專(zhuān)利名稱(chēng)：用于同時(shí)起搏和消融的濾波器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
一般來(lái)說(shuō)，本發(fā)明涉及有創(chuàng)心臟治療，具體來(lái)說(shuō)，涉及,驗(yàn)證和監(jiān) 測(cè)經(jīng)皮心臟消融過(guò)程。
背景技術(shù)：
用于治療心律失常的有創(chuàng)心臟消融技術(shù)是本領(lǐng)域眾所周知的。例
如，美國(guó)專(zhuān)利5443489和5480422描述了用于通過(guò)經(jīng)由導(dǎo)管向組織施 加射頻(RF)能量來(lái)消融心臟組織的系統(tǒng)，通過(guò)引用將其公開(kāi)結(jié)合到本 文中。
在心臟消融術(shù)中，重要的是施加充分能量，以便產(chǎn)生阻擋不希望 的傳導(dǎo)的損傷，同時(shí)使對(duì)于周?chē)M織的破壞為最小。為此已經(jīng)提出各 種方法用于監(jiān)測(cè)消融過(guò)程。例如，美國(guó)專(zhuān)利6743225提出在消融治療 期間測(cè)量損傷部位附近的心月幾組織的電活動(dòng)，然后比較測(cè)量，以^_確 定該損傷是否為臨床有效的，從而能夠阻擋心肌傳播，通過(guò)引用將其 公開(kāi)結(jié)合到本文中。電活動(dòng)可包括與局部電描記圖信號(hào)、起搏閾值等 對(duì)應(yīng)的電信號(hào)。
作為另一個(gè)示例，美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)公開(kāi)2007/0198007描述了用于 通過(guò)在消融能量同時(shí)導(dǎo)向目標(biāo)部位的同時(shí)評(píng)估起搏信號(hào)的奪獲來(lái)準(zhǔn) 實(shí)時(shí)地監(jiān)測(cè)心臟內(nèi)消融進(jìn)度的方法和裝置，通過(guò)引用將其公開(kāi)結(jié)合到 本文中。消融的充分性通過(guò)以最大預(yù)定起搏電壓的信號(hào)奪獲的失效來(lái) 指明。心導(dǎo)管中的電極同時(shí)用于測(cè)試起搏奪獲和傳遞消融能量。

發(fā)明內(nèi)容
盡管上述參考文獻(xiàn)，安全問(wèn)題使從業(yè)者避免同時(shí)向心臟施加起搏和RF消融能量，主要是由于大量RF功率泄漏到起搏電路的可能性。 以下描述的本發(fā)明的實(shí)施例通過(guò)使用新的陷波濾波器陣列阻止RF能 量滲透起搏電路來(lái)解決這個(gè)問(wèn)題。該陣列包括陷波濾波器的兩個(gè)分 支，其中具有在用于消融的頻率范圍內(nèi)的高阻抗 一個(gè)分支保護(hù)起搏 電路與導(dǎo)管尖端之間的信號(hào)路徑，而另一個(gè)保護(hù)返回路徑。濾波器在 起搏頻率具有低阻抗，因而準(zhǔn)許起搏與消融同時(shí)進(jìn)行。
因此，根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，提供一種醫(yī)療設(shè)備，包括
起搏發(fā)生器，它具有第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端，并且配 置成在第 一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端之間產(chǎn)生電起搏脈沖，用于 起搏對(duì)象的心臟；
射頻(RF)發(fā)生器，它具有第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端，并 且配置成在第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端之間產(chǎn)生預(yù)定頻率的 RF電能量，用于與起搏脈沖同時(shí)施加到對(duì)象的心臟；以及
濾波器，包括連接在第一與第二主動(dòng)輸出端之間的第一分支以及 連接在第一與第二中性輸出端之間的第二分支，第一和第二分支的每 個(gè)包括在該RF電能量的頻率附近具有高阻抗的一個(gè)或多個(gè)陷波濾波 器。
