遞送電穿孔治療的心內工具和方法
【專利摘要】一種醫療系統，包括：醫療設備，所述醫療設備具有多個可展開臂和在所述多個臂中至少一個上的至少一個電極；以及與該醫療設備通信的電信號發生器，該電信號發生器編程成將脈沖能量遞送到醫療設備，足以引起不可逆電穿孔消融。
【專利說明】遞送電穿孔治療的心內工具和方法【技術領域】
[0001]本發明涉及醫療系統及使用其治療組織的方法，且更具體地，涉及使用用于不可逆電穿孔(IEP)消融的高電壓能量遞送治療心臟組織。
[0002]發明背景
[0003]存在著很多涉及切割、消融、凝結、破壞或以其它方式改變組織的生理特性的很多醫療處理。這些技術可以有利地用于改變組織的電生理特性，如與心律不齊或其它電生理異常相關聯的那些。特別是，心臟的正常竇性節律始于產生去極化波陣面的竇房結(“SA結”)。脈沖導致相鄰的心房中心肌組織細胞去極化，這反過來又導致相鄰的心肌組織細胞去極化。該去極化傳播整個心房，引起心房收縮，并使血液從心房流空到心室。脈沖接下來通過房室結(“AV結”)和HIS束被遞送到心室的心肌組織細胞。細胞去極化傳播橫跨心室，引起心室收縮。這個傳導系統導致所描述的引起正常心跳的有組織的心肌收縮序列。 [0004]有時候，在心房或心室中的解剖學障礙可導致心臟組織中的異常傳導通路,這中斷去極化事件的正常路徑。這些解剖障礙或“傳導阻滯”可能會導致電脈沖退化成圍繞障礙循環的幾個圓形小波。該異常傳導路徑產生異常、不規則，有時危及生命的心律，稱為心律失常。心律失常可發生在心房，例如，如在房性心動過速，心房纖維性顫動(“AF”)，或心房撲動。心律不齊也可發生在心室，例如，如在室性心動過速中。
[0005]一種治療心律失常方法包括創建一個或多個病灶，其將異常路徑和沿著選定的途徑直接電傳導劃分開，以促進有組織的信號傳導，同時也將AF觸發從與心房連接隔離。一種稱為“迷宮”手術(和迷宮手術的變體)手術方法設計成永久消除心房顫動。該手術采用右心房和左心房中的切口，其將心房分成電隔離部分，各電隔離部分又導致去極化波陣面從竇房結至房室結的有序通道，同時防止折返波陣面傳播。
[0006]一種微創的方法，包括心臟組織的問題區域的選擇性消融。通常，心肌組織消融通過放置一個或多個消融部件(例如，電極，熱傳遞元件等)，并且施加在一定水平能量以破壞消融部位處細胞，同時該器官的周圍結構基本保持完好來實行。已經發現射頻(“RF”)能量和低溫冷卻在這方面是非常可行的，并且通常使用的。其它消融技術包括超聲波、微波、激光、細胞毒劑等的應用。
[0007]然而，這些技術并非沒有潛在的缺點。低溫消融手術通常需要較長的低溫應用的時間。一個焦點沖洗、射頻消融手術通常需要大約35-45分鐘實際能源遞送時間。在這段時間內，超過一升鹽水可能被注入到患者體內以冷卻RF電極，其可在流體受損的病人呈現流體過載的問題。此外，射頻消融術可破壞心臟內皮細胞表面,激活外源性凝血級聯反應，并導致燒焦和血栓形成，從而可能導致全身性血栓栓塞。鑒于這些缺點，需要具有改進的安全性、治療持續時間和療效的醫療系統及其使用方法。

【發明內容】

[0008]本發明有利地提供了一種醫療系統，包括:具有多個大致平坦繞線的醫療設備，其中，所述多個大致平坦繞線的至少一部分是導電的；以及聯接至所述導電部分的電脈沖發生器，所述電脈沖發生器編程成將脈沖高電壓單相或雙相能量遞送到所述導電部分以引起目標組織區域的不可逆電穿孔。該醫療設備可包括聯接至所述多個大致平坦繞線的血管內導管體；所述導電部分可包括至少一個電極；和/或所述多個大致平坦繞線可包括大致連續導電表面。該脈沖單相或雙相能量可包括多個脈沖，每個脈沖具有:不超過5毫秒的周期時間，但較佳地不超過50微秒；在約0.005毫秒-5毫秒，較佳地在0.005微秒和50毫秒之間脈沖寬度下，約200-2000伏之間的輸出電壓，較佳地在500和1000伏之間；和/或一系列脈沖串，每串具有在約1-500之間單相或雙相脈沖，較佳地10-100脈沖。能量脈沖串的遞送較佳地定時以與心肌去極化的發生相對應。或者，就在正常的竇性心律活動發生之前，脈沖串可被遞送到完全極化的心肌。
