專利名稱：用于融除組織的方法和系統的制作方法
技術領域：
本申請一般涉及用于在人組織中產生融除區的系統和方法。更具體地，本申請涉及通過利用超聲能量治療心臟的心房纖顫。盡管本發明著重于心房纖顫的治療，但本領域技術人員應當理解這并非旨在限制，而本文所述的系統和方法還可用于治療其它心律失常如心室纖顫。
背景技術：
心房纖顫癥狀的特征為心臟左心房跳動異常(通常很快)，與心臟肌肉的正常同步運動(正常竇性心律)不同步。在正常竇性心律中，在位于右心房的竇房結(^八結’)中產生電脈沖。心房心肌的異常跳動稱為’纖顫’，并由產生于非SA結的其它位點如肺靜脈(PV)中的電脈沖引起。對該癥狀有多種藥學治療取得不同程度的成功。此外，還有旨在取出從PV到左心房(’LA’)的異常電通路的外科手術,例如Cox Maze III型手術’。已發現該手術99%有效但需要專門的外科技術且較耗時。因此，已投入可觀努力去用較低侵襲性的基于經皮導管的方法拷貝Cox Maze手術。已開發較低侵襲性的治療，其包括利用某些形式的能量融除(或殺死)在PV中產生異常信號的異常焦點周圍的組織。最常用的方法是利用射頻C RF’)電能加熱肌肉組織并從而將其融除。然后防止異常電脈沖從PV流向心房(實現’傳導阻滯’)并從而避免心房肌肉的纖顫。已利用其它能量源如微波、激光和超聲來實現傳導阻滯。此外，也已利用如冷凍消融、乙醇給予等技術。這些方法和裝置中的一些在下文中有描述。已投入可觀努力開發用于利用射頻能量(RF)治療AF的基于導管的系統。此類方法其一包括在導管端部具有遠側和近側電極的導管。所述導管可彎成旋型，并放置于肺靜脈。將PV的內壁組織融除以試圖毀掉異常心臟活動的源頭。用于融除的另一來源是微波能量。一種此類術中裝置由含具延展性天線的探針組成，其能融除所述心房組織。另一種基于導管的方法利用低溫技術，將心房的組織冷凍至低于-60°c。這導致將PV周邊的組織殺死，從而消除導致AF的異常信號的通路。基于冷凍的技術也是上述局部Maze手術的一部分。更近些時候，Cox博士及其課題組利用冷療探針(冷凍-Maze)復制了 Cox-Maze III型手術的要點。更近期的AF治療方案涉及超聲能量的使用。用一種或多種超聲換能器發射的超聲能量加熱肺靜脈周圍區域的靶組織。一種此類方案包括裝有氣囊的導管遠端部分并含有超聲元件。所述氣囊用作錨定工具來把所述導管的端部固定在肺靜脈中。所述導管的氣囊部放置在選定的肺靜脈中，并用流體使所述氣囊脹大，該流體為超聲能量透性。所述換能器發射超聲能量，該能量流向肺靜脈中或其鄰近的靶組織并將其融除。意向的治療是破壞肺靜脈周圍的導電路徑并從而恢復正常竇性心律。所述治療涉及按需要在個體肺靜脈周圍產 生多重損傷。另一種利用超聲能量的導管裝置包括具有端部的導管，所述端部具有網格模式的超聲元件陣列用于產生靶組織的三維圖像。提供環形的融除超聲換能器，該環圍繞所述成像網格。所述融除換能器以IOMHz頻率發射超聲能量環。在所有上述方案中，發明包括融除肺靜脈內的組織或融除心門(ostium)位置處的組織。這可能要求將所述治療裝置經復雜定位和導向至靶位點。通過所述裝置與組織之間接觸的方式實現融除。因此，提供一種無需此類精確定位和組織接觸并能在單次治療中在鄰近肺靜脈的心房中或在多個肺靜脈周圍產生傳導阻滯的融除系統將是有利的。此外，需要提供一種融除裝置和方法，其對端部的三維移動加以控制使得能在組織中在腔室如心臟心房的壁中產生所需形狀的毗連損傷。此外，超聲束的移動受一定方式控制使得該束基本以直角投射到靶組織從而使融除過程的效率最大化。還需要提供一種融除系統，其易于使用，易于生產且成本低于現有商品系統。關于心房纖顫治療的專利包括但不限于以下所列美國專利號6，997，925;6，996，908 ;6，966，908 ;6，964，660 ;6，955，173 ;6，954，977 ;6，953，460 ;6，949，097 ；6，929，639 ;6，872，205 ;6，814，733 ;6，780，183 ;6，666，858 ;6，652，515 ;6，635，054 ；6，605，084 ;6，547，788 ;6，514，249 ;6，502，576 ;6，416，511 ;6，383，151 ;6，305，378 ；6，254，599 ;6，245，064 ;6，164，283 ;6，161，543 ;6，117，101 ;6，064，902 ;6，052，576 ；6，024，740 ;6，012，457 ;5，405，346 ;5，314，466 ;5，295，484 ;5，246，438 和 4，641，649。關于心房纖顫治療的專利公開包括但不限于國際PCT公開序列號W099/02096和美國專利公開序列號2005/0267453。關于心房纖顫治療的科技出版物包括但不限于Haissaguerre, Μ.等，Spontaneous Initiation of Atrial Fibrillation by Ectopic Beats Originatingin the Pulmonary Veins (由肺靜脈中產生的異位搏動導致的心房纖顫自發啟動)，New England J Med. , 339 卷 659-666 頁；J. L Cox 等，The Development of theMaze Procedure for the Treatment of Atrial Fibrillation (開發 Maze 手術用于治療心房纖顫)，Seminars in Thoracic&Cardiovascular Surgery (胸部和心血管手術研討會)，2000 年，12:2-14 ;J. L Cox 等，Electrophysiologic Basis, SurgicalDevelopment, and Clinical Results of the Maze Procedure or Atrial Flutter andAtrial Fibrillation, Advances in Cardiac Surgery (Maze 手術或心房亶貢動與心房纖顫的電生理學基礎、手術發展和臨床結果，心臟手術進展)，1995年，6:1-67 ；J. L. Cox等，Modification ofthe Maze Procedure for Atrial Flutter and Atrial Fibrillation.II，Surgical Technique of the Maze III Procedure (Maze 手術用于心房顫動和心房纖_的改進 