在一些實(shí)施例中，該設(shè)備包括導(dǎo)管，其包括配置成插入心室的遠(yuǎn) 端頭以及在遠(yuǎn)端頭的電極，其中，第一和第二主動(dòng)輸出端耦合在一起， 以便經(jīng)由電極向心臟傳遞起搏脈沖和RF電能量。作為補(bǔ)充或替代， 該設(shè)備包括監(jiān)測(cè)器，它配置成在施加RF電能量期間檢測(cè)心臟對(duì)起搏 脈沖的奪獲。
在一些實(shí)施例中，第一和第二分支的每個(gè)包括具有RF電能量的 頻率附近的相應(yīng)陷波頻率的多個(gè)陷波濾波器。在所公開(kāi)的實(shí)施例中， 每個(gè)陷波濾波器包括并聯(lián)設(shè)置的電感器和電容器。
作為補(bǔ)充或替代，濾波器包括第三分支，它連接在第一與第二分 支和第一主動(dòng)輸出端與第一中性輸出端之間，并且包括在該RF電能 量的頻率附近具有低阻抗的另外一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器。另外一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器可包括多個(gè)陷波濾波器，它們包括串聯(lián)設(shè)置的電感器 和電容器，并且具有RF電能量的頻率附近的相應(yīng)陷波頻率。又作為 補(bǔ)充或替代，濾波器包括連接在第三分支與第 一主動(dòng)和中性輸出端之 間的共模扼流圏。
根據(jù)本發(fā)明的 一個(gè)實(shí)施例，還提供一種治療對(duì)象的心臟的方法，
該方法包4舌
操作起搏發(fā)生器，它具有第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端，以 在第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端之間產(chǎn)生電起搏脈沖，從而起搏 心臟；
起動(dòng)射頻(RF)發(fā)生器，它具有第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出 端，以在第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端之間產(chǎn)生預(yù)定頻率的RF 電能量，用于與起搏脈沖同時(shí)施加到心臟；
通過(guò)將濾波器的第 一分支連接在第 一與第二主動(dòng)輸出端之間以 及將該濾波器的第二分支連接在第 一與第二中性輸出端之間，來(lái)抑制 RF電能量滲透到起搏發(fā)生器，第一和第二分支的每個(gè)包括在RF電 能量的頻率附近具有高阻抗的一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器；以及
同時(shí)向心臟施加起搏脈沖和RF電能量。
通過(guò)結(jié)合附圖閱讀以下對(duì)本發(fā)明的實(shí)施例的詳細(xì)描述，將會(huì)更全 面地了解本發(fā)明，附圖包括


圖1是示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例、用于對(duì)象的心臟中的經(jīng)皮 消融治療的系統(tǒng)的圖解示意圖示；
圖2是示意示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例、用于將RF消融和起 搏信號(hào)傳遞給導(dǎo)管電極的電路的框圖3是示意示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例、用于心臟的同步RF 消融和起搏的濾波器電路的框圖；以及
圖4是示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例、用于心臟的同步RF消融和起搏的濾波器電路的細(xì)節(jié)的示意電路圖。
具體實(shí)施例方式
圖1是示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)所公開(kāi)實(shí)施例、用于對(duì)生命體的心