[0009]提供一種醫療系統，包括:醫療設備，所述醫療設備具有多個可展開臂和在所述多個臂中至少一個上的至少一個電極；以及與該醫療設備通信的電信號發生器，所述電信號發生器編程成將脈沖能量和/或雙相能量遞送到醫療設備，足以引起不可逆電穿孔消融，包括多個脈沖，每個脈沖具有:不超過5毫秒的循環時間，但較佳地不超過50微秒；約200-2000伏之間的輸出電壓，較佳地在500和1000伏之間，在約0.005毫秒-5毫秒，較佳地在0.005微秒和50毫秒之間脈沖寬度下；和/或一系列脈沖串，每串具有在約1-500之間單相或雙相脈沖，較佳地10-100脈沖。該醫療設備可包括柔性導管體；所述多個可展開臂可展開成大致線性構造；和/或所述大致線性構造大致橫向于導管體的縱軸。所述醫療設備可包括選擇性可擴張針電極；所述電極可包括導電表面和電絕緣表面；和/或所述電極可包括由電絕緣表面分開的至少兩個導電表面。
[0010]提供一種消融心臟組織的方法，包括:相鄰于心臟的心內膜表面定位第一導電表面；相鄰于心臟的心外膜表面定位第二導電表面；以及在第一和第二導電表面之間傳導脈沖能量以引起其之間的組織的不可逆電穿孔消融。第一和第二導電表面的至少一個可包括多個導電線圈和/或第一和第二導電表面的至少一個可包括布置在導管的多個可展開臂上的多個電極。脈沖能量可包括多個單相或雙相脈沖，具有先前所述的脈沖持續時間、周期和幅值。各電極可以彼此不同相，從而在選出的相電極之間驅動雙極能量。這可包括在可展開心內膜接觸臂上的電極變換相或者與可展開針上的電極或多個電極組合。該可展開針提供了將能量遞送更深入組織的能力，這可能在心室心肌化學消融情形中是需要的。遞送能量的方法可包括獲得和/或監控心臟的心電圖，且傳導脈沖能量包括在心電圖的至少一個選定段定時能量傳導。該選定段可以是正經歷去極化的待消融組織的指示，可以是QRS波段；和/或可以是P波段。
[0011]提供一種消融心臟組織的方法，包括:相鄰于心臟的心內膜表面定位第一醫療設備的第一導電表面；定位與第一導電表面間隔開的第二醫療設備的第二導電表面；以及在第一和第二導電表面之間傳導脈沖能量以引起其之間的組織的不可逆電穿孔消融。第一和第二導電表面的至少一個可包括布置在多個可展開臂上的多個電極；第一和第二醫療設備的至少一個可包括導絲；和/或第 一和第二醫療設備的至少一個可包括可膨脹元件。該方法可包括用第一醫療設備大致吸留口。第二醫療設備可定位在肺靜脈內；冠狀靜脈竇；和/或上腔靜脈。第一醫療設備可以相鄰于隔膜壁定位，而第二醫療裝置可以被定位在右心房。該方法可包括在第一醫療設備的多個導電表面之間傳導脈沖能量以引起其之間的組織的不可逆電穿孔消融。[0012]附圖的簡要說明
[0013]參考下面的結合附圖考慮的詳細說明將更完整地理解本發明以及更容易地理解本發明的伴隨的優點和特征，附圖中:
[0014]圖1是根據本發明原理構造的醫療系統的實例的示意圖；
[0015]圖2是與圖1所不系統一起使用的不例性醫療設備的不意圖；
[0016]圖3是圖2的醫療設備的另一不意圖；
[0017]圖4是與圖1所不系統一起使用的另一不例性醫療設備的不意圖；
[0018]圖5是與圖1所不系統一起使用的不例性醫療設備的另一不意圖；
[0019]圖6是根據本發明原理的醫療的示例使用的示意圖；
[0020]圖7是根據本發明原理的醫療的示例使用的另一示意圖；
[0021]圖8是與圖1所不系統一起使用的不例性醫療設備的另一不意圖；
[0022]圖9是根據本發明原理的醫療的示例使用的另一示意圖；
[0023]圖10是根據本發明原理的醫療的示例使用的另一示意圖；
[0024]圖11是根據本發明原理的醫療的示例使用的另一示意圖；
[0025]圖12是根據本發明原理的醫療的示例使用的另一示意圖；以及
[0026]圖13是根據本發明原理的醫療的示例使用的另一示意圖；
[0027]發明詳述