II Maze III 型手術的手術技術)，Journal of Thoracic&CardiovascularSurgery，1995; 110:485-95 ;J. L Cox，N. Ad，Τ· Palazzo 等，Current Status of the MazeProcedure gor the Treatment of Atrial Fibrillation (Maze 手術用于治療心房纖顫的現狀)，Seminars in Thoracic&Cardiovascular Surgery (胸部和心血管手術研討會)，2000 年，12:15-19 ；M. Levinson, Endocardial Microwave Ablation:A New SurgicalApproach for Atrial Fibrillation (心內微波融除用于心房纖顫的新型手術方案)，The Heart Surgery Forum(心臟手術論壇)，2006 年；Maessen 等，B eating HeartSurgical Treatment of Atrial Fibrillation with Microwave Ablation(用微波融除對心房纖顫的心臟跳動手術治療)，Ann Thorac Surg 74:1160-8，2002 ;A. M. Gillinov，Ε· H. Blackstone和P. M. McCarthy，Atrial Fibrillation:Current Surgical Options and their Assessment (心房纖顫現有手術選項及其評估)，Annals of Thoracic Surgery (胸部手術年會)，2002 年，74:2210-7 ;Sueda Τ·，Nagata H.，Orihashi 等，Efficacy of aSimple Left Atrial Procedure for Chronic Atrial Fibrillation in Mitral ValveOperations (用于慢性心房纖顫的簡單左心房手術在二尖辧手術中的功效)，Ann ThoracSurg 1997 年，63:1070-1075 ；Sueda T.，Nagata H.，Shikata H.等，Simple Left AtrialProcedure for Chronic Atrial Fibrillation Associated with Mitral Valve Disease(用于二尖辧疾病相關慢性心房纖顫的簡單左心房手術)，Ann Thorac Surgl996年，62:1796-1800 ；Nathan H. ， Eliakim Μ. ， The Junction Between the Left Atrium andthe Pulmonary Veins, An Anatomic Study of Human Hearts (左心房和肺靜脈之間的連接:人心臟的解剖學研究)，Circulation 1966，34:412-422 ；Cox J. L，Schuessler R. B.，Boineau J. P. , The Development of the Maze Procedure for the Treatment of AtrialFibrillation (用于治療心房纖顫的Maze手術的開發)，Semin Thorac CardiovascSurg 2000,12:2-14 ；和 Gentry 等，Integrated Catheter for 3-D IntracardiacEchocardiography and Ultrasound Ablation(用于3D心內超聲心動描記術和超聲融除的整合式導管)，IEEETransactions on Ultrasonics, Ferroelectricsj and FrequencyControl，第 51 卷第 7 期 799-807 頁。

發明內容
本申請一般涉及用于在人組織中產生融除區的系統和方法。更具體地，本申請涉及通過利用超聲能量治療心臟的心房纖顫。本發明的第一方面，一種用于治療患者纖顫的組織融除系統包括可控的介入式導管，其具有發射能量束的能量源，所述能量融除組織并在其中產生傳導阻滯。所述傳導阻滯阻斷組織中的異常電路徑從而減少或消除纖顫。手柄布置在靠近所述介入式導管近端的位置，并具有用于操縱所述介入式導管的致動機構。用控制臺控制該系統并為其提供能量。顯示艙與該控制臺電連接，并具有顯示面板來顯示系統信息給醫師或其它操作者，并使所述操作者能控制該系統。導管艙與所述手柄的連接在電學和機械方面都為可脫離的，并且與所述顯示艙電連接。所述系統還包括床邊監護器或與床邊監護器的接口。能量束中所含能量可以在2-10瓦范圍內。所述介入式導管的遠側部分可包括多個彈性的定形索。當所述遠側部分不受約束時，所述定形索可沿所述介入式導管形成牧羊鉤形(shepherd’s hook)。所述遠側部分在受約束時可以基本為線形。所述系統可有與所述導管遠側部分連接的多個可致動導索。導索的致動可將所述導管從基本線形構型折轉成具有沿所述導管的牧羊鉤形構型。所述系統還可含有設置在手柄近端和導管艙之間的單次使用的無菌轉接器。所述轉接器可與所述手柄和所述導管艙電學和機械連接。所述轉接器可允許手柄與導管艙連接和斷開而同時保持其無菌性。在本發明的另一方面，用于治療患者纖顫的組織融除系統包括具有近端和遠端的·可控伸長撓性軸和在所述伸長撓性軸遠端附近與其相連的殼體。能量源設置在靠近所述殼體處，并適于發射能量束以融除組織并在其中產生傳導阻滯。所述傳導阻滯阻斷組織中的異常電路徑從而減少或消除纖顫。所述系統還可包含流過所述殼體并與所述能量源流體連通的流體。所述殼體可在其遠端封閉，或者所述殼體可包括在其遠端附近的一個或多個開口使流體能流出所述殼體。所述開口可允許流體流出所述殼體，但可以阻止殼體外的流體經所述開口進入殼體。所述殼體還可包括城堡型遠區，且所述殼體可基本為圓柱體。所述殼體的至少一部分可以對所述能量束為通透性的。所述殼體可以是彈性的，并在壓向組織時能折轉?？稍谒鰵んw中設置一個或多個電極或線體用于接觸所述組織。所述殼體還可包括用于引導流體流通過能量源的導流件。能量束中所含能量可以在2-10瓦范圍內。還有，所述伸長撓性軸的遠側部分可包括多個彈性定形索，所述定形索在所述遠側部分不受約束時沿所述軸形成牧羊鉤形。所述遠側部分在受約束時可以基本為線形。所述系統可有與所述軸遠側部分連接的多個可致動導索。