臟12執(zhí)行消融過(guò)程的系統(tǒng)10的圖解示意圖示。該系統(tǒng)包括探頭、即 通常的導(dǎo)管14，它由通常為醫(yī)生的操作人員16通過(guò)患者血管系統(tǒng)經(jīng) 皮插入心室或者心臟的血管結(jié)構(gòu)。操作人員16使導(dǎo)管的遠(yuǎn)端頭18在 待消融的目標(biāo)部位與心臟壁接觸。然后，RF電流通過(guò)導(dǎo)管中的導(dǎo)線 傳導(dǎo)到遠(yuǎn)端頭18處的一個(gè)或多個(gè)電極，它們將RF能量施加到心肌。 能量在組織中被吸收，將它加熱到永久失去其電可激發(fā)性的點(diǎn)(通常 大約為50。C)。成功時(shí)，這個(gè)過(guò)程在心肌組織中產(chǎn)生非傳導(dǎo)損傷，它 可中斷引起心律失常的異常電通路。
導(dǎo)管14通常包括手柄20，其中具有適當(dāng)控件以便使操作人員16 能夠在消融期間根據(jù)需要對(duì)導(dǎo)管的遠(yuǎn)端頭18進(jìn)行操縱、定位和定向。 為了幫助操作人員16定位導(dǎo)管，導(dǎo)管的遠(yuǎn)端部分可包含向位于控制 臺(tái)24中的定位處理器提供信號(hào)的位置傳感器(未示出)。導(dǎo)管14可從 本領(lǐng)域已知的消融導(dǎo)管來(lái)作必要修改，例如美國(guó)專(zhuān)利No.6669692中 所述的導(dǎo)管，通過(guò)引用將其公開(kāi)結(jié)合到本文中?；颊呱眢w表面上的 ECG電極(未示出)經(jīng)由電纜26將電信號(hào)傳導(dǎo)到ECG監(jiān)測(cè)器28(它也 可集成到控制臺(tái)24中)。用戶(hù)界面34向操作人員提供反饋，并且準(zhǔn) 許操作人員適當(dāng)?shù)卣{(diào)整系統(tǒng)功能。
本發(fā)明的實(shí)施例組合同步消融和起搏，使得可實(shí)時(shí)評(píng)估消融損 傷，而無(wú)需中斷消融過(guò)程?？刂婆_(tái)24包括產(chǎn)生消融功率信號(hào)的RF 電源36，消融功率信號(hào)經(jīng)由電纜32傳遞給導(dǎo)管14。 RF功率可在任 何適當(dāng)頻率產(chǎn)生，但是大約500 kHz是典型情況。接地電纜33提供 返回路徑(通常經(jīng)由背墊或其它皮膚表面電極)。備選地，RF功率可通 過(guò)雙極模式傳遞，因此導(dǎo)管14也提供返回路徑。
控制臺(tái)24還包括產(chǎn)生心臟起搏信號(hào)的低頻起搏發(fā)生器38。起搏
8發(fā)生器38通常包括用于在操作人員16的控制下將其輸出電壓例如從 3伏改變?yōu)?伏、同時(shí)保持恒定電流輸出的電路。備選地，起搏發(fā)生 器38可保持恒定電壓，同時(shí)改變其電流輸出或者可準(zhǔn)許既調(diào)整電壓 又調(diào)整電流。RF電源36和起搏發(fā)生器38均經(jīng)由電纜32與導(dǎo)管14 以及與電纜33所提供的返回路徑耦合。
圖2是示意示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的導(dǎo)管14的遠(yuǎn)端頭18 和控制臺(tái)24中的關(guān)聯(lián)電路的框圖。包括主動(dòng)和返回連接的起搏發(fā)生 器38的輸出端與濾波器40連接，濾波器40在以下附圖中詳細(xì)示出。 這個(gè)濾波器的目的是防止RF能量從RF電源36泄漏到起搏電路中， 以及阻擋消融期間從起搏發(fā)生器到導(dǎo)管的直接電流返回。(濾波器的 這些特征對(duì)于患者安全性非常重要，并且解決表明過(guò)去同步消融和起 搏的使用的不可取的問(wèn)題。)RF電源36的輸出端在混頻器42中與起 搏信號(hào)跟蹤濾波器40混合，其包括本領(lǐng)域已知的任何適當(dāng)類(lèi)型的高 頻電學(xué)結(jié)。組合的RF和起搏波形通過(guò)導(dǎo)管14由電纜32傳導(dǎo)，并且 施加到導(dǎo)管的遠(yuǎn)端頭18處的公共電極44。組合的波形同時(shí)起搏患者 的心臟，并且將消融能量傳遞給目標(biāo)。