[0028]本發明有利地提供了診斷和/或治療不理想的生理或解剖組織區域的方法和系統，如有助于心臟中異常電通路的那些。現參考附圖，圖中相同的附圖標記表示相同的構件，圖1中示出了根據本發明的原理構造的醫療系統的實施例，總體標記為“10”。系統10總體包括可聯接至控制單元14或操作控制臺的醫療設備12。醫療設備12通常可包括供能、治療和/或觀察醫療設備12和治療部位之間的相互作用的一個或多個診斷或治療區。治療區可將例如電穿孔能量遞送至靠近治療區域的組織區。
[0029]現參照圖1，醫療設備12可包括細長體16，諸如導管、護套或脈管引入件，該細長體16可穿過患者的脈管系統和/或可定位于診斷或治療的組織區域附近。該細長體16可限定近端部分18和遠端部分20，并還可包括設置在細長體16內的一個或多個內腔，由此提供細長體16的近端部分與細長體16的遠端部分之間的機械、電氣和/或流體連通。
[0030]遠端部分20可大致限定醫療設備的一個或更多個治療區，其可操作以監控、診斷和或治療患者的一部分。治療區可具有各種構造以便于這種操作。例如，如圖1所示，遠端部分可包括可構造成或可展開成多個繞線22的段。繞線22可包括穿過大于360度圓周的段，伴隨著繞線22的一個或多個部分之間變化的半徑。此外，繞線22可以是相對于彼此大致平坦的，例如，繞線22可以具有逐漸減小的半徑，從而繞線22的一部分外接或圍繞繞線22的另一部分，伴隨著繞線22在基本上單一平面上平行于彼此定向。繞線22的平坦定向可有利于便于設備12的遠端部分20放入小的緊湊的解剖位置，同時實現設備的大治療或診斷表面區域。相應地，繞線22的一個或多個部分可包括一個或多個導電表面24，諸如一個或多個電極，或者替代地繞線22可構成沿其長度的主要部分的大致連續導電表面。
[0031]轉到圖2-3，遠端部分20可包括軸26，軸22至少部分地布置在細長體16的一部分內。軸26可從細長體16的遠端延伸或以其它方式突出，并可沿縱向和旋轉方向相對于細長體16移動。即，軸26可以相對于細長體16滑動和/或旋轉運動。軸26還可限定在其中的內腔24，用于導絲28和/或另一治療或診斷儀器(圖未示)的引入和通道。遠端部分20可包括可移動地聯接至軸26和/或細長體16的一個或多個可展開臂30，其中一個或多個臂30可包括導電表面和/或電極24以將電脈沖遞送或傳導至指定治療區。臂30可圍繞軸26和/或細長體16的外周布置，其中軸26可以可控制地移動以操縱臂30與軸/細長體之間的擴張或徑向距離。臂30的可選擇性調節半徑允許可包括不同幾何形狀和尺寸的各種解剖組織結構的接合和隨后診斷或治療。例如，如圖2所示，臂30可擴張以接觸組織壁或結構32a的較大半徑或部分。轉到圖3，臂30可以被操縱變成相對于軸26和/或細長體16更小的半徑以配合具有更小直徑的血管或內腔組織結構32b。
[0032]現參考圖4-5，臂30可以可延伸成大致線性構造。例如，臂30可以通過鉸鏈或允許臂30打開基本上平行于彼此和基本上橫向于軸或細長體的縱向軸線的其它樞轉機構連接到軸26。臂30的延伸和/或縮回可以部分地通過聯接至臂30的各部分的一根或多根轉向絲34來實現，和/或通過定位在臂30內或以其它方式聯接至臂30的一個或多個可擴張元件來實現，如下面更詳細描述的。醫療設備12還可包括針36，針36可控地延伸和從設備12的遠端部分，諸如軸26或細長體16縮回。該針36可包括導電表面以幫助成像、消融或以其它方式與目標組織區域，諸如心臟電相互作用。另外，針36可將設備12的遠端部分輔助錨固或固定到所需要的解剖結構。針的導電表面或多個導電表面可以包括凸起的輪廓或更大直徑導電特征或環以實現改善的心肌組織細胞局部去極化，以允許圍繞那些去極化細胞的細胞的復極化的測量。還可采用針36來遞送試劑，包括鈉、鉀、鈣或改變暴露于電穿孔能量遞送的細胞的離子平衡，從而增強這種能量遞送對暴露于輸送劑和能量施加的這種組織的殺傷力。
