CN100506183C - 利用消融导管对心脏组织进行射频能量的有效输送的系统 - Google Patents

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Abstract

一种用于利用消融导管对心脏组织进行射频RF能量的有效输送的系统，包括：RF发生器；向心脏组织输送电流的电耦合，以及RF电流的返回通路，多个消融电极在消融导管的末端处以线性或曲线装配排列；多个温度传感器，有效用于测量与多个消融电极接触的心脏组织的温度；以及位于多个通道中的每个通道上的单独的基于模拟的信息处理器和RF输出控制器，用于控制通过电耦合而输送的RF功率的量，以在初始斜线上升阶段在实时计算的RF功率中提供渐进的增加，并根据与多个消融电极相接触的心脏组织的温度，限制通过电耦合的RF功率的输送，从而降低在RF能量对心脏组织的输送期间的凝结块形成的可能性。

Description

利用消融导管对心脏组织进行射频能量的有效输送的系统
发明背景
射频能量可用于通过消融心脏组织来治疗诸如肌肉纤维性颤动之类的某些心脏异常。在两个阶段中由RF发生器输出射频能量：(i)“斜线上升”阶段，在其中把相对较多量的功率输送到消融电极，直到由热电耦或热敏电阻感测到一希望的设定温度为止，以及(ii)“调节”阶段，在其中仍然在输送功率，但是调节在一较低的电平上，以保持希望的设定温度。由操作者预定该目标温度，并且对于心脏组织的消融，该温度一般为50°至55℃。
多数RF发生器具有软件模块，在RF能量输出期间所述软件模块在便携式计算机上同时运行，以记录消融事件。一般地，记录的参数是感测的阻抗、输送的功率以及由热敏电阻或热电耦感测的组织温度。当前，该信息一般用于后程序上的再观察。
心脏组织的RF消融中的难题是在心脏组织中建立深损伤，而同时避免凝结块形成。它遵循必须有效地把RF能量输送入组织，而不输送到或丢失于血液媒介中。当前的方法和系统不足以确保能在消融过程期间把RF能量有效地输送到心脏组织。
RF能量的输送中的现有研究已示出当电极-组织接触是间歇的时候，阻抗值波动，并且输送的功率也必须迅速地适应，以便达到或保持目标温度。因此，快速交替的阻抗值致使输出功率波形也迅速波动。如果RF功率波形的上升时间尖锐，并且调制于RF源信号上的噪声具有足够高的幅度，则它将有助于凝结块形成，因为它将令人不希望地近似由电外科单元使用的凝结波形。因此，仍然存在对执行RF消融的系统和方法的需要，其中确保了与目标心脏组织的有效接触，以实现较深的损伤和缩减的凝结块形成。
本发明的方法和系统提供了利用消融导管把射频(RF)能量有效地输送到心脏组织，从而产生连续有效的RF消融过程以及提高的患者的结果。
发明概述
本发明的方法和系统以设计成使由于凝结块形成而造成的无效消融过程的危险性降至最低的方式，同时通过一系列通道把RF能量输送到心脏组织。所述方法和系统利用信息处理器和RF输出控制器，以精细地控制从RF发生器输送到正被消融的心脏组织的RF能量的速率和数量，以提高消融过程的有效性。所述信息处理器和RF输出控制器确保在初始斜线上升阶段期间，逐渐地增加RF能量。此外，所述信息处理器和RF输出控制器在消融事件期间，使用从一系列传感器收集的信息来调节RF能量的输送，所述传感器提供到消融点，最好是作为消融导管的一部分。所述一系列传感器包括温度传感器和/或多个电流传感器。该反馈控制确保在消融点保持适当的温度，并提供如果在整个消融过程中没有建立或保持有效的组织接触，则放弃消融过程的能力。
附图简述
在附属的权利要求中提出了本发明的新颖特征。然而，结合附图和附录，参考下面的实施例的详细描述，将最佳地理解本发明自身以及使用的较佳模式、进一步的目标和优点，其中：
图1A和图1B是本发明的信息处理器和RF输出控制器和系统的实施例(图1A)，以及信息处理器和RF输出控制器的用户接口(图1B)的实施例的示意图。
图2A-B示出了用于有效消融的导管配置。
图3和图4示出了根据本发明的用于通过消融导管调节对心脏组织的RF能量的输送的信息处理器和RF输出控制器的示意框图。
图5A和5B给出了温度测量的流程图，以及图5C是说明电压阻抗和功率的实时模拟计算的框图。
图6示出了用于根据温度读数调节RF能量的温度调节电路的示意图。
图7是一框图，示出由根据本发明的一个实施例的信息处理器和RF输出控制器进行的对RF能量的输送的调节，它使用数字逻辑分别调节输送到一系列消融电极的各消融电极的电流。
图8示出了使用本发明的方法和过程的典型消融事件的记录。
图9是以凝结块的估计概率作为因变量，以C.I.作为预测变量的数理逻辑函数。图10A和10B示出了来自两个RF消融病例的凝结块指数的散布图。图10A示出了当未施加渐进的功率输送以及把最大功率设置在50W时从病例研究中得出的结果。图10B示出了使用根据本发明的系统和方法的从病例研究中得出的结果，其中对每个消融事件施加渐进的功率输送，并把RF发生器的最大功率设置在30W。
较佳实施例的详细描述
