度。例如，当减少测量电极对之间的距离时，系统测量灵敏度增加。另一方面，当测量电极对和激发电流电极对之间的距离减少时， 系统测量灵敏度下降。在另一个实施例中，此处导管具有单对电极，既用于测量阻抗又用于提供激发电流，系统测量灵敏度也会下降。该用于探测液体流出的方法中的处理步骤可包括建立常规阻抗电压范围的步骤，监测以确定阻抗电压是否变化超出了该阻抗电压范围，并在如果阻抗电压测量结果变化超出该阻抗电压范围时生成一个信号的步骤。控制单元、微处理器、阻抗测量设备等可执行这个处理步骤。在本发明的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且每对电极中的一个位于靠近冷却腔室远侧处，每对电极中的一个位于靠近冷却腔室近侧处。另外，一种用于评估损伤质量的系统与方法包括以下步骤将导管放置在组织治疗点的步骤，此处该导管包括杆，其包括近端部分和远端部分，其中该近端部分和远端部分界定了位于两者之间的至少一个液体路径，且该杆具有包括第一电极和第二电极的治疗部分，激活导管从而其治疗部分冷却组织，在第一电极和第二电极之间施加电流，测量在第一和第二电极之间的阻抗电压，并处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗电压以确定在每一次导管激活之后所治疗的组织的量。该用于评估损伤质量的方法中的处理步骤可由控制单元、微处理器、阻抗测量设备等来执行。在本方法的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且具有位于靠近冷却腔室远侧处的第一电极和位于靠近冷却腔室近侧处的第二电极。另外，一种用于评估组织成分的系统与方法包括以下步骤将导管放置在组织治疗点的步骤，此处导管包括杆，其具有近端部分和远端部分，其中该近端部分和远端部分界定了位于两者之间的至少一个液体路径，且该杆具有包括第一电极和第二电极的治疗部分，激活导管从而其治疗部分冷却组织，在第一和第二电极之间施加电流，测量在第一和第二电极之间的阻抗电压，并处理由所施加的电流引起的所测得的阻抗电压，为组织类型建立常规的阻抗范围，监测阻抗以确定阻抗是否变化进入组织类型的阻抗范围内，并在阻抗变化进入组织类型的阻抗范围内时生成一个信号。该用于评估组织成分的方法中的处理步骤可由控制单元、微处理器、阻抗测量设备等来执行。在本方法的另一个实施例中，导管的治疗部分可包括冷却腔室，其与至少一个液体路径液体相通，且具有位于靠近冷却腔室远侧处的第一电极和位于靠近冷却腔室近侧处的第二电极。由于很多治疗系统与方法应用在内部的身体管腔、器官或其他观察不到的组织区域中，设备结构相对于组织的方向和姿态在确保有效和高效的组织治疗方面是极其重要的。这个情况适用于很多外科和非外科的，使用多种样式的组织治疗系统中，举例来说，其包括通过冷冻治疗的冷却、热或电感应的加热、超声、微波和RF。这些事件中的很多包括组织的自然状态的变化，诸如温度、电介质或电导率变化、 细胞和细胞基质的结构变化、尺寸变化或在组织区域和/或外部身体的操作或其之间相互影响的变化，诸如有治疗设备插在其中的动脉中的血液流动。所有这些变化可相关于，或受影响于，组织区域的生物阻抗的相对变化。在使用术语阻抗的时候，我们所指的是这个术语的一般可接受的定义电路或元件中正弦电压与电流的复数比，除了此处所用的场合，阻抗可应用到任何施加了一电场且电流流经的区域或空间。阻抗，Z，可用复数来表达，Z = R+jX，其中R是以实数欧姆表示的电阻，X是以虚数欧姆表示的电抗，而j是系数，它是负一(-1)的正平方根。电阻，用R表示，是指物质对抗电子在其原子间移动的程度的度量。原子越是轻易地放弃和/或接受电子，电阻就越低。电抗表示为X，是指在每个AC (交流电)周期内电流和电压波动时，电子元件、电路或系统存储或释放的能量的程度的表达。电抗用虚数欧姆来表达。对于AC已观察到电抗，但对于DC(直流电)则没有。当AC流经含有电抗的元件时， 可能以磁场的形式存储与释放能量，在这个情况下，电抗为感性的(表示为+jX.sub.L)；或者可能以电场的形式存储与释放能量，在这个情况下，电抗为容性的(表示为_jX. sub. C)。 