"中性，，電極46與電纜33連接，作為RF和起搏電流的返回路徑。 電極46通?？砂ū硥|或者其它皮膚表面電極，如上所述。備選地， RF電源和起搏發(fā)生器可具有獨(dú)立的中性電極和返回路徑(未示出)。
雖然電極44在圖2中示為單一單元，但是導(dǎo)管14備選地可包括 任何形式的任何數(shù)量的電極。例如，導(dǎo)管可包括兩個(gè)或更多環(huán)形電極、 多個(gè)點(diǎn)電極陣列或者這些類(lèi)型的電極的任何組合，用于執(zhí)行本文所述 的治療功能。雖然使起搏發(fā)生器38和RF電源36經(jīng)由混頻器42與 同一個(gè)電極44連接是有利的，如圖所示，但是導(dǎo)管14備選地可包括 獨(dú)立起搏和RF電極(通常相互非常接近)，它們由起搏發(fā)生器和RF 電源單獨(dú)驅(qū)動(dòng)。甚至在后一種配置中，濾波器40所提供的隔離在消 融和起搏同時(shí)進(jìn)行時(shí)也是重要的。
在消融過(guò)程中，ECG監(jiān)測(cè)器28(圖l)指明心臟是否實(shí)際奪獲起搏信號(hào)，即，心跳是否與通過(guò)電極44所施加的起搏信號(hào)同步。只要奪 獲起搏信號(hào)，則損傷形成被認(rèn)為未完成。當(dāng)起搏闊值因損傷形成而增 加時(shí)，起搏幅度可在消融過(guò)程中逐漸增加。當(dāng)起搏信號(hào)甚至在高幅度 也不可再奪獲時(shí)，損傷形成被認(rèn)為完成，并且在當(dāng)前消融部位的過(guò)程 結(jié)束。 一般來(lái)說(shuō)，起搏閾值隨損傷的大小而增加，因此這種技術(shù)可用 于控制通過(guò)消融所產(chǎn)生的損傷的大小。然后根據(jù)治療方案可在其它位 置消融其他的損傷。
在上述美國(guó)專(zhuān)利申請(qǐng)^^開(kāi)2007/0198007中更詳細(xì)地描述了這種 基于起搏的消融技術(shù)，它還描述了對(duì)于可與本文所述的本發(fā)明的實(shí)施 例結(jié)合的技術(shù)的變化和添加。
現(xiàn)在參照?qǐng)D3和圖4,示出根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例的濾波器40 的細(xì)節(jié)。圖3是示出濾波器的整體架構(gòu)的框圖，而圖4是示出這種架 構(gòu)的特定實(shí)現(xiàn)的細(xì)節(jié)的電路圖。
濾波器40具有以下特征
-并聯(lián)陷波濾波器塊60的兩個(gè)分支54和56。各塊是包括并聯(lián) 的電感器和電容器的無(wú)源單元。這些塊在接近RF消融的規(guī)定共振頻 率的頻率范圍內(nèi)具有高阻抗。在圖中所示的示例中，電感器和電容器 的元件值選4^成以^便產(chǎn)生多個(gè)重疊陷波，其在圍繞500 kHz中心頻率 的±50 kHz范圍內(nèi)間隔25 kHz。
-串聯(lián)陷波濾波器塊58的分支52。各塊是具有串聯(lián)電感器和電 容器的無(wú)源單元。這些塊在接近規(guī)定共振頻率的頻率范圍中具有低阻 抗，因而將滲透分支54和56的任何RF能量分流接地。在這里，塊 58也產(chǎn)生多個(gè)重疊陷波，其在圍繞500 kHz中心頻率的士50kHz的范 圍內(nèi)間隔25 kHz。
-共模扼流圈50衰減原本或者會(huì)傳遞到濾波器40的起搏器側(cè)的 任何小共模噪聲。
在并聯(lián)塊60的兩個(gè)分支中，分支54經(jīng)由混頻器42在導(dǎo)管14的 端頭與電極44連接，而分支56與中性電極46連接。因此，這些塊
10不僅將能量導(dǎo)管端頭電極與起搏發(fā)生器38分隔，而且還與返回路徑 分隔。另一方面，對(duì)于來(lái)自起搏發(fā)生器的低頻起搏脈沖，并聯(lián)塊60 和共模扼流圈50具有低阻抗，因此實(shí)現(xiàn)起搏。如圖所示組合并聯(lián)和 串聯(lián)塊在500 kHz的頻率范圍中產(chǎn)生強(qiáng)能量衰減(和隔離)。備選地， 陷波濾波器可設(shè)計(jì)用于其它頻率范圍，并且可使用或多或少數(shù)量的濾 波器塊，取決于消融參數(shù)和所需的衰減程度。