本发明的方法和系统利用新颖的信息处理器和RF输出控制器(这里也称为多通道RF消融接口)，通过连接至消融导管的一系列消融电极的电耦合，来调节来自RF发生器(这里也称为RF能量源)的对心脏组织的射频(RF)能量的输送。信息处理器和RF输出控制器确保在初始斜线上升阶段期间，以逐渐增加的方式输送能量至一消融温度设定值，并在此后以一反馈调节的速率保持消融点上的心脏组织的设定值温度。所述温度设定值最好可由用户选择。并且最好还由诸如阻抗、电流和/或输送到消融导管的功率之类的其它参数来反馈调节能量的输送，以确保保持消融电极和心脏组织之间的有效接触。
本发明的信息处理器和RF输出控制器能够独立地向一系列消融电极的各消融电极输送能量。在这里所描述的某些较佳实施例中，信息处理器和RF输出控制器使用模拟方法进行信息处理，并使用脉宽调制进行RF能量控制。
在较佳实施例中，信息处理器和RF输出控制器能够以这里所描述的方法的任何顺序或组合来向一系列消融电极的各消融电极输送RF能量。较佳的是，用户能够选择信息处理器和RF输出控制器将对其输送能量的电极或电极的组合。
如图1A中所示，所描述的信息处理器和RF输出控制器100(这里也称为多通道RF消融接口)试图连同商业上可获得的射频(RF)损伤发生器(RF发生器)150以及诸如由Cardima制造的消融导管160一起，在人的心脏中制造心脏损伤。接口借助使用嵌于导管160中的热电耦传感器162的读数，以及诸如阻抗和差动阻抗之类的其它参数的温度反馈，来调节从RF发生器150对消融导管160的RF能量输送。信息处理器和RF输出控制器与导管之间的电通信通过电耦合170而发生。反馈调节起把电极温度保持在预置温度值附近的功能，并确保已对从电极164至心脏组织的能量的有效传送保持了消融电极164和心脏组织之间的有效接触。
本发明的多通道RF消融接口(即信息处理器和RF输出控制器)的一般的设计特征包括大约470至大约510kHz的工作RF频率范围；多个，较佳的是8个调节电极通道；大约100瓦特的最大功率RF能量输入；对每个30瓦特通道的最大功率RF能量输出；以及在启动时提供渐进的能量输送的功能。如下所述，较佳的是把对各通道的功率设置为大约25至35瓦特，最好是大约30瓦特。信息处理器和RF输出控制器一般能够接收来自消融导管160上的感测器162的实时温度监控信息，并把该信息与用户规定的设定温度相比较。该温度信息用于控制RF能量的滴定，以达到和保持设定温度，或用于如果达到某一过温切断点则关断RF能量输送。信息处理器和RF输出控制器还根据从电路感测的测量值来计算实时阻抗和输出功率，然后把该计算出的信息与用户设定限制相比较，其中如果超过了一限制，则终止能量的输送。信息处理器和RF输出控制器100最好能够能对电路的各输出通道接收并处理该信息。信息处理器和RF输出控制器可使用模拟或数字方法，来接收并处理来自传感器的监控信息。在较佳实施例中，使用实时模拟数据采集和计算方法。
信息处理器和RF输出控制器和/或RF源具有这样的能力，即当启动能量输送时，以渐进的方式输送RF能量。也就是，或者以手动的方式或者最好以自动的方式，在对消融电极的RF能量输送的启动时，以低于最大功率电平的电平启动功率。该最大功率电平用于为被消融的心脏组织获得温度设定值。然后，在大约8至15秒，较佳的是10秒的持续时间上逐渐增加功率，一般直到它达到最大功率为止。例如，但不是限制，当以手动模式使用Radionics RFG-3E发生器时，功率可以10瓦特的设定开始，并然后通过调节RF发生器上的功率旋钮，在10秒内逐渐增加功率，以达到50℃的设定温度，而不过冲30瓦特的最大功率，并始终保持60秒的RF输送时间。如下面更详细的描述，本发明的较佳的信息处理器和RF输出控制器和RF输出控制器一当RF能量输送启动时就自动地逐渐增加功率，而不是以手动受控模式。
如图1B所示，信息处理器和多通道同时RF输出控制器一般包含用户接口，该用户接口包含一系列显示器105和110，以及调节旋钮115、120、125、130、135，以便于对上述参数的监控和控制。例如，该用户接口可包含参数值显示器105，以及较佳的可包含分开的热电耦数字显示器110。
用户接口一般包含一系列调节旋钮115、120、125、130、135，以便于对上述的参数设置值。例如，信息处理器和RF输出控制器一般包括消融温度设定值控制115以及过温设定值控制120。消融温度设定值控制115一般具有从大约50℃至大约70℃的范围，以及过温设定值控制120具有从大约55℃至大约75℃的范围。此外，信息处理器和RF输出控制器最好能够确定阻抗和差动阻抗，一般测量功率输出，并包括功率限制调节旋钮125。较佳的是，信息处理器和RF输出控制器具有阻抗限制控制130，它一般可被设置于大约50至1000欧姆的范围内。此外，信息处理器和RF输出控制器最好具有从10至300欧姆的差动阻抗设定值控制135。
最后，信息处理器和RF输出控制器用户接口可包含故障状态指示器140，如果信息处理器和RF输出控制器检测到超过预置限制的一参数值，则它可投映出用户可检测的任何类型的信号。例如，如果心脏组织的温度超过由用户设定的最大温度，则可触发该故障状态指示器。该故障状态指示器可投映出视觉或声音信号。在某些较佳实施例中，用户接口包括复位开关，它使故障状态指示器复位。