阻抗Z可能是正的或负的，这取决于电流的相位是滞后于还是超前于电压的相位。阻抗，有时被称为“视在电阻”，与一般的电阻不同在于阻抗仅适用于AC;然而电阻R适用于AC和 DC，且表达为正的实数欧姆。如背景技术部分所提到的，可部分地通过研发适于在“身体”环境中操作的特定的转换器(transducer)来部分地解决这些问题。然而，对于很多生理学事件而言，没有特定的转换器。所讨论的事件包括组织的自然状态的变化，诸如温度、电介质或电导率变化、细胞和细胞基质的结构变化、尺寸变化或在组织区域和/或外部身体的操作或其之间相互影响的变化，诸如有治疗设备插在其中的动脉中的血液流动。使用简单的转换器，诸如适当地放置在组织中的电极，测出其之间的阻抗，阻抗可取决于，例如，季节变化、血液流动、心搏、呼吸量、神经活动、皮肤电反射、血压和分泌唾液。在一些情况中，所测得的阻抗可分解为其阻性分量和抗性分量。在其它一些情况下，可在分解或不分解为其分量的情况下测得总阻抗，总阻抗可含有关于生理学事件的充足的信息，特别是在相对于生理学事件之前的一些参照或“基线”阻抗来测得总阻抗时。附加地，在治疗过程中的医疗设备的操作中，诸如在血管、心脏或其他身体器官中，医疗使用者想要在低温设备的尖端或热传导区域和要治疗(如，消融)的组织之间建立稳定且均勻的接触。在这些例子中，低温设备的尖端或热传导区域和要治疗(如，消融)的组织之间的接触是不均勻的或不稳定的，所导致的消融或损伤可能比理想的要小。理想的是使医疗专业人员评估低温设备的尖端或热传导区域和要治疗(如，消融)的组织之间的接触的状态，从而可做出合适的调整以重新放置低温设备，以获得更理想的接触并因此导致更有效的治疗。鉴于上述，本发明有利地提供了方法与系统，其用于探测液体流出、评估损伤质量、确定组织成分与结构、确定导管尖端的冰冻覆盖并提供组织接触评估。图1示出用于执行低温消融的示例系统30。系统30包括拉长的、非常柔软的消融导管34，其适于通过脉管系统(vasculature)。消融导管34包括具有远端37的导管主体36，在其远端37处或邻近其远端37处有热传导区域38。放大示出了远端37和热传导区域38，在下文中将会对其更详细地描述。导管主体36还有近端40，近端40与柄42相配接，柄42可含有诸如杠杆44或球状突出物之类的部件用于操作导管主体36和热传导区域 38。在示例实施例中，带有近端和远端的拉线46在远端37或邻近于远端37处将远端锚定在导管上。拉线46的近端被锚定在诸如凸轮48的部件上，凸轮48与杠杆44相连并响应于杠杆44。柄42可进一步包括电路50，用于标识和/或用于控制消融导管34或系统30 的另一个元件。继续参看图1，柄42还可包括连接件，其可直接配接到低温液体供给/排出与控制单元，或通过一个或多个脐状物(umbilical)的方式间接相配接。在图示系统中，柄42设置有第一连接件M和第二连接件56，第一连接件M与同轴的液体脐带(umbilical)(未示出)可相配接，第二连接件56与可进一步包含零件箱(未示出)的电气脐带(未示出) 可相配接。在示例系统中，液体供给和排出，与用于系统的各种控制装置，都封装在单个控制台52中。除了提供用于消融导管液体供应的排出功能，控制台52还可使冷却剂恢复和/ 或重新循环。柄42设置有用于容纳穿入引导线管腔60内的引导线(未示出)的配件58。 在气囊膨胀期间，可通过导管的进入引导线管腔60注射对比溶液并进入肺静脉。仍然参看图1，示出热传导区域38为双气囊，其带有含在或封闭在第二隔膜(如， 外气囊)64中的第一隔膜(如，内气囊)62，藉此在该第一和第二气囊之间定义了分界面或结合点57。万一第一隔膜62及因此冷却腔室55破裂或产生了泄漏，第二隔膜64提供了安全防护以防液体从冷却腔室阳中泄漏并进入周围的组织。第一和第二隔膜62、64之间的连接点57可基本处于真空中，从而第一和第二隔膜62、64基本接触到彼此，彼此之间鲜有或没有空余之处。与控制台52中的冷却剂供给液体相通的冷却剂供给管66被设置为响应控制台命令和其他控制输入而将冷却剂从位于内气囊62中的管道的一个或多个开口中释放冷却剂。