導索的致動可將所述軸從基本線形構型折轉成具有沿所述軸的牧羊鉤形構型。在本發明的另一方面，用于治療患者纖顫的組織融除導管包括可控軸，該軸具有在其近端和遠端之間延伸的內腔，以及可滑動地設置在所述內腔中的伸長撓性軸。所述軸具有近端和遠端。殼體在所述伸長撓性軸遠端附近與其連接，并能量源設置在所述殼體附近。所述能量源適于發射能量束以融除組織并在其中產生傳導阻滯。所述傳導阻滯阻斷組織中的異常電路徑從而減少或消除纖顫。所述軸的操縱引導所述能量束到所述組織的不同區域。所述中央內腔可排列有彈簧，且多根牽引索(pullwire)可以可滑動地設置在延伸于所述可控軸近端和遠端之間的牽引索內腔中。所述牽引索內腔可排列有彈簧?？蓪⑷我鈴椈砂趽闲圆牧系娜彳浕|中。所述牽引索內腔可以環狀設置在中央內腔周圍。能量束中所含能量可以在2-10瓦范圍內。還有，所述可控軸的遠側部分可包括多個彈性定形索，所述定形索在所述遠側部分不受約束時沿所述軸形成牧羊鉤形。所述遠側部分在受約束時可以基本為線形?？捎卸鄠€可致動導索與所述軸遠側部分連接。導索的致動可將所述軸從基本線形構型折轉成具有沿所述軸的牧羊鉤形構型。在本發明的另一方面，用于治療患者心房纖顫的組織融除導管包括具有近端和遠端的可控伸長撓性軸和在所述伸長撓性軸遠端附近與其相連的殼體。將不可擴張性反射元件設置在所述殼體中，并將能量源設置在所述殼體附近。所述反射元件可以是剛性、固定尺寸的元件，具有平整表面或彎曲表面。所述能量源適于發射能量，其中所述能量從所述反射件反射形成導向組織的能量束。所述能量束融除組織并在其中產生傳導阻滯。所述傳導阻滯阻斷組織中的異常電路徑從而減少或消除纖顫。能量束中所含能量可以在2-10瓦范圍內。還有，所述可控軸的遠側部分可包括多個彈性定形索，所述定形索在所述遠側部分不受約束時沿所述軸形成牧羊鉤形。所述遠側部分在受約束時可以基本為線形?？捎卸鄠€可致動導索與所述軸遠側部分連接。導索的致動可將所述軸從基本線形構型折轉成具有沿所述軸的牧羊鉤形構型。在本發明的另一方面，用于融除患者組織的系統包括可控的伸長撓性軸，該軸具有近端、遠端和直徑。殼體在所述伸長撓性軸的遠端附近與其連接。所述殼體具有長度，且其直徑大于所述伸長撓性軸的直徑。能量源設置在所述殼體附近，并適于發射能量束。所述能量束融除組織并在其中產生傳導阻滯。所述傳導阻滯阻斷組織中的異常電路徑從而減少或消除纖顫。所述系統還包括具有近端和遠端的套管。所述可控的伸長撓性軸可滑動地設置在所述套管中。將所述套管的彎曲遠側區配置成當所述套管的遠側區被折成曲面時能容納所述殼體從其中通過。所述遠側區可包括所述套管的擴大區或切口，其能容納所述殼 體的長度和直徑。在本發明的另一方面，用于融除患者組織以作為纖顫治療的方法包括將經中隔橫跨房間隔放置。所述經中隔套管具有延伸穿過該套管的內腔。介入式導管穿過經中隔套管內腔前行，至少將所述介入式導管部分放置在所述患者的左心房中。所述介入式導管包括靠近其遠端的能量源。待融除的靶治療區位于左心房，且將所述介入式導管操縱到左心房內使得所述能量源移至所述靶治療區附近并使得從所述能量源發射的能量導向所述靶治療區。所述靶區的組織被發射的能量融除，從而在組織中產生傳導阻滯阻斷組織中的異常電通路，因此減少或消除纖顫。然后證實靶區與心房余部的分離。所述融除步驟可包括用來自所述能量源的超聲束能量融除所述組織，所述能量的功率在2-10瓦范圍內。所述融除步驟可包括融除所述組織中某點，某線，所述組織中的封閉環路，或左心房內環繞一或多肺靜脈的某路徑。所述融除步驟還可包括融除環繞至少一處左肺靜脈和至少一處右肺靜脈的某路徑。所述操縱步驟可包括致動設置在所述介入式導管中的多個牽引索，從而使所述介入式導管遠側部分沿至少兩軸線彎曲。操縱還可包括使所述介入式導管的遠側部分不受約束從而所述介入式導管中的定形索導致所述導管彈性地形成牧羊鉤形。所述操縱步驟可包括致動與所述介入式導管遠側部分連接的多根可致動導索，從而將所述導管從基本線形構型屈折成沿所述導管具有牧羊鉤形的構型。所述定位步驟可包括以光柵模式致動所述介入式導管，且所述定位步驟還可包括定位肺靜脈。在本發明的另一方面，融除患者組織以作為纖顫治療的方法包括將經中隔套管橫跨房間隔放置，所述套管具有穿過該套管的內腔，并使介入式導管穿過所述經中隔套管前行使得所述介入式導管的至少一部分設置在左心房中。然后定位左肺靜脈的開口，并設定環繞所述左肺靜脈至少一處開口的第一毗連損傷路徑。融除沿所述第一損傷路徑的組織，然后可將所述介入式導管放置在右肺靜脈附近使得可以定位右肺靜脈的開口。設定環繞右肺靜脈至少一處開口的第二毗連損傷路徑，然后融除沿所述第二路徑的組織。融除所述第一和第二損傷路徑之間的組織，使得產生與所述第一和第二損傷路徑都毗連的第一基本線形路徑。還融除出與所述第一基本線形路徑毗連并向二尖瓣延伸的第二基本線形路徑。證實左肺靜脈與右肺靜脈的分離。所述融除路徑在所述組織中產生傳導阻滯以阻斷所述組織中的異常電路徑從而減少或消除纖顫。所述右或左肺靜脈開口的定位步驟可包括以光柵模式致動所述介入式導管。沿所述第一或第二設定損傷路徑融除組織可包括用2-10瓦范圍內的超聲能量束融除組織?？梢灾聞铀鼋槿胧綄Ч苁顾鰧Ч苓h端在封閉環內移動。可以改動所述第一或第二設定損傷路徑。將所述介入式導管放置在右肺靜脈附近可包括使所述介入式導管的遠側部分不受約束從而所述介入式導管中的定形索導致所述導管彈性地形成牧羊鉤形。將所述介入式導管放置在右肺靜脈附近可包括致動與所述介入式導管遠側部分連接的多根可致動導索，從而將所述導管從基本線形構型屈折成沿所述導管具有牧羊鉤形的構型。以下說明書結合附圖進一步詳細描述這些及其它實施方式。


圖I顯示所述融除系統的組件。圖2顯示融除導管的示例性實施方式。圖3顯示所述導管遠端的細節。圖4顯示所述導管遠端的詳圖。圖5a_5h顯不所述遠側殼體的不同構型。圖6顯示所述XY管的細節。圖7顯示帶有反射器的軸向換能器。圖8顯示帶有切口的經中隔套管。圖9顯示所述導管在所述經中隔套管中的位置。圖10顯示含大直徑遠端的經中隔套管。圖11顯示所述導管在所述經中隔套管中的位置。圖12顯示繞左肺靜脈形成損傷。圖13顯示繞右肺靜脈形成損傷。圖14顯示所述控制臺、顯示艙和導管艙的示意圖。圖15顯示所述控制臺的細節示意圖。圖16顯示所述顯示艙的細節示意圖。圖17顯示了所述導管艙的示意圖。圖18顯示所述手柄的組件。圖19顯示設定在左心房中的所需損傷。