如在下面揭示的具体实施例中更详细的描述那样，信息处理器和RF输出控制器上的用户接口可具有一个或多个下述额外附加特征：
1.消融/步速模式选择开关，以在消融和心电图记录模式之间切换；
2.消融、RF有效以及步速指示器LED；
3.双极调步激励器选择器开关；
4.参数显示按钮开关；
5.照明开/关电极选择开关；以及
6.实时参数数据收集，用于在诸如但不限于LabView和Excel格式之类的商业软件中进行后处理和数据分析。
如上所述，本发明的信息处理器和RF输出控制器调节RF能量同时通过多条通道从RF能量源对心脏组织的输送。为组织消融而开发的所有射频(RF)能量源的主要功能组成部件是称为振荡器的电子电路，它以某些特定工作频率产生正弦波形。放大该波形以输送组织消融所要求的瓦特数。该RF振荡器的工作频率一般在470至510kHz的范围之内。振荡器的质量和辅助电子设计影响所产生的工作频率的稳定性。因此，如果振荡器设计是不稳定的，则该工作频率可能稍微“偏移”。一般地，该频率抖动对产生的组织损伤有难以察觉的影响。然而，某些RF振荡器或相关电子系统产生扭曲的或失真的正弦波形，在该正弦波形顶部有寄生噪声尖峰和/或谐波。这样的“有噪声的”和扭曲的RF波形可造成不希望的噪声产物，如果在消融过程中存在这些噪声，则它们可能促进凝结块形成。因此，希望本发明使用能产生相对纯的和稳定的正弦波的RF源，最好是尽可能的纯的和稳定的正弦波。
如上所述，把信息处理器和RF输出控制器连接至RF能量，并调节输送到多个电极的RF能量，所述多个电极在一导管的末端处以各种配置方式排列。在导管消融中，导管的电极把RF电流输送到生物组织中。随后该RF能量通过在由电场包围的组织和流体中引起离子摩擦而加热组织。当受到监控时，由电能向热能的转换引起的该温度上升可用作RF导管消融中的指导。由热传感器(热电耦或热敏电阻)在消融电极之下或与之并置的布置来便于测量。感测的温度不仅可用于确定电极-组织的质量并预测损伤尺寸，它还能由RF发生器用作反馈信号，以自动地调节输出功率，以达到或保持由终端用户预定的温度设定值。
许多消融导管在本领域中是已知的，并可与本发明的系统和方法一起使用。一般地，如上所述，用于本发明的导管具有多个电极以及最接近于这些电极的热传感器。而且，较佳的导管允许相对较高的电极电流密度，这允许较低的最大RF发生器功率设置，使得可在35W上进行有效消融，并最好是30W而不是50W。
图2A-2B中图示了用于本发明的较佳导管(即CRADIMA RevelationTM TX 3.7 Fr导管)的例子。该导管是为右心房线性MAZE消融而开发的，并具有8个电极，其中热电耦位于电极之间，以精确地感测在消融点处的定位的组织温度。该较佳导管具有带有2mm电极间间隔的8个6mm线圈电极，以及在所述电极间间隔中最接近各电极的8个热电耦。可连同该导管一起使用称为NaviportTM的9Fr可操纵的引导导管，以帮助放置。使用3.7 Fr REVELATION Tx微导管的经验已示出它能成功地建立比标准8Fr消融导管更窄的透壁损伤并带有更小的表面积。
为了在多个电极中的每一个与它们对应的热电耦或热敏电阻之间切换，以发展了把多个电极对接到单通道RF发生器的手动开关盒，以及自动定序多通道RF能量发生器，并且在市场中可以获得。这些开关盒和多通道RF发生器以连续的顺序的方式把RF能量输送到这些电极。此外，还有更新的、更高功率(如150W)的RF发生器，可同时向多个电极输送RF能量。后面的这些系统在设计方面中不同，即如何在各个电极通道之间分离RF能量。本发明提出了一多通道RF消融系统，它使用脉宽调制来支配输送到个通道的RF能量的量，结合每通道的以及来自相邻通道的温度反馈信息。
图3和图4图示了一具有根据本发明的用于对心脏组织进行RF能量输送的系统的这些一般特征的详细实施例。所描述的实施例提供了具有图1A和1B中说明的一般特征的一具体的多通道RF消融系统。多通道信息处理器和RF能量控制器向导管的电极提供多达8条通道(开关可选)的精确RF能量，以及实时地显示组织温度和阻抗。还提供了对输送给组织的RF功率、RF电流和RF电压以及各消融元件的差动电阻的测量。所有的信号都可由计算机监控，或可选择地通过前面板数字仪表显示。该系统结合了由国际安全机构批准的医用级电源。该电源可用于各种线电压和频率，而不用任何修改。把该系统设计成处理多达100瓦特的输入功率RF能量。利用模拟计算机单元，该系统连续地监控并调节输送给各电极的精确RF能量。
下述是本系统的脉宽调制实现的特征：(1)软启动通电操作；(2)对热电耦响应时间中的滞后的补偿；以及(3)对所有8条通道的PWM同步。
对该系统的每条通道提供过温检测。如果检测到过温条件，则对整个系统摆脱RF能量。通过功率循环或按钮复位，重新开始操作。断开热电耦检测仅抑制故障通道的操作。当清除了故障时，自动地重新开始操作。该系统设计成符合国际电安全法规的要求和标准。它对所有的患者连接利用隔离电路，即使有有故障的部件，也保证患者安全。这应用于热电耦放大器和RF输出电路。提供过温关断限制，以在任一热电耦达到预置过温限制时，关断输送给导管的所有功率。该功能的调节范围是55℃至75℃。