控制台52中的真空泵在导管主体36中的一个或多个管腔中创出低压环境，从而冷却剂被抽入这(些)管腔中，离开内气囊62，向导管主体的近端移动。该真空泵也与内、外气囊62、64的分界面或结合点57液体相通，从而包含或吸走任何从内气囊62泄露出来的液体。仍是参看图1，柄42含有监测气囊中的一个或二者的液压的一个或多个压力传感器68、血液探测设备70和压力释放阀72。在将冷却剂释放到内气囊62中时，内气囊和歪气囊64扩展到预确定的形状以呈现出消融面，其中该消融面的温度由所选用的诸如氧化氮之类的特定冷却剂的材料性质和内气囊62中的压力以及冷却剂的流速所确定。图2示出图1中的气囊导管系统34的杆或导管主体36的实施例。导管主体36含有与热传导部件38的近端连接的安装部分59。内气囊62和外气囊64结合在安装部分59 上。在这个实施例中，内气囊62和外气囊64结合在不同的位置处，被定义为内气囊结合点 63和外结合点65，然而它们可结合在同一个结合点。附加地，标识出数个传感器，包括温度传感器61 (如热电偶电线)、泄漏探测器67、69 (如泄漏探测引导线)和四个电极86、88、90 和92。在这个实施例中，可使用第一对电极(86，88)来提供接触评估、损伤质量、液体流出和/或尖端冰冻覆盖；提供精选幅度(如在0. 2mA到5mA范围内)和频率(如在250Hz到 500kHz范围内)的激发电流107以产生电流场，并测量在第二对电极(90，92)之间所产生的差分(differential)阻抗电压。在导管的另一个实施例中，导管具有单对电极(如90和92)，该对电极中的一个位于热传导区域38 (如，单个气囊)的远侧，而该对电极中的另一个位于热传导区域38的近侧，在两个电极之间施加具有精选幅度与频率的激发电流107以产生电流场，并测量在同样这两个电极之间所产生的差分阻抗电压以确定组织接触的评估、损伤质量和/或血液闭塞评估。将在下文中更详细地讨论该处理算法和相关方面。在另一个实施例中，如图2A所示，在病人身体上放置一对激发电流电极(86，88) 并产生电场(也就是极化病人的身体)，并在导管34上放置一对测量电极(90，92)。可通过施加具有精选幅度与频率的激发电流107以产生电流场，并测量在电极对(90,9 之间所产生的差分阻抗电压以确定组织接触的评估、损伤质量液体流出的方面。在将激发电流施加到两个电极90、92之后，可由阻抗测量系统106(如图3所示) 来测量阻抗电压。然后使用信号处理器108(如图3所示)处理该阻抗测量结果，该信号处理器从特定频率范围内选出相关数据而将阻抗的变化与例如肺静脉的阻塞相关联起来。信号处理器108可以是孤立的单元或可以是控制单元52、阻抗测量系统106的一部分，或导管系统的另一个部分。组织的电阻抗要远大于血液的阻抗，所以测量第一电极90和第二电极92之间的阻抗可表示出热传导元件对于组织接触的功效(efficacy)。利用高的测量灵敏度，该系统应该可量化接触质量。阻抗测量系统106提供有关于基线阻抗的信息，在气囊 38阻塞了诸如肺静脉(PV)之类的血管时基线阻抗可变化。当气囊会阻塞或阻碍气囊的近侧与远侧之间的血液流动时，在所定义的频率上的阻抗将会增加，其提供了关于气囊38和治疗组织之间的接触质量的表示。图3示出另一个实施例，导管34的热传导区域38位于诸如心脏的治疗组织点的附近。在这个实施例中，热传导区域38被示为具有热传导的非气囊部件。尽管这个实施例示为采用单个的热传导部件(如，尖端94)，热传导区域38可具有两个或更多个热传导部件。在电极90、92和尖端电极94上施加具有精选幅度与频率的激发电流；可由阻抗测量系统106测量(如位于尖端电极94和电极90之间的)阻抗(电压)。一旦将激发电流施加到电极上，其将产生电流线102，其表示总体场强(overall field strength)。激发场提供或可使病人的组织或治疗区域极化。电流线102的形状和密度将特征化地由电极的数量与放置而产生。电极的数量和放置将确定总体系统灵敏度。一般，与组织接触评估或尖端冰冻形成相比，需要更高的灵敏度来执行液体流出探测。—般，可使用相同的导管和电极配置来确定导管流体流出的探测和导管组织接触评估的探测。用于确定流体流出和组织接触评估的过程一般可由施加到导管系统的激发电流的选择来确定。