具體實施例方式圖I顯示融除系統的示例性實施方式。該系統由5個主要部件組成a)導管；b)控制臺；c)顯不艙；d)導管艙；和e)手柄。導管10具有遠端12和近端14。最遠端具有殼體16，其含有與管體18連接的能量發生元件(下文詳述)。管體18在可彎曲構件20內軸向移動，構件20又與所述導管10的主體22相連。可彎曲管件20由多腔管構成，可以x_y方式垂直于軸線致動以形成下文所述彎角φ和Θ。下面的說明書中將描述構件20的詳情。所述導管的主體22由編制多腔管構成。編制有助于導管10的扭轉和旋轉。管22的近端14終止于手柄24中，該手柄含有致動機構使管體18移動以及使管件20彎曲。所述手柄24具有流體端口 26，其用于通過管體18沖洗殼體16。手柄24還具有電連接件28，其提供與遠端12處各點的輔助連接。手柄24可拆卸地連接導管艙30形成機械和電連接?？蛇x地，將單次使用的無菌轉接器29設置在手柄24的近端和導管艙30之間并與其操作性連接。該轉接器29優選無菌提供，或者可以在臨用前進行滅菌，并提供無菌導管手柄24和非無菌導管艙30之間的方便界面。該轉接器2 9使醫師能將手柄24與導管艙30操作性連接而不破壞手柄的無菌性。該轉接器29使得能在兩個組件之間易于建立電和機械連接。單次使用的無菌轉接器29的示例性實施方式包括在近端和遠端都具有機械和電接頭的無菌管型軸，所述連接匹配手柄24和導管艙30上的相應機械和電接頭。在優選實施方式中，鎖定轉接器29使其僅能以一個方向與手柄24和導管艙30連接。可選地，轉接器29還可重新滅菌并再次使用。該導管艙30含有電子件、電動機和致動器，其具有輔助移動和控制所述導管10遠端的構件18和20等功能。導管艙30與顯示艙32經電纜34連接。顯示艙32給導管艙30提供用于導管10各種功能的電力和邏輯信號。顯示艙32具有顯示面板36來顯示各種信息以幫助醫師進行所述融除系統的所需功能。此夕卜，控制器32可具有其它手動控制器38或在顯示面板36上具有觸摸屏的觸筆界面。顯示艙32通過電纜42與控制臺40電連接。控制臺40控制所述融除系統的功能，所述控制通過給殼體16中的能量元件提供所需電力，經導管艙中的電動機和致動件來控制管件18和20的移動，以及經顯示艙32給醫師提供界面和控制器來進行。控制臺40可選包括電源線41使該系統能從壁式插座供電，或者在替代實施方式中，可用電池給系統供電。經套管46將導管10引入右心房44，所述套管在遠端附近有彎曲部140?？稍谟倚姆壳?4內操縱導管10的殼體16以將所述導管靠近該腔不同區域放置，例如靠近右肺靜脈RPV、左肺靜脈LPV或二尖瓣MV。下文將討論殼體16向心房組織48發射能量束52。該能量束可在心房44內通過管件18和20的各種移動的組合以任何所需路徑進行導向。Α.導管。圖2顯示本發明的導管。導管10具有含殼體16的遠端12，其含有能量發射元件50。該元件發射能量束52，該能量束通常軸向離開殼體16。殼體16連接管件18(Ζ管)。管件18包含在多腔管20中。管件18在管20 (XY管)以方式54軸向滑動。移動54由患者床邊導管艙30中的機構控制。移動54的程度由殼體16與組織48之間距離維持在一定范圍內的必要性確定。管20為短的管段，在其近端連接管22，且管20可如箭頭56所示在X-Y方向操縱。下面描述管22的細節。圖3更詳細顯示導管10的遠端12。殼體16通常為含遠側開口 59的圓柱管形。殼體16設置為在其遠端處為可選的’城頭(castle-head)’型末端58中并含有換能器68。城頭58中開口的目的是使沖洗流體60在全部城頭遠端接觸組織時能從城頭58無障礙流出。殼體16的近端通過適當粘合劑與基部62連接?；?2自身通過適當粘合劑與管18連接。殼體16含有在其近側的能量發射元件50，形式為換能器子組件64，使得換能器子組件64和城頭58之間有穴部66。圖3還顯示殼體16如何連接可貫穿管20滑動式移動的管18，在管20遠端具有聯接器118。管20再經聯接器122與管22連接且其間有光滑錐形過渡21，并有一或多根通過管20、22中內腔排布的牽引索120用來如箭頭56所示在X和Y方向彎曲管20從而形成所需彎角φ和Θ。如圖4中詳細顯示，換能器子組件64包括換能器68、電接頭70和72，提供氣穴76的底部74和前方匹配層78。換能器68通常為扁平盤形狀，但可以是其它任意所需形狀，例如凸形或凹形。換能器68還可具有如環形、多元件等構型，如同在審理中的美國專利申請序列號 12/620，287 ； 12/609, 759 ； 12/609, 274 ； 12/480, 256 ； 12/482, 640 和 12/505，335 中所公開的，其全部內容此前通過引用納入本文。電連接70和72與一對導線80相連，所述導線位于管18內，沿導管10的長度排布并終止于手柄24以連接導管艙30。導線80可以是扭結對或同軸纜的形式，或是相似構型。換能器68由粘合劑或焊料84與底部74連接，底部74提供氣穴76。氣穴的目的是將聲能向換能器68的遠側面反射。換能器68的近側連接有溫度測定裝置86，例如熱電偶，用于在使用過程中監測換能器的溫度。若換能器68的溫度升高超過預設水平表明某種故障，該信息可用于關閉系統。與換能器68兩面的電連接由接觸部70和72提供。這些接觸部可以是含凸出部的環形形式。所述環在中心具有敞開區 域，提供開口用于從換能器68發射聲學能量束52。環上的凸出部以基本90度彎曲并用作換能器的支架。所述環具有充分剛度，并在埋入基部62中時支承殼體16中的換能器子組件64。導線80與兩個分別的凸出部電連接，從而提供與換能器68兩面的電連接。換能器68的遠側具有與其相連的聲學匹配層78。關于聲學匹配層78的其它細節還可參見同在審理中的美國專利申請序列號 12/620，287 ； 12/609, 759 ； 12/609, 274 ； 12/480, 256 ； 12/482, 640和12/505，326，其全部內容此前通過引用納入本文。該匹配層的目的是提供寬的聲學帶寬并使換能器68的聲學能量輸出最大化。繼續參見圖4，管18與基部62連接，并以手柄24中的滑動機構(未顯示)穿過導管10的長度。管18具有多項功能。首先，它給殼體16提供流體流60的導管。導線對80位于管18內。管18用作殼體16軸向移動的軸。管18由編制復合體如聚酰亞胺和多根導線88構成。埋入管18壁中的導線88可以是編織物形式，并與換能器68的熱電偶86經導線87連接，與殼體16連接的另一熱電偶或其它合適傳感器90連接以用于監測流體60的溫度，且與殼體16上的接觸部92 ( 一個或多個)連接以用于形成與殼體上可選電極的補充電接觸或用于形成需要的其它電接觸。埋入管18中的其它導線可用于需要的其它連接與功能。所述編織物可用作電屏蔽以使換能器信號中的電干擾最小。