[0033]上面描述的導電區域和/或電極24在其導電性和絕緣性方面可包括各種變型。例如，如圖4所示，電極24可包括在傾向于發生與組織位置接觸或配合的方向上定向的高導電第一表面或面38，即，諸如遠端面或表面。電極24還可包括在較不傾向于與待診斷或治療的組織接觸或相互作用的電極或表面區域上的較不導電、絕緣段或部分40，諸如電極的面向近側或定向表面或部分。該絕緣部分40可通過將診斷或治療能量引向設備12的配合部分來提高設備12的效率。另外，電極24可以被分成由電絕緣段劃定或分離的兩個或更多個導電部分。例如，如圖5所示，電極24可以包括面向遠側表面38a以接合要治療的組織，同時面向近側表面包括第二導電表面38b,第二導電表面38b提供與面向遠側表面38a電絕緣的電基準點。面向遠側(組織)導電表面38a可包括與指定的組織部位接觸時喚起單相動作電位的幾何特性或尺寸。這種幾何特性將包括凸起的特征，這導致更高的直接在這些特征下方的局部心肌組織接觸壓力。這種壓力導致心肌組織下方局部持續去極化，從而在對近側面向非心肌組織或接觸非心肌組織電極參考時，允許來自心肌組織部位的單相動作電位信號的測量。
[0034]再次參考圖1，醫療設備12可包括聯接至細長體16的近端部分的手柄42。手柄42可包括識別和/或用于控制醫療設備12或者系統10的另一部件的電路。此外，手柄42可設有用于接納導絲或另一診斷/治療儀器的配件44，導絲或另一診斷/治療儀器可穿入軸的內腔。手柄42還可包括連接器46，連接器52可匹配于控制單元14以建立醫療設備12和控制單元14的一個或多個部件或部分之間的通信。
[0035]手柄42還可包括允許用戶從醫療設備12的近端部分控制、偏轉、轉向或者以其它方式操縱醫療設備12的遠端部分的一個或多個致動或控制特征。例如，手柄42可包括操縱細長體16和/或醫療設備12的其它部件的一個或多個部件，諸如杠桿或旋鈕48。例如，具有近端和遠端的拉絲50可使得其遠端在遠端部分20處或附近錨固至細長體16。拉絲50的近端可錨固至與杠桿48通信并響應于杠桿48的構件，諸如凸輪。醫療設備12可包括致動件52，致動件52可移動地聯接至細長體16的近端部分和/或手柄48以操縱和移動醫療設備12的一部分，諸如軸26，和/或遠端部分30。致動件52可包括拇指滑動鍵、按鈕、轉動桿或用于提供到細長體16、手柄42和/或桿26的可動聯接的其它機械結構。此外，致動件52可移動地聯接至手柄42，從而致動件52可移動入各個不同的位置，并能夠可釋放地固定在任何一個不同位置中。此外，圖4所示的臂24在離開遞送護套(圖未示)時可被動展開。例如，支撐34可以由諸如鎳鈦合金的超彈性材料構成。在這種構造中，不需要醫療控制絲來展開臂30。設備縮回入遞送護套將導致臂30壓縮并允許設備12離開人體。另外，可以采用軸26來對臂30的接頭點施加縮回或延伸力，以輔助縮回或加強與復雜組織形態的接觸。軸26還可設置導管或內腔，用于針36的可控展開。
[0036]系統10可包括聯接至醫療設備12用在諸如不可逆電穿孔消融的手術過程中的一個或多個治療或診斷源。例如，當治療或診斷機構與醫療設備12的一個或多個部分通信時，控制單元14可包括治療能量源54。治療能量源54可包括具有多個輸出通道的電流或脈沖發生器，每個通道聯接至醫療設備12的各個電極或導電部分24。治療能量源54可工作在一個或多個工作模式，例如包括:(i)醫療設備12的在患者體內的至少兩個電極24或導電部分(諸如針36)之間的雙極能量遞送，(ii)至患者體內醫療設備12上的一個或多個電極或導電部分，并通過與醫療設備12的電極間隔開的患者返回或接地電極，諸如患者皮膚上或定位在遠離醫療設備12的患者內的輔助設備的單極或一極能量遞送，以及(iii)單極和雙極模式的組合。
[0037]治療能量源54可為醫療設備12提供電脈沖以執行電穿孔手術。“電穿孔”利用高電場幅值的電脈沖來對能量施加至其的細胞來實現生理修正(即透化)。這種脈沖可較佳地是短的(例如，納秒、微秒或毫秒脈沖寬度)，以允許施加高電壓而無將導致顯著組織加熱的大電流流動。具體地，脈沖能量引起細胞膜中微孔或開口的形成。根據電脈沖的特性，電穿孔后的細胞可生存電穿孔(即“可逆電`穿孔”)或死亡(即不可逆電穿孔，“IEP”)。可逆電穿孔可用于將試劑，包括大分子輸送入目標細胞，用于各種目的。