例如，如果在导管中发生了气泡泄漏，低频率的激发电流(如，在250Hz 到IOOkHz范围内)可改进气泡泄漏的探测，因为低频信号将不会刺破气泡但该气泡将会干扰(interrupt)电流线102，并因此造成所测得的阻抗Z的尖峰。在另一方面，如果施加高频激发电流(如，在20kHz到500kHz范围内)，高频激发电流将刺破气泡并因此该气泡不会干扰电流线102，导致探测不到气泡。因此，有一些特定环境中可能必须要有附加的电极来改进整体探测系统的灵敏度，并进而改进泄漏探测/液体流出。图3A和;3B示出导管34的热传导区域38的另一个实施例。在这个实施例中，测量电极(87和91)的位置在引导线管腔60的内部。在这个实施例中，内隔膜62和外隔膜 64连接在导管杆36上并界定了冷却腔室55。通过将测量电极(87和91)设置在引导线管腔60的内侧上，可探测到来自导管杆36或引导线管腔60的液体泄漏101。图4A示出导管34的热传导区域38的另一个实施例，其位于诸如肺静脉的治疗组织点的附近。在这个实施例中，示出热传导区域38具有带有多个电极90、91、92、94等的热传导非气囊元件，其中热传导区域38是螺旋或盘绕的配置。可由阻抗测量系统106监测该多个电极中的每一个，该阻抗测量系统可提供关于每一个电极的基线阻抗的信息，在热传导区域38接触目标治疗组织时该基线阻抗会变化。阻抗测量系统106可使用阻抗复用器， 通过扫描电极并记录所有阻抗电压的方式测量热传导区域38的电极之间的阻抗(电压)。 例如，可在电极94和92之间施加激发电流，则可在电极90和91之间测出阻抗电压。接着， 可在电极90和93之间施加激发电流，则可在电极91和92之间测出阻抗电压。这个过程可一直继续到已为各种电极的组合都计算了阻抗电压。所测得的阻抗电压可通过使用信号处理器108来处理，该信号处理器从特定频率范围内提取出相关数据而将每个电极的阻抗变化与该电极和目标治疗组织之间的接触相关联起来。与接触组织的这些电极相关的阻抗将比由血液池(pool)包围的要高。相应地， 具有最高阻抗的电极将是与目标治疗组织最佳地接触的电极，因此可能提供导管尖端与治疗组织点之间的角度(orientation)。图4B示出导管34的热传导区域38的实施例，其具有四个电极90、91、92和94。 图4C示出导管34的热传导区域38的另一个实施例，其具有八个电极90、91、92、93、94、95、 96和97。电极的数量控制了导管热传导区域38的接触评估的准确性。当放置在导管的热传导区域38上的电极的数量增加时，接触评估测量将更准确。另外，除了提供接触评估，这个系统，以及所有其他系统的实施例，还可提供损伤质量和/或大小的增强评估。例如，通过在低温治疗前测量组织的电阻抗，并然后在低温治疗后测量那个组织的电阻抗，可能量化出对于特定治疗时间段(session)或特定数个治疗段的已治疗的组织的量。取决于阻抗变化的速率，可调整冷却曲线(profile)。例如，可为优化的治疗方案制定冷却曲线，其中在相应的时间(如，Tl，T2，T3和T4)理想地具有预设置的阻抗(如，Z1，Z273和Z4)。在达到治疗方案中的特定时刻时，可由所测得的阻抗电压来确定阻抗，且这个阻抗与预设置的阻抗(如Z1，Z273和Z4)进行比较。取决于所测得的阻抗，可调整冷却曲线来增加或减少导管的冷却能力，藉此提供增强的治疗方案控制。导管，如图5所示，可被用于探测来自导管的气体或液体流出104。在对两个电极 90,92施加低频电流(如在250Hz到IOOkHz范围内)之后，可由阻抗测量系统106测得阻抗。然后使用信号处理器108来处理阻抗测量信号，该信号处理器可从特定频率范围内选出相关数据从而关联阻抗变化，如果有阻抗变化的话，那是由于气体流出进入了血流。施加低频电流引起电场110形成，其基本围绕或包围该热传导区域38。这个电场110可具有与可扩展隔膜64相类似的功能，在腔室或内气囊62要破裂、碎裂或泄漏时提供泄漏检测。 因此，可将电场110称为“虚拟气囊”，其能探测来自导管34的液体流出或排出104，并能产生自动关闭导管系统30的信号。当然，与测量导管34内部的破裂与泄漏的可扩展隔膜64 的泄漏探测不同，电场110的泄漏探测是在导管34外部，且发现于外部液体和所治疗组织中。