RF電源36通常包括阻抗測(cè)量電路(未示出)，它檢查通過(guò)患者身 體的RF電路的阻抗，以便確保在起動(dòng)高功率RF消融電流之前存在 良好的電接觸。由于分支54和56與主動(dòng)和中性電極連接，所以濾波 器40不會(huì)影響阻抗測(cè)量。
雖然上述實(shí)施例具體涉及起搏與RF消融治療的結(jié)合，但是，本 發(fā)明的原理可同樣適用于與心臟的起搏同時(shí)將RF能量施加到身體的 任何種類(lèi)的診斷或治療環(huán)境。因此大家將會(huì)理解，作為示例來(lái)引用上 述實(shí)施例，并且本發(fā)明并不局限于上文中具體示出和描述的內(nèi)容。本 發(fā)明的范圍而是包括上文所述各種特征的組合及子組合，以及包括本 領(lǐng)域的技術(shù)人員在閱讀以上描述時(shí)會(huì)想到的、現(xiàn)有技術(shù)中沒(méi)有公開(kāi)的 變化和i務(wù)改。
權(quán)利要求
1.一種醫(yī)療設(shè)備，包括起搏發(fā)生器，其具有第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端，并且配置成在所述第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端之間產(chǎn)生電起搏脈沖，用于起搏對(duì)象的心臟；射頻(RF)發(fā)生器，其具有第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端，并且配置成在所述第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端之間產(chǎn)生預(yù)定頻率的RF電能量，用于與所述起搏脈沖同時(shí)施加到所述對(duì)象的心臟；以及濾波器，其包括連接在所述第一主動(dòng)輸出端與第二主動(dòng)輸出端之間的第一分支以及連接在所述第一中性輸出端與第二中性輸出端之間的第二分支，所述第一分支和第二分支的每個(gè)包括在所述RF電能量的頻率附近具有高阻抗的一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器。
2. 如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，包括導(dǎo)管，其包括配置成插入心 室的遠(yuǎn)端頭以及在所述遠(yuǎn)端頭的電極，其中，所述第一主動(dòng)輸出端和 第二主動(dòng)輸出端耦合在一起，以經(jīng)由所述電極向心臟傳遞所述起搏脈 沖和所述RF電能量。
3. 如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，包括監(jiān)測(cè)器，其配置成在施加所 述RF電能量期間檢測(cè)心臟對(duì)所述起搏脈沖的奪獲。
4. 如權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述第一分支和第二分支 的每個(gè)包括具有在所述RF電能量的頻率附近的相應(yīng)陷波頻率的多個(gè) 陷波濾波器。
5. 如權(quán)利要求4所述的設(shè)備，其中，每個(gè)所述陷波濾波器包括 并聯(lián)設(shè)置的電感器和電容器。
6. 如權(quán)利要求l所述的設(shè)備，其中，所述濾波器包括第三分支， 其連接在所述第一分支及第二分支和所述第一主動(dòng)輸出端及第一中 性輸出端之間，并且包括在所述RF電能量的頻率附近具有低阻抗的另外一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器。
7. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其中，所述另外一個(gè)或多個(gè)陷波 濾波器包括多個(gè)陷波濾波器，其包括串聯(lián)設(shè)置的電感器和電容器，并且具有在所述KF電能量的頻率附近的相應(yīng)陷波頻率。
8. 如權(quán)利要求6所述的設(shè)備，其中，所述濾波器包括連接在所 述第三分支與所述第 一主動(dòng)輸出端和第 一 中性輸出端之間的共模扼