[0038]治療能量源54可以構造和編程成遞送脈沖高電壓電場，如下所述，適于實現所要求的脈沖高電壓消融(或IEP消融)。作為參考，本發明的脈沖高電壓消融效果不同于通過的常規RF技術的直流消融以及感應熱消融嘗試。為了完全阻斷沿著或穿過心臟組織的異常傳導通道，摧毀了所消融心臟組織傳播或傳導心臟去極化波形和相關的電信號的能力，根據本發明的IEP足以誘導細胞死亡。
[0039]為此，治療能量源54可以遞送多個不同的各種波形或形狀脈沖來實現心臟組織的電穿孔消融，包括正弦交流脈沖、直流脈沖、方波脈沖、指數衰減的波形，或其它脈沖形狀的電消融，例如組合的交流/直流脈沖或直流偏移信號。由直流能量源58產生的脈沖能量的參數可以下面方式中的一種或多種變化:波形形狀、脈沖極性、幅值、脈沖持續時間、脈沖之間的時間間隔、脈沖數(頻率)、波形的組合等。在消融手術期間，這些參數的一個或多個可以改變或變化。例如，治療能量源58可以適于產生范圍在10-l，000V/cm內，以0.001-1, 000微秒量級的速率產生脈沖的高密度能量梯度。電平、脈沖率、波形和其它參數可以通過如下所述的控制單元14變化，在一些實施例中，控制單元14包括控制器，該控制器根據心臟組織目標部位(例如組織類型(諸如脂肪組織、厚度、細胞定向、自然發生的電活動等))自動地決定操作參數。
[0040]治療能量源54可以構造成將單相或雙相脈沖遞送到醫療設備的一個或多個導電部分。作為參考，雖然可替代地采用單相電脈沖，已經發現，在心臟組織消融方面，施加雙相電脈沖產生了意料之外的有益效果。通過雙相電穿孔脈沖，完成一個周期的脈沖方向在短于幾百毫秒內變換。由此，雙相電脈沖施加至其的細胞經受電場交替偏壓。對于IEP心臟組織消融，改變偏壓的方向出乎意料地有助于降低長時間的消融后去極化和/或離子充電。由此，降低了長時間的肌肉激勵(例如骨骼肌和心肌細胞)以及心肌細胞的沖擊后房顫的風險。另外，雙相電脈沖克服了很多時候與心臟消融手術關聯的脂肪細胞的高阻抗特性。因此，雙相電脈沖避免了單相電脈沖的可能缺點，包括:1)心房或心室房顫，2)在通過脂肪形成損傷上效率低，3)在電極對的陽極側上形成熱損傷的傾向，以及4)長時間的肌肉激勵。
[0041]相對于雙極能量，治療能量源可以編程成遞送被定時待在局部去極化發病處遞送的一系列脈沖序列，每個序列較佳地持續不超過約50毫秒，以避免絕對不應期之外的能量遞送。每個系列可包括10至60雙相(即半正相和半負相)脈沖。通過這些應用，來自治療能量源的輸出電壓在8-25Amp范圍電流內可以在200-1000伏發范圍內。這些輸出電平(200-1000伏)提供了由醫療設備12遞送的穿過IOmm厚度組織的在200-1000V/cm量級的電壓強度。
[0042]控制單元14和/或治療能量源可包括一個或多個控制器、處理器和/或含有指令或算法的軟件模塊以提供本文所述的特征、序列、計算或過程的自動運行和執行。除了監控、記錄或以其它方式輸送醫療設備12內的量測或狀況或者醫療設備12的遠端部分出的周圍環境之外，系統10還可包括在控制單元14和/或醫療設備12中的一個或多個傳感器來監控整個系統10的運行參數，包括例如壓力、功率遞送、阻抗等。傳感器可與控制單元14通信以在醫療設備12的運行期間啟動或觸發一個或多個警報或治療遞送修改。在遞送高電壓能量之前，可采用這種傳感器來評估電路徑阻抗，通過遞送一個或更多個電壓測試脈沖來評估組織電路徑。
[0043]在醫療系統10的示例性使用中，醫療設備12的遠端部分20可以靠近待治療的組織區域定位。具體地，遠端部分20可以定位成接觸內膜組織區域，諸如心房壁的大致連續部分、諸如肺靜脈的血管的周圍等。遠端部分20可以通過可在手柄42操作的致動器元件52或其它控制器或轉向機構被操縱成所要求的幾何構造，包括選定的繞線22半徑，臂30的擴張或展開等。
[0044]遠端部分20的導電部分24可以用于測量和/或記錄所接觸組織區域中的電信號或傳導路徑，通常稱為“成像”。目標組織區域可以成像來識別用于隨后治療或處理的異常信號路徑的位置。一旦獲得所要求的設備位置、構造和/或組織部位是有問題的確認，醫療設備12可用于治療指定的組織區。