在这些出现液体流出的情况下，产生信号以阻止冷冻液流向导管，并从导管中抽出所有的液体。在可选实施例中，可将附加的电极86和88放在导管治疗部分的杆上(类似于图2 所示)以增加该探测系统的灵敏度，并因此提供了将要使用的较低幅度和/或较低频率的激发信号。结合上述各种电极配置，可采用各种处理算法。如图6、7、8所示，提供了用于确定液体流出、肺静脉阻塞/液体流出验证和尖端冰冻覆盖/损伤质量测量的处理算法。参看图6，示出示例的液体流出算法。该过程开始于步骤600，测得测量电极之间的基线阻抗Z. sub. 0 (步骤610)。如果还没有激活(activated)治疗周期的开始按钮，则可测得另一个基线阻抗Z. sub. 0。一旦激活了开始按钮(步骤620)，将制冷剂输送到导管中 (步骤630)。在制冷剂(冷冻剂)输送(步骤630)之后，测量阻抗Z (t)(步骤640)并计算阻抗变化量(D) Z (t)，其中Z变化量是指在时间t时的阻抗Z减去基线阻抗Z. sub. 0 (步 If 650), DZ (t) =Z(t)-Z. sub.O。一般，随着治疗组织的冷冻的发生，基线阻抗Ζ. sub. 0将以线性速率增加。例如，如果首先测得的Z. sub. 0是20欧姆，在施加治疗周期之后，阻抗Z 是25欧姆，则阻抗变化量DZ (t)是5欧姆。然而，如果可能发生了液体泄漏，则变化的速度将激增，并导致阻抗Z(t)中的突然尖峰。图10中所示的阻抗图中的尖峰示出了这种情况。 在步骤660中，信号变化一般将停止，测得一阶导数dZ (t) /dt。如果dZ (t) /dt大于为每个导管预先确定的阈值的话，则暂停(halt)冷冻周期(步骤670)。否则，系统检查以确定是否该治疗周期已到达冷冻周期的结束处(步骤680)。如果是的话，则停止冷冻(步骤685) 并排空(vent)系统(步骤690)。在系统被排空(步骤690)之后，生成提醒给用户(步骤 690)。参看图7，示出用于测量肺静脉阻塞/液体流出/冰冻覆盖的示例气囊导管控制器算法。步骤700到720涉及评估肺静脉(PV)阻塞的质量。该过程开始于步骤700，可在一对电极之间施加低频激发电流(步骤70 。测量阻抗Z(t)(步骤710)，直到阻抗Z(t)达到最大值时重新放置导管，此时可显示Z. sub. max并用于表示发生了最为可能的肺静脉阻塞。一旦激活了开始按钮(步骤72 ，可在一对电极之间施加高频激发电流(步骤730)， 并可测量基线阻抗Z. sub. 0 (步骤735)。改为高频激发电流便于治疗组织点之间的生物阻
11抗的测量。在制冷剂(冷冻剂)输送给导管(步骤740)之后，测量阻抗Z (t)(步骤74 并计算阻抗变化量(D) Z (t)，其中Z变化量是在时间t时的阻抗Z减去基线阻抗Z. sub. 0 (步骤 735) DZ (t) =Z(t)-Z. sub.0o在步骤745中，信号变化一般将停止，计算出一阶导数dZ (t) / dt。如果dZ(t)/dt大于为每个导管预先确定的阈值的话，则暂停冷冻周期(步骤750)。否则，系统将继续冷冻治疗(步骤755)并检查以确定阻抗Z(t)是否在最大值(步骤760)。 在图9中示出一般(general)阻抗Z(t)相对于时间的图形。如果阻抗Z(t)在最大值，则已发生导管治疗尖端的全部冰冻覆盖，且PV已阻塞。如果Z(t)不在最大值，则不确定治疗的效果(步骤770)。如果治疗周期已经达到了冷冻周期的结束处(步骤755)，则停止冷冻 (步骤780)并排空系统(步骤785)。在系统被排空(步骤785)之后，生成提醒并传送给用户(步骤790)。否则，系统将测量新的阻抗Z(t)(步骤745)并计算阻抗变化量(D)Z(t)， 其中Z变化量是在时间t处的阻抗Z减去基线阻抗Ζ. sub. 0。在步骤745中，信号变化一般将停止，计算出一阶导数dZ(t)/dt。如所讨论的该过程将在745到790处继续，直到完成了所选的治疗。参看图8，示出用于测量导管尖端冰冻覆盖/损伤质量的示例导管控制器算法。 该过程开始于步骤800，可跨一对电极而施加低频激发电流(步骤805)。