管18還提供從端口 26向殼體16的流體流路徑。流體為無菌的，可以是水，鹽水或任何其它生理相容性流體。流體如流體流線60所示流過殼體16。流動流體的目的有兩方面。首先，它在換能器68發射能量束52時為換能器提供冷卻。所述流體可以處在任意合適溫度，只要能為換能器68提供有效冷卻。其次，流動的流體保持流體穴66，其提供換能器和周圍血液之間的分離屏障。這很重要，因為換能器在發射能量束52時可能處于較高溫度，接觸換能器的任何血液可能形成血栓，這是不希望發生的事件。此外，換能器上形成的任何凝塊都會減少換能器的功率輸出。因此，換能器前方的流體柱避免了凝塊形成，并使換能器保持較低溫度幫助其有效工作。殼體16可以具有各種構型。一種構型見圖3所示，其中殼體16在其遠端具有開口 58。殼體16為’城頭’形狀。該開口使流體60能無阻礙地流經殼體16。如圖5a所示，殼體16基本為圓柱形。其具有圓形光滑遠端94，使得當所述裝置使用中殼體邊緣摩擦組織48表面時損傷組織的可能性降至最小。殼體16還具有可選的孔96，這些孔設置在殼體遠端的圓柱表面中。提供這些孔用于流體60經殼體16流出。在圖5b所示的另一構型中，殼體16具有封閉末端98。遠端的孔96促進流體通過。末端98由對超聲束52基本通透的材料例如聚甲基戊烯(PMP)制得。或者，整個殼體16可由類似PMP的材料制得。在另一構型中，殼體16的圓柱部100可由彈性材料如乳膠或聚氨基甲酸酯制得，其上連接有PMP蓋98。該情況中，將殘液放出孔96設置成當殼體16內流體60有正壓時打開。這使得只能流出流體60，而周圍血液不能流入殼體16。在另一構型(未顯示)中，殼體16內的流體60可以’閉路’方式施用，其中，流體經殼體的流動用于為殼體內所含換能器提供冷卻。在該構型中，殼體16具有聲學上通透的窗98，但沒有殘液放出孔96。而管18則具有至少兩個內腔用于冷卻流體的閉路途徑?；蛘?，殼體16可以填充有聲學上通透的凝膠狀材料，且在此情況中，將無需流動流體。在圖5c和5d所示的另一構型中，殼體16由彈簧狀結構構成。彈簧材料可以是圓`形弓絲或帶102。此外，彈簧殼體16可以包封在撓性薄套層104中。彈簧狀結構的目的是提供撓性，使得所述殼體在使用過程中接觸組織48時可彎，如圖5d所示。或者，所述殼體16可以由較軟壁材料制得以實現彎曲功能，可用材料如乳膠、聚氨基甲酸酯或硅酮。圖5e顯不殼體16的另一構型。此情況中殼體16以復合結構制成,其中殼體16的壁為電絕緣材料，并有多個電導元件106 (’電極’)縱向設置在其中。電極106的遠端設在從殼體16遠側邊緣稍稍伸出的球形末端109中。電極106的近端在接觸部92連接導線108。導線108則連接圖4的管18中的導體88。最后，導體88終止于導管10的輔助連接器28(圖2).電極106的目的是提供經非創傷性球形末端109到組織的電連接。這一通向組織的電連接可用于起搏心臟組織，或從所接觸組織獲取電生理信息。導線108可以是埋入殼體16壁中的編織物的形式。該復合殼體16可設在圖5a-5d的前述實施方式中。圖5f顯不殼體16的另一實施方式。殼體16裝有偏轉器110。該偏轉器使流體60經過換能器68后的流動改向，使得為換能器68的表面提供更有效的冷卻。在該圖5f中，為清晰而省略了換能器68的安裝細節。圖5g顯不殼體16的另一實施方式。將多個須狀電傳感器111設在殼體16的遠端。須部111由不透輻射的導線材料如鉬或其不同合金制得，為撓性而采用彈簧形式。須部111的內核優選為適當材料的錐形芯絲。須部111埋入殼體16的壁內，并通過接觸部92與導線108電連接。導線108與管18中所含導線(圖4)連接，并終止于導管10近端處的連接器28。須部111的目的是通過柔軟的彈簧狀結構以非創傷性方式提供至組織表面的電連接。電接觸使得能對患者心臟的心房組織進行電生理測繪。須部111的另一目的是通過監測須部111的彎曲程度計量殼體邊緣離靶組織的距離。圖5h顯示殼體16的另一構型。殼體16由彈性材料制得，如乳膠、聚氨酯、腈等。所述彈性材料還對超聲基本透過。殼體16具有封閉末端98，且可選含具有前文所述特征與功能的殘液放出孔96。殼體16包封換能器子組件64。該實施方式的一個重要方面在于殼體16可如圖5h所示通過粘合劑113沿基部62和管18固定。從而，憑借殼體16材料的彈性特質以更穩固的方式連接殼體16。
下面詳述圖2的XY管20。管20含有管件18，管件18能于其中軸向移動。參見圖3，管20可如箭頭56所示以X-Y方式彎曲。當XY管20在XY面56中彎曲時，管件18在相應方向移動。從而根據XY管20的彎曲和移動將能量束52導向不同方向。管20的構成詳見圖6。在一種實施方式中，管20由包封在柔軟基質116如硅酮或聚氨基甲酸酯中的多個撓性彈簧組成。其含有以環狀構型圍有附加彈簧114的彈簧112 (為清晰起見，圖中略去了一些彈簧114)。這些彈簧優選開放節距(open pitch)且由適當金屬或塑料制得。中央彈簧112的目的是為z軸管件18提供無扭結內腔。類似地，外圍彈簧114的目的是為管20彎曲所用牽引索120提供無扭結的通道。管20的遠端用粘合劑終止于聯接器118中。牽引索120粘性固定在聯接器118的遠側。管20的近側用粘合劑終止在另一聯接器122中，該聯接器為牽引索120和管18提供有適當孔123，并有助于管20與導管管件22的連接。可用多根牽引索120以受控方式操縱管20。牽引索120可以是金屬的，例如鋼或鎳鈦合金或復合纖維如芳綸(Kevlar)。這些牽引索以適當連接終止于手柄24，所述連接則可拆卸地結合導管艙30中的致動器和電動機。導管艙30中的電動機(未顯示)在控制臺 40中計算機的指令下以前述的精確模式控制牽引索，從而使管20沿所需軌跡精確移動。其結果為能量束52以特定受控路徑如線、環或任意其它復雜模式在心房腔中通行。參見圖3，管20通過聯接器122連接導管管件22。管件22通常為更高硬度的材料(即，更硬，但非棒狀)，其可具有復合構型。其可由塑料制得，壁內具有埋入的編織物。管件22構成導管10的主體，并在近端連接手柄24。管件22的目的是為導管10提供軸向推動性和某些轉矩控制。管件22還裝有多個定形索迫使管件在自由空間中形成預定形狀。該構型在本申請下文中有詳述。能量發射元件68 (圖3)優選為發射超聲能量的聲學換能器。超聲的頻率優選在5-25兆赫(MHz)范圍內，更優選在8-20兆赫(MHz)范圍內，更優選在10-18兆赫(MHz)范圍內。就圓柱形換能器68而言，所發射的能量通常為圓柱束52的形狀。束52的聲能優選在O. 