[0045]例如，醫療設備12可以運行來將電穿孔能量脈沖遞送穿過遠端部分20的導電部分24以實現目標組織的IEP消融。參考圖6，例如，具有多圈繞線22的醫療設備12可以相鄰于心臟的心內膜表面56定位，而返回電極或其它副導電工具58可以遠離醫療設備定位，諸如定位在心臟的心外膜表面上或貼在患者的外表面上，以完成電遞送回路。或者，醫療設備12可以相鄰于心臟的心外膜表面60放置，另一醫療設備或儀器58 (其可例如包括類似于本文所述的醫療設備12中，或者全部內容以引用方式納入本文的2011年7月29日提交白勺申請序列第 13/194，180，號題為 “Mesh-Overlayed Ablation and Mapping Device” 中任何構造的第二醫療設備)，置于心臟的內部或心內膜位置，用于兩個設備之間，并由此布置在其之間的組織的導電(如圖7所示)。如上所提到的，大致平坦繞線22提供了減小的輪廓，其易于插入緊湊空間，諸如在心臟的心包腔內或心房-心室槽區域附近，以提供繞線和/或其上電極與心內設備上的電極之間的能量流動的局部向量。
[0046]除了通過心外膜-心內膜設備放置導通IEP能量，一些附加的或替代的能量遞送向量也可被實施來在目標組織上形成所需的消融治療樣式。例如，醫療設備12可以定位在左心房壁上，電極接觸靠近左下肺靜脈竇口的心內膜，延伸到二尖瓣瓣環。該副導電工具58可以放置在冠狀竇內或在心包腔中，相鄰于醫療設備12。現參考圖8，副導電工具58的示例性構造可包括診斷導管或靜脈注射裝置，諸如冠狀靜脈竇成像導管，可擴張的導電網狀物59聯接到工具58和/或沿工具58的本體滑動。可擴展網狀物59用作從醫療設備12的能量返回路徑。此外，副導電工具58可以包括在設備58的本體上方滑動前進的一個或多個可滑動護套61，其可前進到工具58的遠端以選擇性覆蓋或暴露網狀物59的導電部分。工具58 (包括護套61和/或可擴張網狀物59)可包括一個或多個可控機構(圖未示)，諸如拉線等以選擇性地控制網狀物的暴露和/或擴張。網狀物59可以朝向特定擴張構造或形狀偏置，其中一個或多個護套61被操縱以限制或允許網狀物59的偏置后構造。
[0047]另一示例，如圖9所示，所示的醫療設備12定位在心內膜腔中，諸如心臟的心房中。醫療設備12可包括可操作擴張或以其它方式控制臂30和電極24的位置或構造的可擴張或可膨脹元件62。可膨脹元件62可以定位成使得其吸留在心臟壁的口，諸如肺靜脈的竇口。此外，副導電工具58可包括導絲，該導絲可穿過醫療設備12從而該導絲的一部分從醫療設備12向遠處延 伸入肺靜脈。導絲的向遠處延伸部分可以包括一個或多個導電表面64,用于(I)導電表面64與醫療設備12的電極24之間,和/或(2)醫療設備12上的兩個或更多個電極之間的一個或多個電脈沖的傳導，如所示箭頭所指示的。該能量遞送向量可同時提供被作用組織中縱向和周向治療。
[0048]現轉到圖10，醫療設備12可以沿心內膜壁或表面定位，而副導電工具58，其可包括導絲，被引導穿過冠狀竇的一部分。一個或更多個電脈沖可在醫療設備12的電極24與副導電工具58的導電表面64之間傳導，如所示箭頭所指示。該能量遞送向量例如在治療二尖瓣峽部區域時可提供被作用組織中大致線性或曲線治療樣式。如圖11所示，醫療設備12可抵靠心房的上壁或頂定位，而副導電工具58被引導穿過上腔靜脈和/或左鎖骨下靜脈的一部分。一個或更多個電脈沖可在醫療設備12的電極24與副導電工具58的導電表面64之間傳導，如所示箭頭所指示。該能量遞送向量可同時提供被作用組織中縱向和周向治療。
[0049]現轉到圖12，醫療設備12可以定位成使得臂30和/或電極24的近端部分抵靠隔膜壁。副導電工具58可包括可穿過醫療設備12從而該導絲的一部分從醫療設備12向遠處延伸入心腔。或者，如圖13所示，副導電工具58可以定位在電極24附近和/或隔膜壁的相對側上。一個或多個電脈沖可在(I)導電表面64與醫療設備12的電極24之間,和/或(2)醫療設備12上的兩個或更多個電極之間傳導，如所示箭頭所指示。該能量遞送向量可選擇性提供被作用組織中縱向和/或周向治療。