测量基线阻抗 Z. sub. 01 (步骤810)。一旦激活了开始按钮(步骤815)，测量阻抗Z(t)。计算阻抗变化量DZ (t)，其中Z变化量是在时间t时的阻抗Z减去第一个基线阻抗Z. sub. 01 (步骤825)。 DZ (t) = Z (t)-Z. sub. 01，可显示出阻抗变化量DZ (t)的值(步骤830)。将制冷剂(冷冻剂)传输给导管(步骤835)，处理DZ(t)的值以确定DZ(t)是否达到了饱和条件(步骤 840)。如果达到的话，导管尖端覆盖了冰(步骤845)，并将达到饱和的时间与时间阈值进行比较(步骤850)。如果没有达到的话，产生暂停冷冻步骤(步骤85 、重新放置导管(步骤860)并重新启动过程(步骤800)的建议。如果达到饱和的时间大于时间阈值的话，产生暂停冷冻步骤(步骤85 、重新放置导管(步骤860)并重新启动过程(步骤800)的建议。如果达到饱和的时间小于时间阈值的话，那么请求最大的冷冻能力(步骤870)。如果治疗周期已经达到了冷冻周期的结束处(步骤870)，则停止冷冻(步骤875) 并测量冷却段的温度且与温度阈值进行比较(如+1摄氏度)以确定导管是否已被充分加热到可从治疗组织点处移除(步骤880)。如果冷却段的温度小于温度阈值(如+1摄氏度)，导管一般保留在其当前位置，并进行另一次温度读取。如果冷冻段的温度大于温度阈值(如+1摄氏度)，测量新的基线阻抗Z. sub. 02 (步骤885)，并可用算式计算损伤质量(步骤890)损伤质量=K* (Z. sub. 02-Z. sub. 01)；其中K是常数系数，其从体外测试或有限元模型计算中确定出来，每一个不同的导管类型可具有特定值(对于如，6mm长的尖端一般具有与4mm长的尖端不同的K)。在热疗组织的特定区域时，可能难以引导或控制热传导的深度与强度。热量的传递可能不必然被包含到(contained to)想要治疗的准确区域或深度，因为由于受到周围生理学环境的影响，组织可具有不同的热传导性质。热控制或准确性更多是与特定治疗模式相关的，诸如射频或微波治疗步骤，经常期望将热疗或暴露仅限制在所需要的组织。做不到这样，可能反而会负面地或不利地影响周围的组织结构或器官。例如，在试图治疗心脏组织时，可对热应用有不利影响的敏感的组织结构大量存在。具体地，在心脏内或周围进行热疗或消融心脏内或周围的组织时，重要的是诸如膈神经、窦房结等之类的关键生理结构不要通过这样的消融治疗而不注意地被破坏了。膈神经主要由产生横膈膜收缩的运动神经纤维组成，因此影响呼吸与呼吸模式和情形。另外，膈神经提供纵膈、胸膜及上腹部、特别是肝脏和胆囊的很多元件的感官神经分布。膈神经一般分为两部分右边的和左边的膈神经。两个膈神经都从C3、C4和C5椎骨沿斜角肌深入到颈动脉鞘。右边的膈神经在锁骨静脉之后经过头臂动脉，然后先经过右肺的路径然后通过T8级别上的横膈膜上的腔静脉裂口(hiatus opening)离开胸腔。右边的膈神经穿过右心房。左边的膈神经穿过左心室的心包并分别穿透横膈膜。参看图11A-C，示出右心房和左心室的膈神经段的邻近部分。这些心脏区域可能是心脏心律不齐或其他生理学症状的位置或根源，因此作为组织消融的目标以消除或者治疗这些不正常的电生物学现象。在热疗或消融所选心脏区域时，膈神经可处于被类似地，尽管是非故意地消融的危险中，这可严重影响病人正常的呼吸功能。这种非故意的且不希望的破坏的风险，或热能量对于这种或其他粗略(cursory)结构的应用，迫使产生了检测或者探测在治疗中的潜在破坏结果的愿望。生物阻抗特性提供了用于理想地监控生理学功能和情形的这样的途径。除了接触评估之外，也可使用上述的组织标识等、生物电阻抗测量来探测其他的生理学现象或情形。例如，阻抗肺解剖学容许连续的、非侵袭性的呼吸测量。这个技术的原理涉及从胸部电阻抗的改变中测量呼吸。在生物组织中，电流由离子携载，而离子浓度相对而言是不变的。可采用阻抗测量，来调制流经胸部的在一对电极之间的载波，以产生随呼吸变化的输出。因此可使用跨胸腔或区域的阻抗值的测量以辨别或者计算呼吸情形或模式，诸如呼吸速率或呼吸量。然后可使用这样的呼吸模式或情形来推断或监测膈神经(如上所述， 其影响/控制呼吸)的情形或状态，和膈神经是否在特定治疗过程中被不利地或非故意地影响了。