5-25瓦范圍內，更優選在2-10瓦范圍內，更優選在2-7瓦范圍內。超聲能量束52的特質及其與組織的相互作用在同在審理中的美國專利申請序列號11/747,862 ；11/747,867 ；12/480，256 ； 12/482, 640 ； 12/505, 335 ;12/620，287 ； 12/609, 759 和 12/609，274 中有描述，這些申請的全部內容此前通過引用納入本文。該束52與靶組織48相互作用，并在充分能量水平，將所述組織融除。換能器子組件64(圖4)可有多種實施方式，其一如上文描述，其中能量束52從殼體16向外軸向發射。其它的一些實施方式在同在審理中的美國專利申請序列號11/747, 862 ；11/747, 867 ； 12/480, 929 ； 12/505, 326 和 12/505，335 中有描述，這些申請的全部內容此前通過引用納入本文。圖7顯示所述換能器子組件的一種替代實施方式。換能器124包含在殼體16中。換能器124通常為圓柱形，并軸向向外發射超聲能量126。換能器124可以是方形、六邊形或任意其它合適截面。所述能量由通常為拋物線形反射器128改向，該反射器將所述超聲能量以方式130改向至軸向。反射器128可以是任意其它合適構型。所反射的能量以束52的形式離開殼體16。所得出射束52與前文的前一實施方式中所述的束類似。換能器124通過支持部134和適當粘合劑固定在基部132中。與前述實施方式類似，基部132結合起前述作用的管18。導線136連接換能器124并終止于手柄24。流體流60使所述換能器能冷卻以預防過熱。當該裝置位于左心房內時，換能器124和殼體16遠側邊緣之間的流體柱125提供換能器124和周圍血液間的分隔。參見圖1，導管10通過經中隔套管46引入左心房44。套管46在其遠側部分具有彎曲部140，從而可以朝向并放入左心房44。而且，所述導管的遠側部分，即殼體16，通常為剛性圓柱體形狀。由于導管10穿過套管46的彎曲部，所述剛性部分要求所述套管具有較大直徑使其能穿過所述彎曲部。通常需要將所述套管直徑保持在最小尺寸。所述套管通過通常在患者大腿處的靜脈中的手術開口放入患者股靜脈中。通 常需要將所述手術開口保持在最小尺寸。本發明下文所述示例性實施方式其中至少一個中，以某種方式形成所述套管遠端來實現導管遠端的通路，所述方式使該通路更容易而不增大套管直徑。圖8顯示所述套管的一種實施方式。套管138是直徑為D的管件，在其全長為均一直徑。通常，直徑D稍大于需通過所述套管前行的導管的最大直徑。為了促進導管通過套管138的彎曲部140前行，所述套管在所述彎曲部內部半徑處提供有適當尺寸的切口 142。圖9顯示所述導管10通過所述套管138前行。套管138跨越中隔144放置，提供進入左心房146的通路。遠側殼體16以方式148通過彎曲部140前行時，開口 142提供所需溢出以容納殼體剛性部分通過。這樣將套管138保持在最小需要直徑D。圖10顯示本發明所述套管的另一個實施方式。套管150全長的直徑為D1，但其直徑在彎曲部152附近的含凸出遠側部分154處膨脹至較大尺寸D2。圖11顯示導管通過套管穿行。套管150跨越中隔144放置，提供進入左心房146的通路。導管10以方式148前行通過套管150。到達彎曲部152附近時，較大直徑D2提供溢出使殼體16的剛性長度能通過所述彎曲部。凸出部分154是導管10進入心房146的方便通路所需的最小直徑。圖12和13顯示使用中導管10在心房腔中的位置。導管10通過套管150引入左心房(LA)。參見圖12，導管的遠端通常指向左肺靜脈(LPV)。導管的頭部可由管20以X-Y方式操縱而在X-Y面56內移動。導管遠端12的軸向移動通過管件18的輔助以方式54實現。如前文所述，導管向靶組織發射超聲能量束52。能量沖擊束加熱靶位點處的組織并產生損傷156。束52在計算機控制下以方式158繞LPV穿行而產生連續損傷來將LPV電生理性隔離。此后，導管頭部12可放置為處理右肺靜脈RPV附近和左心房中其它位置的組織。圖13顯示導管遠端12的位置指向右肺靜脈(RPV)。管22的遠端為牧羊鉤形以將導管遠端12指向RPV。所述牧羊鉤由放置于管22內腔中的一或多根定形索160形成。定形索160由形狀記憶金屬如鎳鈦合金制成，并經熱處理以保持牧羊鉤形的所需形狀。將這些導線放置在管22的內腔中，且管22在不受套管150約束時在自由空間中呈牧羊鉤形。如圖12所述，當導管用于處理LPV時，管22的牧羊鉤形部分位于套管150中。當需要處理RPV時，導管繼續前行進入LA。隨著導管前行，形狀記憶鎳鈦合金導線展開成預定形狀，從而迫使管22呈牧羊鉤形，有助于處理RPV附近區域。在替代實施方式中，定形索160可以用致動索替換，由致動機構推動或拉動所述致動索來彎曲導管22形成所需的牧羊鉤形構型，該致動機構優選位于導管近端附近。在另一實施方式中，可使用定形索和致動索的組合將管件彎曲成所需構型如牧羊鉤形。超聲束52指向組織48。能量沖擊束加熱靶位點處的組織并產生損傷162。可以通過將管20在箭頭56所示的X-Y方向致動以及通過如箭頭54所示軸向移動管18來移動束52。因此，束52在計算機控制下以方式164繞RPV穿行而產生連續損傷來將RPV電生理性隔離。以下詳述所示融除系統的其它組件，即手柄、導管艙、顯示艙和控制臺。圖14顯示控制臺、顯示艙和導管艙。后面將就圖18描述手柄。參見圖14,導管手柄24可拆卸地連接導管艙202。如前文所示，可選的單次使用、無菌轉接器29使手柄24能與導管艙202連接和斷開而不破壞手柄24的無菌性。導管艙202通過電纜206與顯示艙204連接。顯示艙204通過電纜210與控制臺208連接。所述系統還可設置有可選的床邊監護器212?？刂婆_208控制并協調所述融除系統的所有部件，其包括含電子硬件、固件和軟件的儀器214。控制臺應位于無菌區外遠離患者的位置，供助手在融除手術中使用。其它系統組件應位于患者附近供醫師使用以進行融除手術。顯示艙204、導管艙202和導管10通常位于無菌區中。B.控制臺。參見圖14，控制臺208包括顯示監護器216，鍵盤218和計算機220，均供用戶與所述融除系統交互。兩根長(約20英尺)纜線222和210將控制臺208分別 與床邊監護器212和顯示艙204連接。纜線222是視頻線，提供控制臺208和床邊監護器212之間的通信。纜線210是多導體纜線(長約20英尺)，引導控制臺208和顯示艙204之間的電信號。這些電信號中有些用于顯示艙204，另一些途經顯示艙204和纜線206到達導管艙202。