[0050]改變一個或更多個在位醫療設備的位置和/或對齊可包括:心外膜放置入心包腔，其中對齊用于從醫療設備12向量化能量返回；副導電工具58與心房-心室槽對齊部署；相鄰于靠近左心房壁和二尖瓣環的后左下肺靜脈。這種放置例如將促進能量引導以產生有效的“左心房峽部”病變，將左下肺靜脈前庭區域與二尖瓣環連接。另一示例中，副導電工具58可以放置入心包腔并前進到在左心房的前部上方的橫竇，以用作增強病灶形成的將左右肺靜脈前庭區域與線性或其它傳導阻滯連接的向量能量返回路徑，也被稱為左心房“圓頂病變”。
[0051]一旦第一和/或第二醫療設備的一個或多個導電部分的期望位置已達到，在IEP消融可繼續采用上述能量遞送特征中的一個或更多個。例如，可在一個短暫的時期上遞送一串兩相脈沖，每串或串段包括對于5次心跳序列，在選通到在每個心肌去極化發病處遞送的一個脈沖序列的頻率下在800毫秒上40個脈沖，以實現通過IEP的目標心臟組織的消融。示例性脈沖序列可包括例如5毫秒雙極脈沖寬度和20毫秒內脈沖間隔。也可采用其它波形，具有不同的參數，例如形狀、幅值、脈沖持續時間、脈沖之間的時間間隔，脈沖組合等等。例如，雙相能量脈沖可以在非常短的持續時間(I納秒-50微秒量級，上至100微秒，一些實施例中，在20-200微秒范圍內)施加，以有效地消融心臟組織的脂肪區域。另外，具有低幅度的短雙相脈沖串在細胞的通透性上是有效的，同時最大限度地減少熱損傷。這種遞送的能量脈沖串可包括多個脈沖，每個脈沖具有:不超過5毫秒的周期時間，但較佳地不超過50微秒；在約0.005毫秒-5毫秒，較佳地在0.005微秒和50毫秒之間脈沖寬度下，約200-2000伏之間的輸出電壓，較佳地在500和1000伏之間；和/或一系列脈沖串，每串具有在約1-500之間單相或雙相脈沖，較佳地10-100脈沖。能量脈沖串的遞送較佳地定時以與心肌去極化的發生相對應。或者，就在正常的竇性心律活動發生之前，脈沖串可被遞送到完全極化的心肌。通過采用脈沖高電壓能量以實現心臟組織細胞的IEP消融，可以以比通過常規射頻消融通常遇到的那些少得多的速率形成有效的損傷。另外，所施加的電流可專門針對形成非常特定損傷樣式，而不產生過多的熱量。
[0052]除了遞送的脈沖能量的參數外，在一些實施例中，系統10和相關的心臟消融的方法可以適合于將能量遞送與在跳動的心臟的心肌的天然或起搏去極化復極化周期關聯。例如，醫療設備12中導電部分24可以被用于感測沿心臟組織傳播的電活動；或者，可替代地，可以采用與醫療設備12分開的單獨電流感測部件(圖未示)。無論哪種情況，控制單元14可以解釋所感測的電活動，并根據這種解釋，通過治療能量源控制和/或調節導致脈沖電穿孔的能量遞送的定時。
[0053]所感測到的天然存在的電活動可以在心內電圖(EGM)或心電圖(ECG)觀察到的波形系列中提供。作為參照，正常的心跳(或心動周期)的典型心電圖跟蹤由P波、QRS波復合波和T波。在正常的心房去極化期間，主電向量從竇房結朝向房室結引導并從右心房擴散到左心房。這與ECG上的P波相關。QRS復合波是心電圖上與心室的去極化相對應的表示。因為心室含有比心房更多的肌肉質量，QRS復合波比P波大。最后，T波代表心室復極化(或回收)。換句話說，QRS復合波是心室的心肌細胞已去極化，導致心臟的收縮的跡象表明。T波是心室心肌細胞已復極化，并準備作為QRS復合波再次觀察到重復去極化的跡象表明。[0054]鑒于上述情況，系統10可根據感測到的脈沖高電壓能量遞送被引導到其的心跳周期為高電壓脈沖能量的遞送定時。另外，不僅基于感測/起搏心動周期，還基于待消融的具體組織來修改和/或選擇所確定的定時。例如，對于心室心肌組織，在QRS復合波或段期間，可施加高密度能量脈沖(如上文所述)。在QRS復合波期間，心室細胞主動泵送離子通過細胞膜，以實現去極化。通過在此期間定時脈沖電穿孔能量，當對于高電壓脈沖，局部細胞致死閾減小時，可施加高電壓能量。這又允許更有效地利用所施加的高電壓，以引起細胞死亡和局部傳導阻滯。值得注意的是，在其中根據心臟速率設計脈沖高電壓的遞送的實施例中，小于I赫茲的頻率是有益的。