图12-13示出图1和图2中的气囊导管系统34的杆或导管主体的实施例，其具有放置在导管主体上的，或与之成为一体的、邻近内、外气囊的多个电极。例如，导管主体可包括位于内、外气囊邻近处的第一电极86，恰好邻近于结合点65。具体地，该第一电极86可距离导管的远尖端或远侧约3mm。第二电极88可沿导管主体34的长度放置在邻近第一电极86之处。具体地，可将第二电极88放置或设置在导管主体上距离导管的柄、远尖端和/ 或第一电极86—段预定距离之处。第二电极可相对导管系统的其他部分而放置，从而当其在活体中使用时，第二电极88邻近于病人胸区处。例如，可将第二导管88放置在杆上距离第一电极86约IOmm到800mm之处，或者距离导管的柄在约IOOmm到800mm之间的距离。如图13所示，导管杆还可包括第二对电极，如第三电极90和第四电极92。可将第三电极90放置在邻近第一电极86之处，而可将第四电极92放置在邻近第二电极88之处。 在图13的多对电极配置中，通过用第一对电极提供精选幅度的激发电流107(如，在0. ImA 到20mA范围内)和频率(如，在250HZ到500kHZ范围内)以产生电流场，并测量在第二对电极(90,9 之间所产生的差分(differential)阻抗电压，通过使用第一对电极(86，88) 可提供病人胸廓区域的生物阻抗测量。在图12所示的单对电极配置中，将预定幅度与频率的激发电流107施加在这两个电极之间以产生电流场，并测量在同一对电极之间产生的差分阻抗电压以确定胸廓阻抗值。随后可分析、处理或操作所测得的阻抗值，以辨别呼吸情形(condition)、状态或模式。 下文将更加具体地讨论这样的处理算法与相关方面的示例。然后可使用所测得或监测的呼吸情形或模式中的变化来作为在诸如组织消融的心脏过程中对膈神经的不想要的或不期望的破坏性的热影响的指示符。类似于图2A所示，还可使用在身体的外部表面上放置的一个或多个电极来做出阻抗测量。例如，如图14和15所示，在病人身上放置多个电极以产生电场(也就是极化病人的身体)，可通过施加预定幅度和频率的激发电流107来产生电流场并测量在电极之间产生的差分阻抗电压来确定呼吸的各方面。与上述相对于图12与13中所示的导管而描述的单对与多对配置相类似，可在身体的外部使用单对的或多对的电极配置，分别地如图14 禾口 15所示。由于阻抗测量取决于组织的类型、量和分布，胸部上电极的表面积和位置非常重要。骨骼、肺部、心脏和与之相连的组织包括对总胸廓电值(electric value)相对不变的贡献(contribution)，因此胸廓内的气体和生理学液体成为主要的变量。尽管离子化液体具有相对较低的电阻，但脂肪和空气是高电阻的。因此，阻抗测量不仅受到VT影响，还受到皮下脂肪的影响。因此，由于皮下电极的位置受到比如随麻醉深度的肌肉张度的变化而可能变化，可能理想的是将电极放置在位于剑状骨层上的中间线的胸部两边。在将激发电流施加到两个电极之后(不管是通过导管系统还是放置在身体外部)，可由阻抗测量系统106(如图3所示)来测量阻抗电压。然后使用信号处理器108(如图3所示)处理该阻抗测量结果，该信号处理器从特定频率范围内提取相关数据而将阻抗的变化与呼吸模式、情形或状态相关联起来。信号处理器108可以是孤立的单元或可以是控制单元52、阻抗测量系统106的一部分，或导管系统的另一个部分。图16A示出随时间变化取得的多个阻抗值。如所示，吸气和吸入用测得阻抗的上升来表示，而呼出则用阻抗值的下降来表示。可处理测量阻抗信号来表示呼吸情形，诸如呼吸的速率(”f”)，如每分钟的呼吸数。该阻抗信号可幅度调制、由一个或多个放大器缓冲，和/或经过一个或多个过滤器有效地形成或提供理想的信号输出，该理想的信号输出代表有关阻抗值及其相应呼吸指示的所选信息。图16B示出所测得的阻抗值及在该阻抗测量基础上得到或计算出的相应呼吸特性。现在参看图17，示出在组织治疗的过程中用于呼吸或膈神经监测的算法的实施例。主要地，可在邻近期望位置处放置测量电极，诸如在或大约在心脏组织的所选区域上及靠近胸腔处，例如邻近横膈膜。这样的放置可包括导管的静脉内放置和/或在病人皮肤上一个或多个电极的外部放置。