提供了前面板控制和显示单元，它允许用户设置若干参数。例如，前面板控制和显示可用于设置发送到任一电极的最大功率值(调节范围：1-30瓦特)。阻抗切断电路单独监控各条通道，并当一给定电极的阻抗上升超过预置限制时，将致使从该给定电极断开功率输送。前面板控制和显示(整个单元一个)提供控制按钮或旋钮，用于设置阻抗切断限制(调节范围：50-1000欧姆)。差动阻抗切断电路单独监控各通道，并且如果一给定电极的阻抗上升达一预置差额(在给定消融运行期间超过最低值)，则将断开输送到该给定电极的功率。前面板控制和显示提供一旋钮，用于设置差动阻抗切断限制(调节范围：10-200欧姆)。为了防止由于低阻抗造成的RF发生器断开(如当若干电极同时地并行运行时可能发生)，在RF发生器和消融电路之间放置一有源阻抗网络(虚负载)。
提供一种模式开关(消融/步速)，用于消融与心电图记录模式之间切换，以及步速预置阈值判定模式。设计适当的滤波，以允许在消融或调步模式期间记录心电图。操作模式：
(模式1)用于利用电极间的热电耦(如最接近于热电耦2的热电耦1)的导管。系统将监控各电极(除了最末端的电极值，该最末端电极仅具有一个最接近的热电耦)两端的温度，并根据较高的温度来调节该温度。(模式2)用于利用在各电极之下或直接焊接在各电极之上的热电耦的导管。
系统10的通道插件功能框图(图3和图4)提供了热电耦输入和患者隔离12，脉宽调制器14、功率输出RF控制16、模拟计算机和参数测量18、阻抗和差动阻抗20、故障锁存控制22以及故障状态28。
共模输入滤波器设计成处理热电耦上的RF能量电平的高共模。隔离电路(电源和热电耦放大器)设计成以2500伏特使患者与主电源隔离。
脉宽调制器(PWM)14通过把输送的RF功率(由模拟计算机计算)与预置值(PLIMIT)相比较，来调节RF能量。还对每条通道插件提供软启动，以及对所有8条通道提供同步电路。软启动是在通电时有效的安全装置，它逐渐地斜线增加电压，以防止电极上出现尖峰。
如图5A-5B中所示，输送给RF耦合变压器的能量的量直接与由PWM电路基于来自导管的热电耦的温度反馈而产生的脉冲宽度成比例。在上述的本发明的消融导管的较佳例子中，各通道具有对应的热电耦(T/C)传感器，它提供直接最接近于输送RF能量的电极的组织点处的温度反馈信息。由通道插件上的PWM芯片对各电极的RF输出进行调制。所使用的商业上可获得的PWM器件是Unitrode高速PWM控制器UC3823或由MicroLinear制造的相当的芯片ML4823。从相邻TC感测的温度输入信号用于控制脉宽调制器(PWM)输出。对应于输入温度的输入电压越低，“接通时间”持续期越长。相反，对应于感测的输入温度的输入电压越高，“接通时间”持续期越短。
图6中详细示出了本详细实施例的温度调节电路。如上所述，各电极164具有对应的热电耦传感器162，它提供直接最接近于输送RF能量的电极的组织点处的温度反馈信息。各电极的RF输出由位于各通道插件上的PWM电路180控制。用电学方法把从相邻热电耦感测的温度输入信号彼此相减，以形成将控制RF能量输出的量的新的脉冲宽度。例如，图6说明了对电极#5两端的监控，并产生将对该电极控制RF电路的差动PWM。如所示，使用数字逻辑，这里是“与非”门185，其输入由从邻近于电极的热电耦获得的温度阈值设置。
在通道插件以及公共电子板上实现将外部RF发生器(耦合变压器)与电源隔离的安全装置。
由模拟计算机单元(ACU)计算电压、电流、阻抗和输出功率以及相关的高精度RMS-DC转换器电路。对于系统的精确控制和稳定性来说，由ACU产生的信息是至关重要的。这提供了对导管的参数的实时监控，并对恒定的能量流保持预置温度稳定，以便建立清洁和精确的损伤。
如图5A-B中所示，该接口对各通道单独提供一阻抗和Δ阻抗截止。当给定电极的阻抗上升超过预置限制时，这将致使该给定电极断开功率输送。
在这里所述的信息处理器和RF输出控制器的较佳例子(即IntelliTemp系统)中实现了过温、断开热电耦、高阻抗以及高Δ阻抗检测电路。对于任一通道上的过温，系统关闭都会发生。断开热电耦仅将抑制受影响的通道上的操作，在余下的通道上进行正常操作。
下面的参数用于根据上述信息处理器和RF输出控制器的详细例子的电压阻抗和功率的实时模拟计算：
输入参数：
通过输入变压器的次级端感测的交流(AC)电压Vin。
通过精确无感电阻器和相关电路感测的AC电流Iin。
输出参数：
计算出的RMS电压Vout，100mV/RMS表示1伏特(V)。
计算出的RMS电流Iout，10mV/RMS表示1毫安(mA)。
计算出的阻抗Zout，1mV/RMS表示1欧姆(Ω)。
计算出的RMS功率Pout，100mV/RMS表示1瓦特(W)。
指令：