[0055]在被消融的組織是心房組織時，高電壓脈沖能量的定時或選通遞送可采用不同的形式。更具體地說，在利用在心動周期中記錄為選通參考點的心電圖的P波部的心房心肌消融中，脈沖高電壓能量可以被優化。去極化時，心房心肌細胞表現出對高電壓脈沖降低門檻，通過定時脈沖高電壓能量遞送或選通以與P波段相對應，用較低的輸出電壓梯度促進增強的心臟消融或心房組織。
[0056]本發明的組織消融系統和方法提供了比以前的應用顯著改善。可以用一系列微秒或納秒持續時間，高電壓脈沖來進行IEP能量遞送。遞送是無熱的且不需要生理鹽水沖洗來冷卻電極。因此，常規的熱消融碰到散熱的問題被消除，包括在心房纖顫消融過程中，流體受損的病人的沖洗流體超負荷問題。進一步地，IEP能量輸送的持續時間可以持續幾秒鐘而不是連續幾分鐘，這是執行手術所要求的時間上的重大減少。此外，IEP消融消除并發癥，如與其它消融技術和持續時間相關聯的食管瘺、肺靜脈狹窄，以及膈神經麻痹的風險。
[0057]此外，射頻超高溫消融術可破壞心臟心內膜表面，激活外源性凝血級聯反應，并導致燒焦和血栓形成，這又可能導致全身性血栓栓塞，IEP避免了所有的這些。
[0058]本領域技術人員將理解，本發明不限于以上已被特定示出并描述的內容。此外，除非特別提出，應注意所有的附圖是不按比例的。根據上面的教導，各種修改和變型是可能的而不脫離本發明的范圍和精神，其僅`由下面的權利要求書所限定。
【權利要求】
1.一種醫療系統，包括: 具有多個大致平坦繞線的醫療設備，其中，所述多個大致平坦繞線中的至少一部分是導電的；以及 聯接至所述導電部分的電脈沖發生器，所述電脈沖發生器編程成將脈沖高電壓雙相能量遞送到所述導電部分以引起目標組織區域的不可逆電穿孔。
2.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述醫療設備包括聯接至所述多個大致平坦繞線的血管內導管體。
3.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述導電部分包括至少一個電極。
4.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述多個大致平坦繞線包括大致連續導電表面。
5.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述脈沖雙相能量包括多個脈沖，每個脈沖具有不大于5毫秒的周期時間。
6.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述脈沖雙相能量包括在約0.005至50微秒脈沖寬度下在約500至1000伏之間的輸出電壓。
7.如權利要求1所述的系統，其特征在于，所述脈沖雙相能量包括一系列脈沖串，每串具有約10至100之間的脈沖。
8.一種醫療系統,包括: 醫療設備，所述醫療設備具有多個可展開臂和在所述多個臂中至少一個上的至少一個電極；以及` 與該醫療設備通信的電信號發生器，所述電信號發生器編程成將脈沖能量遞送到醫療設備，足以引起不可逆電穿孔消融，包括范圍在500至1000伏的輸出電壓、范圍在0.005至50微秒的脈沖寬度，以及約20微秒的脈沖間隔。
9.如權利要求8所述的系統，其特征在于，所述醫療設備包括柔性導管體。
10.如權利要求9所述的系統，其特征在于，所述多個可展開臂可展開成大致線性構造。
11.如權利要求10所述的系統，其特征在于，所述大致線性構造大致橫向于導管體的縱軸。
12.如權利要求8所述的系統，其特征在于，所述醫療設備包括選擇性可擴張針電極。
13.如權利要求8所述的系統，其特征在于，所述電極包括導電表面和電絕緣表面。
14.如權利要求8所述的系統，其特征在于，所述電極包括由電絕緣表面分開的至少兩個導電表面。
15.如權利要求8所述的系統，其特征在于，所述脈沖發生器還編程成遞送脈沖高電壓能量作為雙相脈沖。
【文檔編號】A61B18/14GK103781433SQ201280037230
【公開日】2014年5月7日 申請日期:2012年7月13日 優先權日:2011年7月29日
【發明者】M·T·斯圖爾特, J·D·昂納克 申請人:麥德托尼克消融前沿有限公司