该算法包括程序或过程的起始(步骤900)。然后该程序包括在一段特定持续时间内测量一个或多个阻抗值(步骤90 。然后将所测得的阻抗值进行幅度解调或通过过滤器、放大器等处理(步骤904)。然后可从所处理的阻抗值中推导得出，或从中指示出呼吸情形、状态和/或模式(步骤906)，并可确定呼吸速率或频率(步骤 908)。还可确定或定义呼吸速率阈值(步骤910)。一旦测量出基线呼吸状态，可开始所选组织区域的治疗。具体地，可致动治疗设备或系统(步骤91 。在低温治疗的情况下，这可包括将制冷剂或冷却剂传送给导管(步骤 914)。在无线射频、微波、超声等的情况下，致动可包括在特定设备上对相应的能量转换器的致动或启动。然后可在治疗中的所选时间间歇(interim)测得，或连续地测得阻抗值。与确定呼吸基线时的处理类似，然后将所测得的阻抗值进行幅度解调或通过过滤器、放大器等处理(步骤918)。然后可从所处理的阻抗值中推导得出，或从中指示出当前或实时的呼吸情形、状态和/或模式(步骤920)，并可确定呼吸速率或频率(步骤92 。然后可将当前测得的呼吸频率与原基线呼吸和/或定义的阈值相比较(步骤926)。如果所测得的呼吸值或与基线和/或阈值的差异是可接受的，治疗可继续(步骤928)。如果所测得的呼吸值或与基线和/或阈值的差异是不可接受的，热疗可随后被终止(步骤930)。如上所述，呼吸速率至少部分地受控于膈神经，其可位于热疗区域附近。呼吸速率或情形的显著变化或测量结果可指示膈神经非期望地或无意地受到了热疗的影响，且为了防止永久的/进一步的损害，应该终止治疗。在使用低温治疗系统时，这可包括停止使制冷剂流向导管和/或使系统中多余或残留的冷却剂排空(步骤932)。还可将视觉、听觉和/ 或触觉指示或警告呈现给用户(步骤934)。在治疗小的、敏感的组织区域时，测量胸腔的阻抗并相关于呼吸模式提供了用于推断或监测膈神经上的热影响的最小侵袭性、非侵入性的方法。该监测提供了在治疗诸如心律不齐之类的疾病时防止对于粗略生理学结构及功能的非有意伤害和/或破坏的附加 1 ^ (safeguard)。本领域技术人员将理解，本发明不限于以上已被具体示出并描述的内容。另外，除非作出了相反提及，应该注意所有的附图都不是按比例的。在不背离本发明范围与精神的情况下根据上述教导可能有各种修改和变型，只受到随附的权利要求的限制。
权利要求
1.用于热疗心脏组织的医疗设备，包括 具有近端、远端和热传导区域的导管；位于导管上邻近于所述热传导区域的第一电极；位于导管上邻近于所述第一电极的第二电极；其特征在于，所述第一和第二电极可操作用于测量胸腔的至少一个部分两端的阻抗值。
2.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述第二电极位于距离所述导管的远端约IOOmm到约800mm之间。
3.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述第二电极位于距离所述第一电极约IOmm到约800mm之间。
4.如权利要求1所述的医疗设备，还包括阻抗测量系统，其具有与第一和第二电极通信的信号处理器。
5.如权利要求1所述的医疗设备，其特征在于，所述热传导区域包括气囊。
6.如权利要求5所述的医疗设备，其特征在于，所述导管界定了穿过其中的低温冷却剂流经路径。
7.如权利要求6所述的医疗设备，还包括与所述冷却剂流经路径液体相通的低温液体源。
8.如权利要求1所述的医疗设备，还包括与所述热传导区域相联系的射频能量的源。
9.如权利要求1所述的医疗设备，还包括与所述第一和第二电极通信的处理器，所述处理器含有基于所测得的第一和第二电极之间的阻抗值而计算呼吸速率的处理算法。
全文摘要
本发明提供了治疗组织的方法，包括将导管的一部分放置在邻近心脏组织处；用导管测量阻抗值；至少部分地基于所测得的阻抗值而确定呼吸速率；并用导管对心脏组织进行热疗。
文档编号A61B5/08GK102355856SQ201080012911
公开日2012年2月15日 申请日期2010年1月18日 优先权日2009年1月19日
发明者C·哈穆什, J·阿尔阿斯马尔, M·阿波德 申请人:美敦力