那些電信號中有些用于導管艙202，而有些途經手柄24通達導管10。通常，纜線206比纜線210短，外徑較小且更有撓性。圖15顯示控制臺208的儀器214中的主要組件。系統設計為使用嵌入式PC (計算機)224,其插入儀器214的連接器中。嵌入式PC 224通常也稱作〃單板計算機(a computeron a board)"，其尺寸、界面和芯片組通常為工業標準設定。這樣，嵌入式PC 224可在新一代PC面世時進行升級，而只需對儀器214作最少改變或者無需改變。一種此類嵌入式PC使用COMExpress標準,可從多家供應商獲得該標準。儀器214有賴于FPGA 226 (現場可編程門陣列)進行所有時間緊要的系統操作，包括協調所有時間緊要的數據傳輸活動。這樣，儀器214可以提供可靠的實時性能，同時嵌入式PC 224的操作系統負責所有其它常規的、非時間緊要的活動。FPGA 226由定制固件編程以執行功能來響應發自嵌入式PC 224的指令。例如，嵌入式PC將要求FPGA產生傳送脈沖序列，后者經纜線210和206通過D/A(數字轉模擬)轉換器228定向，由超聲收發器230擴增并緩沖并導向至導管10。超聲收發器230用作超聲信號的發送器和接收器。其以時分多路式操作，作為能量發送器在導管10遠端產生超聲束，或者作為超聲接收器感測從組織返回的任何超聲信號。超聲收發器230可驅動最高25瓦電力，更典型地，將提供2-10瓦電力，更優選2-7瓦電力，足以用于基于導管的典型應用。作為接收器，收發器230具有充分的動態范圍以檢測返回的超聲信號，動態范圍通常超過SOdB(分貝)。從組織返回(反向散射)的超聲信號導向至兩個平行接收器路徑線性I/Q 232和對數檢測器234。通過對接收到超聲信號的鑒相導出線性I/Q信號，以提取信號的實部和虛部(代表幅度和相位)，其可用于多種用來提取信號信息同時使信噪比最大的處理算法。或者，來自對數檢測器234的信號提供對于經對數壓縮的返回超聲信號的簡單峰檢測，該信號在超聲成像應用中通常稱作"A-模式〃信號。用多路調制器236選擇I/Q或是對數檢測的適當模擬信號以用于通過A/D (模擬轉數字)轉換器238轉換，然后以數字形式存儲在存儲器240中。存儲在存儲器240中的超聲數據可以包括額外信息，例如時間標簽、電動機位置、傳送波形等，這些信息可用于由嵌入式PC 224中運行算法所完成的后續信號處理中。一種此類處理示例是確定導管四處移動時導管10頭部和心房壁之間的間隙，并將該信息呈現在顯示器216上。另一過程可以用來確定融除期間損傷深度的進展。第三種過程可用來確定組織壁厚并用此信息來控制遞送給組織的能量。此外，可在心動周期的任意節點將心房內表面的拓撲圖以三維透視圖呈現。在儀器214中控制和協調性能和過程以外，嵌入式PC 224還控制多種輸入/輸出接口，I/O 242，從而與鍵盤218、鼠標220、監視器212和216通信并在其自身、顯示艙204、導管艙202和導管10之間控制并傳輸數據。C.顯示艙。顯示艙204的內部組件見圖16所示，其主要用作在使用融除系統時給醫師呈現信息的工具，并使醫師能控制融除系統。控制臺208與顯示艙204之間的系統狀態和控制信號由微控制器244中的串行連接介導。用于視頻顯示246的數據由顯示控制·器248解譯。整合于視頻顯示246的觸摸屏250給醫師提供與控制臺208交互的工具，從而控制融除系統的各方面。醫師可使用任意的適用指示裝置，例如記錄筆、手指或不尖銳的外科器械，與視頻顯示246呈現的圖形用戶界面交互。電力調節器252也位于顯示艙204中，它用于補償和校正發生于長纜線210的任何可能的壓降，并將調節良好的電力提供給如圖17中所示導管艙202中的伺服電動機組件254、256和258。該電力調節器252位于顯示艙204中，而非導管艙202中，理由有兩點盡可能縮小導管艙尺寸，以及盡可能降低導管艙202中電組件的生熱。P.導管艙。圖17顯示了所述導管艙的示意圖。FPGA 254用作控制臺208與導管艙202之間的界面。用于控制伺服電動機260的參數在FPGA 254中緩沖，并可供電動機控制器256使用。電動機控制器256通過多種監測電動機運行的反饋環控制伺服電動機260的運動。例如，由位置感測件266確定電動機的位置并由轉矩感測件268確定電動機的載荷。電動機控制器256用這些信號調節驅動伺服電動機260的伺服放大器258。多個伺服電動機262 (電動機I、電動機2、電動機3等)控制導管10遠端以前述X-Y方向移動，從而將導管遠端彎曲成所需角度。在此執行方式中，電動機262拖拽對稱位于導管個體內腔中多根牽引索。導管10的遠端12可以此方式通過前述X-Y運動彎曲成所需φ和Θ角度(如圖3所示)。彎曲運動的保真度是多個參數的函數，這些參數包括牽引索上的相對張力。這一構型的一種特征使得能通過系統對牽引索進行自動張力調整。這可以通過以下方式實現感測各電動機上的載荷并指令電動機控制器256將一致、預定的低載荷提供給各電動機262，從而在導管10中各牽引索上產生適當的張力。該功能由自動張力控制器270表示。由于電動機262的位置和導管10遠端12的彎曲角φ與Θ不互成比例，用〃變形〃算法補償并減少由非線性彎曲產生的扭變。該算法的詳情存儲在控制臺208中，并經FPGA254傳輸到電動機控制器256。補充電動機264與將導管10的遠端移進移出的管18連接，該管有時稱作〃ζ軸〃。在彎曲頭部的3-D空間中，該電動機264控制頭部位置的半徑r，而其它電動機262及其對應的牽引索控制φ和Θ位置。
導管艙202中整合的另一特征是快速釋放離合器272。該機電組件響應來自控制臺208或緊急致動按鈕221的指令，并立即從電動機260除去所有張力。該特征使導管10能方便、安全地從患者移除。導管艙中整合的另一特征是熱電偶放大器274，其提供冷結補償的熱電偶轉數字的轉換器參比，將來自導管10中熱電偶的讀數發送給控制臺208?？梢员O測導管10關鍵組件的溫度，且系統會對范圍外溫度作適當反應。例如，若換能器升高超出最佳性能的范圍，系統可發布警告并限制遞送給換能器的電力。或者，位于換能器附近鹽水滴注路徑中的熱電偶可以監測滴速的適當性。 導管艙202中包括的另一特征是初步患者隔離件276，用來確保在包括故障情況在內的多種運行情況下，保護患者免于危險的泄漏電流以符合管理要求。E.手柄。圖18顯示導管24中內部系統組件的框圖。在導管手柄24和導管艙202之間形成機械和電力連接。用于控制儀器的電信號經串行接口和路由器塊278發送。該塊允許標準的網絡協議，并將電氣互連數量盡量減少至通常低于5個，以及少到2個。該情況可用的典型協議是〃 Ι-wire"網絡協議。