图3-7示出的信息处理器和RF输出控制器的详细例子不依靠数字电路(模数(A/D)转换器、数字锁存器、寄存器和微处理器)，来确定感测的电压、阻抗和功率。相反，它利用模拟方法来提供对RMS输出、电压、电流、阻抗和功率的实时计算。
图5C中说明了实时模拟计算机的组成部件，并在随后的图中得到了描述。
1.该模拟计算电路的主要组成部件是模拟器件AD538实时模拟计算单元(ACU)，它提供精确的模拟乘法、除法和取幂。前两种数学运算使用如下：
ACU具有这样的转移函数：
V输出，ACU＝Vy(Vz/Vx)
应注意，该V输出，ACU不是模拟计算系统的总输出V输出；它仅是所使用的AD538器件的输出。Vz是直流(DC)值，它是来自下述第2组组成部件，即RMS-DC转换器的输出参数。该DC值表示在电极处正被输送的RF能量的RMS电压(V)。类似地，Vx是DC值，以将其转变成在电极处正被输送的RF能量的RMS电流(mA)。该器件还允许把比例因子Vy乘到所述输出转移函数中。由于输入变压器的主线圈和次线圈之比是10，把该比例因子设置为值0.1。由于Vz表示电压，以及Vx表示电流，因此V输出，ACU表示计算出的实时阻抗(Ω)。
2.次级组成部件是模拟设备AD637高精度宽带RMS-DC转换器，它用于计算进入的AC波形的真实RMS值，并把该RMS值表示为相当的DC输出电压。把这些单元的输出作为输入参数而馈入上述的ACU，它还提供可能比平均整流信号更有用的信号的真实RMS值，因为它直接与输入信号的功率相关。
3.最后的组成部件是模拟器件AD734 4象限乘法器/除法器，它用于把表示RMS电压的DC值与表示RMS电流的DC值相乘，以提供这两项的乘积，该乘积等于输出功率，因为P输出＝V输出I输出(W，瓦特)。
4.因此全部实时地计算了V输出、I输出、Z输出和P输出的输出。
每通道的RF输出由“与非”门(摩托罗拉器件号MC74HC10A)的三个输入支配：
i.该特定通道的脉宽调制器的“接通时间”。
ii.最接近上述通道的通道的脉宽调制器的“接通时间”。
iii.对所有通道共用的功率限制设定值。它由仪器前面板上的控制旋钮手动设置。
作为例子，图7中示出了在确定通道3输出中通道3输入与通道2输出之间的交互动作的功能原理，其中在通道3电极输出的时序图中(右下角)有少量的传输延迟。
PWM工作循环由振荡器支配，它由一电阻器和一电容器部件确定的振荡频率设置。在本实施例中，把该频率设置为1.7kHz。然而，如果需要“减慢”反馈响应电路的灵敏度，以增加在组织中的热量积聚，则可降低该频率。
图8示出了使用上述本发明的详细实施例的典型消融事件。接触力是一己由实验方法在实验设置条件下测量的参数，以确定电极-组织接触的质量；它与温度上升有高的相关性(达97％)。从而，当有极好的电极-组织接触时，就会有规则的RF能量流传送进入组织，并转换成热能。当该条件存在时，所监控的组织阻抗和电压相对恒定。因此，所测量的组织阻抗是另一关键参数，因为它是电极-组织接触的指示器。
如上所述，本发明的信息处理器和RF输出控制器以及本发明的系统和方法设计成通过使凝结块形成降低至最低限度而使消融过程的功效最大化。不受理论限制，这些信息处理器和RF输出控制器、系统和方法利用了下面的考虑的好处。当组织接触是好的和稳定时，阻抗相对较低并恒定。结果，要求较少的能量以达到所希望的设定温度，需要较短的“斜线上升”时间和较低的瓦特来保持设定温度。凝结块形成的危险是低的，因为RF能量有效地输送到组织内，并且在组织内而不是在血液层上生成热量。
相反，当电极-组织接触是断续的时候，阻抗值波动，并且输送的功率也必须快速地适应，以便达到或保持设定温度。该波动的波形可能导致凝结块形成，因为在高低阻抗之间的快速来回切换造成输出功率波形近似用于电外科的凝结波形。
当电极-组织接触是临界的或差的时候，阻抗可迅速上升，从而要求以快速响应而输送更多的RF能量，以实现相同的设定温度。在该最后一个情况中，由于差的电极-组织接触，RF能量在围绕电极的血液层中损失的概率很高，从而加热了血液而不是组织，并促进凝结块形成。随着凝结块在电极上形成，阻抗上升得更高，因此引起上升的瓦特和逐步增加的血栓形成的恶性循环。因此，当由突然的阻抗上升时，必须立即终止功率输送，并且应收回这一点上的导管，以清除导管上的凝结块。
下面的例子描述和说明了本发明的方法、系统和设备。该例子仅是本发明的说明，并且既不在本发明的范围也不在本发明的要旨中限制本发明。除非另外指出，所有的百分比和比值都是按权计算。本领域的技术人员将容易地理解到可使用这些例子中描述的器材、条件和过程的各种变型。所有在这里引用的参考都通过引用而结合。
实例
进行了研究，以分析在心脏消融期间影响凝结块形成的因素，并设置参数以在该过程期间使凝结块形成降至最低限度。尤其至少部分地进行所述研究，以分析对于目标温度设定值的通过消融导管电极的RF功率传送的速率，并确定其与凝结块形成的对应。