9. 一種用于治療對(duì)象的心臟的方法，所述方法包括 操作起搏發(fā)生器，其具有第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端，以在所述第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端之間產(chǎn)生電起搏脈沖，從而 起搏心臟；起動(dòng)射頻(RF)發(fā)生器，其具有第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出 端，以便在所述第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端之間產(chǎn)生預(yù)定頻率 的RF電能量，用于與所述起搏脈沖同時(shí)施加到心臟；通過(guò)將濾波器的第一分支連接在所述第一主動(dòng)輸出端與第二主 動(dòng)輸出端之間以及將所述濾波器的第二分支連接在所述第 一 中性輸 出端與第二中性輸出端之間，來(lái)抑制所述RF電能量滲透到所述起搏 發(fā)生器，所述第一分支和第二分支的每個(gè)包括在所述RF電能量的頻 率附近具有高阻抗的一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器；以及同時(shí)向心臟施加所述起搏脈沖和所述RF電能量。
10. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，同時(shí)施加所述起搏脈沖包 括將導(dǎo)管的遠(yuǎn)端頭插入心室，使得所述遠(yuǎn)端頭與心臟的組織接觸，以 及將所述起搏脈沖和所述RF電能量傳遞給所述遠(yuǎn)端頭處的電極。
11. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，施加所述RF電能量包括 通過(guò)消融心臟中的組織在心臟中產(chǎn)生損傷，以及其中所述方法包括通 過(guò)檢測(cè)施加所述RF電能量期間心臟對(duì)所述起搏脈沖的奪獲來(lái)評(píng)估所 述損傷。
12. 如權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述第一分支和第二分支的每個(gè)包括具有在所述RF電能量的頻率附近的相應(yīng)陷波頻率的多個(gè)陷波濾波器。
13.如權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述濾波器包括第三分支， 其連接在所述第一分支及第二分支和所述第一主動(dòng)輸出端及第一中 性輸出端之間，并且包括在所述RF電能量的頻率附近具有低阻抗的 另外一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于同時(shí)起搏和消融的濾波器。醫(yī)療設(shè)備包括起搏發(fā)生器，它具有第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端，并且配置成在第一主動(dòng)輸出端和第一中性輸出端之間產(chǎn)生電起搏脈沖，用于起搏對(duì)象的心臟。射頻(RF)發(fā)生器具有第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端，并且配置成在第二主動(dòng)輸出端和第二中性輸出端之間產(chǎn)生預(yù)定頻率的RF電能量，用于與起搏脈沖同時(shí)施加到對(duì)象的心臟。濾波器包括連接在第一與第二主動(dòng)輸出端之間的第一分支以及連接在第一與第二中性輸出端之間的第二分支，第一和第二分支的每個(gè)包括在RF電能量的頻率附近具有高阻抗的一個(gè)或多個(gè)陷波濾波器。
文檔編號(hào)A61B18/18GK101601890SQ200910147480
公開(kāi)日2009年12月16日 申請(qǐng)日期2009年6月5日 優(yōu)先權(quán)日2008年6月5日
發(fā)明者A·C·阿爾特曼, A·戈瓦里 申請(qǐng)人:韋伯斯特生物官能公司