來自控制臺208，經由顯示艙204和導管艙202的串行數據在串行接口和路由器278中解譯，數據在路由器中導向導管10中的特定電組件，例如加密引擎284、熱電偶放大器288、載荷傳感器290或位置傳感器292。另一來自導管艙202的電連接用于超聲發送/接收信號。該信號通過信號調節器282，其包括噪聲抑制濾波器，阻抗匹配網絡和對稱-不對稱(平衡-不平衡)變換器，都用于使遞送給換能器64的傳送信號最大，并使來自換能器64的返回接收信號的信噪比最大。加密引擎284提供方法以保護存儲在存儲器286中的數據。存儲器286保存各導管特異性的數據，并由控制臺208中的嵌入式PC 224讀取。所述數據可包括關于換能器性能的校準信息，校準操縱需要的機械特征，制備工藝和日期以及各導管10獨有的使用歷史。熱電偶86感測換能器68的溫度，而熱電偶90感測流經換能器的冷卻流體的溫度。兩者經連接件294和296與熱電偶放大器288連接，該放大器通?？蓪臒犭娕及l出的信號轉化成溫度的數值，其形式可以經路由器278發送回控制臺208。應當理解，多種傳感器中任意選項都可用來代替熱電偶，例如熱敏電阻就是該應用的可用替代。機械連接件280連接導管艙202中的電動機260。若使用典型的旋轉電動機，則用旋轉到線性轉換器298產生牽引索和z軸移動所需的推拉運動。或者，這些旋轉到線性轉換器298可位于導管艙202中。最后，可由載荷傳感器290和位置傳感器292感測與聯接器118連接的牽引索300的張力和運動。該信息通過串行接口和路由器278反饋回導管艙202中的電動機控制器256。這一反饋將改善遠端彎曲的精密度，并能感測導管遠端處的彎曲是否由于接觸心房壁而受影響。損傷形成本文公開的導管用于通過向壁組織上的能量沖擊在靶組織壁中產牛病痕組織的損傷，所述靶組織壁通常是心房壁。當超聲能量導向至組織中的靶點并遞送到靶點持續充分時間將該組織加熱至殺死細胞的溫度時，產生所述損傷。換能器發射的能量呈束的形式，且該束可以在心房腔內以任意需要的路徑導向并四處移動。因此，所得損傷可以是點、線、環，或它們的任意其它組合。
使用方法治療左心房中心房纖顫需要的方法是在心房壁中產生疤痕組織線條，這些線條阻斷不被需要的信號的傳導。本方面的系統和方法描述了通過操縱超聲束以受控方式產生疤痕組織線條(損傷)的工具。舉例而言，圖19顯示一種此類所需損傷套件，稱為迷宮損傷套件(Maze lesion set)。可用以下方法產生該損傷套件I.將經中隔套管橫跨房間隔放置。使導管如此前圖12所示通過套管前行進入左心房(LA)。2.利用’柵格’技術定位LPV的開口。關于這一技術的其它細節公開在同在審查中的美國專利申請序列號12/505，326 ； 12/695, 857 ； 12/609, 759和12/609，705中，這些申請的全部內容此前通過引用納入本文。3.設定環繞LPV的所需連續并優選基本透壁的損傷路徑?？蛇x地，所述系統可以給用戶提示某連續且透壁的損傷路徑，而用戶可選擇所提示的模式，修改所提示的模式，或者設定替代的連續模式。
4.通過如前所述移動導管沿設定的損傷路徑168融除組織。5.使導管進一步前行進入LA以展開牧羊鉤形，從而如前文圖13中所示指向RPV。6.如前面定位步驟中所述用’柵格’技術定位RPV的開口。7.設定環繞RPV的損傷路徑170?？蛇x地，所述系統也可以給用戶提示某連續且優選基本透壁的損傷路徑，而用戶可選擇所提示的模式，修改所提示的模式，或者限定替代的連續模式。8.通過如前所述移動導管沿設定的損傷路徑170融除組織。9.通過利用導管頭部的不同移動，操縱能量束的方向來產生連接損傷172和174。10.利用常規測繪技術，證實肺靜脈的隔離。在可選的實施方式中，所述系統可以連續方式自動進行上述步驟1-10。以上示例性方法描述了左心房中組織的融除。本領域技術人員當然了解本文所述融除系統還可用于融除其它組織，例如心臟的其它區域(如右心房、心室、鄰近血管)以及非心臟組織。盡管上述是對本發明優選實施方式的完整描述，但可以使用不同的替代、變化和等同形式。因此，上述說明不應視為限制本發明的范圍，該范圍由所附的權利要求限定。
權利要求
1.一種組織融除系統，所述系統包括 具有近端部分和遠端部分的可控伸長撓性軸； 連接所述伸長撓性軸的遠端部分的超聲換能器；其中所述超聲換能器發射用于融除靶組織的超聲能量束，且其中該超聲能量束適于在所述靶組織中形成連續損傷而不用所述超聲換能器和所述靶組織接觸； 連接所述伸長撓性軸的近端部分的手柄；和 可操作性連接所述手柄的致動機構，其用于操縱所述伸長撓性軸的遠端部分，和 其中在所述伸長撓性軸的遠端部分移動時形成所述連續損傷。
2.如權利要求I所述的系統，其特征在于，所述致動機構的致動在一個或多個三維方向上移動所述伸長撓性軸的遠端部分。
3.如權利要求2所述的系統，其特征在于，所述三維方向包括所述伸長撓性軸的遠端部分的旋轉或平移。
4.如權利要求I所述的系統，其特征在于，所述連續損傷具有包括下述的部分點損傷、環形損傷、橢圓形損傷、線形損傷、曲線形損傷、環繞所述靶組織的損傷，或其組合。
5.如權利要求I所述的系統，其特征在于，一個或多個可致動導索可滑動地設置在所述伸長撓性軸中，且其中所述一個或多個可致動導索可操作性連接所述致動機構，且其中所述致動機構的致動移動至少一些所述一個或多個可致動導索，從而移動所述伸長撓性軸的遠端部分。
6.如權利要求I所述的系統，其特征在于，其還包括設置在所述超聲換能器鄰近的反射元件，所述反射元件適于從所述超聲換能器反射超聲能量束。
7.如權利要求I所述的系統，其特征在于，其還包括用于控制所述系統并為其提供電力的控制臺。
8.如權利要求I所述的系統，其特征在于，其還包括可操作性連接所述系統的床邊監護器。
全文摘要
一種用于治療患者纖顫的組織融除系統，包括可控的介入式導管，其具有發射能量束的能量源，所述能量束融除組織從而產生對異常電路徑的傳導阻滯。所述系統還包括設置在所述介入式導管近端附近的手柄，并具有用于操縱所述介入式導管的致動機構。控制臺使得能控制系統并為系統提供電力，顯示艙與所述控制臺相連。所述顯示艙具有顯示面板來顯示系統信息給用戶，并使用戶能控制系統。導管艙與所述手柄的連接在電學和機械方面都是可脫離的，并且與所述顯示艙電連接。
文檔編號A61N7/02GK102872543SQ20121036640
公開日2013年1月16日 申請日期2010年10月25日 優先權日2009年10月26日
發明者H·V·塔珀利亞, D·A·蓋洛普, J·W·阿倫森, R·布羅默爾 申請人:維特羅納斯有限公司