该研究是基于来自从CARDIMAREVELATIONTM Tx U.S.多中心临床实验的阶段II随机选择的15个病例中得出的398个独立的消融事件的RF消融数据。患者的登记条件是有征兆的突发性心室纤维颤动(PAF)、至少2种抗心律失常药物难以治愈，在30天的基准观察周期内有3次PAF事件。在该多中心临床协定中，对所有接受RF消融的患者遵循这些方针使用抗凝结药剂：在过程前间断Coumadin(下丙酮香豆素钠)OK药3天，并且在过程之前的一天使用低分子量肝素。在过程时刻，检查国际标准化比例小于1.8，并且获得活性凝结时间(ACT)值。实施初始静脉内肝素大丸剂，并在过程期间持续地实施以保持大约200至300秒的ACT。以30分钟的间隔进行ACT测量，直到达到治疗水平为止，然后对过程的持续期每60分钟一次。根据ACT值调节肝素剂量。
使用REVELATION Tx(CARDIMA，Fremont，CA，U.S.A.)微导管进行RF消融过程。该微导管具有8个2mm间隔的6mm线圈电极，以及8个电极间热电耦。连同所述微导管一起，使用一9Fr的CARDIMA NAVIPORTTM可操纵的引导导管，来帮助放置。如果没有达到目标温度，则使用达到最接近目标温度的最大记录温度的持续期。RFG-3E RF发生器(Radionics，Burlington，MA，U.S.A.)是用于所有过程的RF源。
运行于连接至该发生器的计算机上的软件用于对每个RF能量应用，记录获得预定目标温度的时间，以及该时刻的RF功率和电流。采用的测量包括用于获得预定温度设定值(即50℃或55℃)的持续时间(秒)以及该时刻的功率(瓦特)。对对应于各电极的各RF能量输送时间实施该操作。如果没有达到设定温度，则使用使最大记录的温度最接近设定温度的持续期。在各线性消融轨迹之后，从可操纵的引导护层中收回导管，并且视查各电极。在临床数据单上记录凝结块的存在或不存在，从而以由软件自动记录的RF输送参数(即功率、电流以及达到目标温度的持续期)提供分析记录。
根据上述研究，使用数学模型来计算值，凝结块指数，它提供了对在消融期间凝结块形成的可能性的洞察，并可用于对消融过程设置参数，以使凝结块形成的潜在可能性降至最低。通过该模型，定义凝结块指数：
凝结块指数＝(W/t)/I2
功率＝W(瓦特)
电流＝I(安培)
达到设定温度的持续时间＝t(秒)
等式右端的项(W/t)是从消融时间的开始(基准)至在消融时间中首次达到目标温度(即设定值温度)或最大温度的时间测量的功率曲线的斜率。附录A中包括了凝结块指数的导出，它无物理单位。
已发现许多剂量反映关系遵循数理逻辑S形曲线。因此，凝结块发生的估计概率P(凝结)由下面的方程式1描述的数理逻辑模型在统计上建模，其中凝结块的分对数风险是因变量，以及凝结块指数(C.I.)是自变量或预测变量。
Figure C01812407D00161
α＝-5.2932
β＝0.3803
方程式1
图9示出了该数理逻辑模型的曲线图。使用该模型，可发现凝结块指数(C.I.)的阈值，以指示出凝结块发生的高概率。
在该例子中描述的来自临床研究中的全部15个患者研究的一系列398个消融事件中，发现了凝结块的风险的数理逻辑模型显示出凝结块指数和凝结块发生的估计的概率百分比(p<0.001)之间的显著拟合。表I归纳了这样的发现，即当凝结块指数增加时，凝结块形成的估计概率显著增加。该分析揭示出凝结块指数和凝结块形成之间的清晰对应。此外，建立了大于或等于12的凝结块指数明显阈值，在该阈值之外预计凝结块形成。该研究的结果示出如果斜率(W/t)平缓，则可减少凝结块。与在消融事件一开始就“起动瓦特”相反，这可以通过逐渐地增加从RF发生器输送的功率来实现。
表I
 
C.I. 4 8 12 16 20 24
P(凝结)％ 2 10 32 69 91 98
图10A和10B示出了来自两个RF消融病例的凝结块指数的散布表示。该数据支持这样的结论，即所得出的凝结块指数值在建议凝结块形成中具有相关性和值。图10B中描述的例子示出了无凝结块形成，其中凝结块指数小于12。另一方面，在图10A的许多能量应用中观查到凝结块，尤其是对于具有大于12的凝结块指数的那些。对于图10B中的能量应用，与用于图10A中所示的能量应用的立即增加功率电平相反，通过逐渐地增加功率而获得较低的凝结块指数。此外，在图10B中把最大功率设置从50减少至30瓦特。
对不存在凝结块形成的线性消融过程分析临床有效性。在阶段I期间，对每个消融事件不以渐进的方式控制功率输送，并且把最大功率设置为50W。在阶段II期间，使用渐进的功率输送(如下所述)进行消融，并把最大功率保持在35W之下。如表II中归纳的那样，在6个月之后，在阶段II患者总数中减少了AF事件。实际上，当对各消融事件使用渐进的功率输送和较低的最大功率时，几乎使经受大于50％的AF中的减少的患者数加倍。也观察到不再有任何AF事件(减少100％)的患者数量中的显著增加，即从阶段I的30％增加到阶段II的53％。
表II
 
6个月后AF事件的减少的百分数％  阶段I(N＝10) 阶段II(N＝17)
>50％的减少 4/10患者(40％)   13/17患者(77％)   
100％减少(无AF事件) 3/10患者(30％)   9/17患者(53％)  
从而，显示出缓和凝结块形成的一种机制是以这样的方式输送RF功率，即功率的上升时间以及因此的温度曲线更平缓和恒定。例如，当使用RadionicsRFG-3E发生器时，以30瓦特的最大设置，应以10瓦特的较低功率设定开始达大约最初的10秒钟，然后逐渐调节RF发生器上的旋钮，以设置30瓦特的最大功率，而仍然保持60秒的总RF输送时间。当应用该技术时，如图10中的数据所明显看出的那样，它减少了凝结块形成。
必须考虑RF发生器的具体特性，以获得上述的渐进的功率上升。IBI-1500T具有4个用户可选择的选择，用于控制功率输送斜线上升曲线。Osypka 300 Smartand Cordis Webster Stocker具有内嵌算法，该算法看来能自动地以渐进的方式调节功率输送上升时间，后者允许终端用户指定温度斜线上升时间。最后，Medtronic Atakr对功率输送应用不具有用户过调节控制。相比之下，RadionicsRFG-3E允许用户能够在RF能量的输送期间手动地增加功率输出。在本发明的该实施例中，对要在电极处输送的RF能量的输出功率设置是可由用户通过前面板旋钮调节的(1-30瓦特)。较低的功率设置将增加上升时间，因为它花费较长的时间来达到设定温度。可把实时计算凝结块指数(C.I.)的自动算法结合于信息处理器和RF输出控制器功能中，使得只要凝结块形成的风险高时，即C.I.大于或等于12时，视觉或声音警报能警告终端用户。作为替代，信息处理器能实时计算C.I.，并使用计算出的值作为反馈给RF输出控制器功能的信息，使得以最小的凝结块形成概率来实施消融事件。
在过程期间，由放射检查、低初始阻抗以及电图质量的组合来确定极好的电极-组织接触。研究的结果揭示出极好的电极-组织接触，协同渐进的RF功率输送达30至35瓦特的最高电平一起，以电极点处凝结块形成的最低可能性为最佳地实施RF消融构成了合理可靠的处方。组织消融的台上实验也以显示出与组织的良好电极接触会导致到达设定温度所要求的RF功率消耗较少。较低的RF能量要求又减少了凝结块形成的概率。
该例子中揭示出的见解也可推广到使用其它导管进行其它RF消融过程的过程，并因此在此给出。导管MAZE过程要求在右心房中沿解剖学轨迹建立线性“隔板”，使用RF消融来隔开心室以及‘包含’在心率失常之前的电传播。
该研究的结果揭示出下面的考虑与在心脏组织消融期间将凝结块形成降至最低有关。在理想情况下，可能对所有8个线性消融导管电极实现令人满意的组织接触。然而，即使当解剖或流动条件阻止8个导管电极的最优的同时接触，下面讨论的技术也在右心房MAZE线性消融过程中产生可接受的结果。
a)应在尽可能多的线性阵列电极中建立极好的接触。
b)在‘基准’上的低组织阻抗表示有效接触；某些RF发生器通过发出小的RF电流以询问消融点上的组织阻抗，来在实际消融之前感测和显示。
c)调步阈值，如果用作接触的指示器，则应是合理的(1-2mA)；在4-5mA之上的阈值最可能指示出差的接触，而应重新放置导管。
d)应周期性地以标准的肝素化的盐溶液大丸剂清洗护层(如每15分钟)。这通过移除在电极和导管轴上建立的凝结块来提高接触。如果可能，在各轨迹之后，应从Naviport可偏转的引导护层中抽出导管；如果需要，则应该在把导管重新引入Naviport之前把电极擦拭干净。
除了实现极好的电极-组织接触之外，可通过调节RF功率设置使得渐进地增加功率，以及通过以连续监控的功率把发生器最大功率设置设定到30W至35W，来获得减少的凝结块形成。应按需重新放置导管，以较低的功率电平保持设定温度。已观查到当要求保持设定温度的功率接近50W时，凝结块形成更明显。相反，当要求的功率少于35W时，可大大地将凝结块形成降至最低限度。当试图达到设定温度时，这可看作是要解决的问题。然而，利用极好的电极-组织接触，可以如7W至15W低的功率输送实现所希望的设定温度。在活体内，当有足够的电极-组织接触时，以这些低的功率设置，动物研究已证实深的透壁损伤。
虽然已说明和描述了本发明的较佳实施例，但是将理解对本领域的技术人员来说可进行修改，并且在附属的权利要求中覆盖了所有这些改变和修改，它们都落于本发明的真实要旨和范围之内。
附录A
使用对与RF消融有关的物理参数的量纲分析，
对凝结块指数的数学推导
发展了用于在Cardima REVELATION Tx导管的RF消融电极上的凝结块和凝结块形成之间进行区分的数学模型。该模型是基于与在RF消融事件期间记录的各种参数的单位有关的物理常数的量纲分析，并且使用如实例部分中所述的获得的临床数据进行了验证。
S.I.(国际单位值)单位中的定义：
质量＝Kg[千克]
长度＝m[米]
时间＝s[秒]
功率＝W[瓦特]＝Kg*m2*s-3
各单电极导管消融事件有其自己的斜率，从功率(Y轴)对时间(X轴)的曲线，从基准温度(即心脏中的自由流动的血液的温度＝大约37℃)至50℃计算出该斜率。如果不能达到设置温度，那么对于该消融时间来说它是感测的温度达到最大温度的持续时间。
斜率＝功率/时间
＝(所作功/时间)/时间
＝(力*位移)/时间2
＝(质量*加速度*位移)/时间2    方程[1]
单位的量纲分析示出：
斜率＝Kg*m*s-2*m/s2
＝Kg*m2*s-4    方程[2]
它遵循1/斜率是方程[2]的倒数：
1/斜率＝Kg-1*m-2*s4    方程[3]
现在我们以基本单位定义电容C：
C＝m-2*Kg-1*s4*I2    [NIST]
重新组织各项，C＝Kg-1*m-2*s4*I2    方程[4]
两边同除以I2：
C/I2＝Kg-1*m-2*s4＝t/W    方程[5]
注意到方程[3]＝方程[5]
因此，我们可把电容定义为我们对各消融时间获得的斜率的函数：
C＝I2*(t/W)＝I2/(W/t)＝I2/斜率    方程[6]
在交流电的存在情况中，把阻抗Z定义为：
Z＝1/(2πfC)    方程[7]
其中f＝工作的RF频率
把方程[6]代入方程[6]，我们能够如下定义凝结块指数：
相对阻抗＝k*(W/t)/I2    方程[8]
其中k＝1/(2πf)，并且对某一RF发生器来说是恒定的，假设RF振荡器频率f是稳定和恒定的。因此，出于某些目的，比例常数k在计算中被忽略，因为在实例部分中描述的研究中使用相同类型的RF发生器Radionics RFG-3E。在实例部分中所讨论的结果示出了计算值和消融电极点处的凝结块形成的概率之间的紧密对应。因此，给出凝结块指数项的该量值。因此，我们得到：
凝结块指数＝(W/t)/I2。

Claims (10)

1.一种用于利用消融导管对心脏组织进行射频RF能量的有效输送的系统，其特征在于所述系统包括：
(a)~RF发生器；
(b)有效用于通过多个消融电极经多个通道从RF发生器向心脏组织输送电流的电耦合，以及RF电流通过一参考电极的返回通路，所述多个消融电极在所述消融导管的末端处以线性或曲线装配排列；
(c)多个温度传感器，每个温度传感器位于与所述多个消融电极的每一个的接近处，所述多个温度传感器有效用于测量与所述多个消融电极接触的心脏组织的温度；以及
(d)位于所述多个通道中的每个通道上的单独的基于模拟的信息处理器和RF输出控制器，用于控制通过所述电耦合而输送的RF功率的量，以在初始斜线上升阶段在实时计算的RF功率中提供渐进的增加，并根据与所述多个消融电极相接触的心脏组织的温度，限制通过所述电耦合的RF功率的输送，从而降低在RF能量对心脏组织的输送期间的凝结块形成的可能性。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于进一步包括电流传感器，有效用于测量通过所述电耦合输送的电流，以及电压传感器，有效用于测量通过所述电耦合输送的电压，其中所述信息处理器和RF输出控制器能够实时计算RF功率，并根据测量的电流和电压中的变化以及计算的功率来终止通过所述电耦合的RF能量的输送，并且其中所述信息处理器和RF输出控制器以用户可选择的方式同时向所述多个消融电极的全部或任意组合提供RF能量。
3.如权利要求1所述的系统，其特征在于所述信息处理器和RF输出控制器把在所述多个温度传感器处测量的温度与用户对心脏组织的消融选择的目标温度相比较，并且其中所述信息处理器和RF输出控制器限制通过所述电耦合的电流的输送，以在心脏组织处保持目标温度。
4.如权利要求3所述的系统，其特征在于所述多个温度传感器的每个温度传感器邻近于所述多个消融电极中的一个消融电极，并且所述信息处理器和RF输出控制器利用所述多个消融电极的各消融电极的两侧上的温度传感器的组合的温度读数，来单独地控制对各消融电极的电流的输送。
5.如权利要求1所述的系统，其特征在于所述信息处理器和RF输出控制器计算在所述温度传感器测量的温度斜线上升到目标温度所流逝的时间，对上升到目标温度的测量表示功率曲线，指示出传送到心脏组织的功率，所述信息处理器和RF输出控制器对一消融事件，从所流逝的时间和目标温度计算功率曲线的斜率，以确定凝结块形成的可能性。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于所述信息处理器和RF输出控制器通过把功率曲线的斜率除以通过消融电极输送的电流的平方，来计算指示出凝结块的可能性的指数。
7.如权利要求1所述的系统，其特征在于所述系统进一步包括多个电流和电压传感器，并且所述信息处理器和RF输出控制器包括通过把消融点处的至少一个阻抗的实时测量、消融点上的差动阻抗以及消融点上的温度与最大设定值比较，来终止对所述多个消融电极的RF能量输送的功能。
8.如权利要求7所述的系统，其特征在于所述信息处理器和RF输出控制器计算与心脏组织的消融的电容特性相关联的消融导管的凝结块指数，其中把所述消融导管的凝结块指数设置为(W/t)/I2，其中W是功率，I是电流，t是达到设定温度的持续时间。
9.如权利要求8所述的系统，其特征在于提供所述消融导管的凝结块指数用于匹配对所述心脏组织的消融而确定的阻抗。
10.如权利要求1所述的系统，其特征在于根据温度测量值，对信息处理使用模拟方法以及对RF能量控制使用脉宽调制，来限制电流的输送。
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