阅读说明：本技术 温度受控脉冲射频消融 (Temperature controlled pulsed radio frequency ablation ) 是由 I.齐伯曼 A.戈瓦里 G.阿蒂亚斯 于 2019-07-17 设计创作，主要内容包括：本发明题为“温度受控脉冲射频消融”。本发明描述的实施方案包括一种系统,该系统包括射频电流(RF电流)发生器和处理器。处理器被配置成引起RF电流发生器生成多个RF电流脉冲以用于施加到受试者的组织,脉冲中的每个脉冲具有最大值大于80W的功率和小于10s的持续时间,以及小于10s的脉冲中的相继脉冲之间的间断。处理器还被配置成当脉冲中的每一个被施加到组织时,接收指示组织的测量的温度的至少一个信号,并且响应于测量的温度来控制脉冲的功率。还描述了其它实施方案。(The invention relates to temperature controlled pulsed radio frequency ablation. The described embodiments of the invention include a system comprising a radio frequency current (RF current) generator and a processor. The processor is configured to cause the RF current generator to generate a plurality of RF current pulses for application to tissue of the subject, each of the pulses having a maximum value of power greater than 80W and a duration of less than 10s, and a discontinuity between successive ones of the pulses of less than 10 s. The processor is further configured to receive at least one signal indicative of a measured temperature of the tissue as each of the pulses is applied to the tissue, and to control the power of the pulses in response to the measured temperature. Other embodiments are also described.)

温度受控脉冲射频消融

技术领域

本发明涉及射频(RF)消融(诸如用于治疗心律失常)的领域。

背景技术

射频(RF)消融为一种通过热来杀死不需要的组织的治疗方式。RF消融最初在20世纪八十年代用于心律失常的治疗，而今已经在许多疾病中得到临床应用，并且现在为某些类型的心律失常和某些癌症的首选治疗方式。在RF消融期间，电极通常在医学成像引导下被***目标区域附近。随后，通过经由RF电流加热破坏在目标区域中的电极周围的组织。

美国专利9,072,518描述了使用高压脉冲来消融组织且形成病灶的消融系统和方法。多种不同的电生理学装置(诸如导管、外科探头和夹钳)可用于将一个或多个电极定位在目标位置处。电极可连接到电源线路，并且在一些情况下，可在逐个电极的基础上控制到电极的功率。高压脉冲序列提供加热的总量，该加热的总量通常小于用基于热的射频能量消融方案观察到的加热的总量。

国际专利申请公布WO/1996/010950描述了一种用于治疗室性心动过速的方法，该方法包括将电极导管***心室中。心脏的心室壁在异常的电气通路位于的位点处与消融电极接触。射频在足以确认异常的电气通路的位点的时间内通过消融电极递送到组织，并且预热组织。然后，通过相同的电极将短的高压电脉冲递送到组织，从而形成非导电病灶。

Govari等人的美国专利申请公布2017/0209208(该专利申请的公开内容以引用方式并入本文)描述了一种方法，该方法包括在70W-100W范围内选择将由电极递送的第一最大射频(RF)功率，并且在20W-60W范围内选择将由电极递送的第二最大RF功率。该方法也包括在5g-50g的范围内选择在电极上的允许力，在55C-65C的范围内选择将被消融的组织的最大允许温度，并且在8ml/min-45ml/min的范围内选择用于将冲洗流体提供到电极的冲洗速率。该方法还包括通过初始使用第一功率使用所选择的值来实行组织的消融，在3s和6s之间的预定义的时间之后切换到第二功率，并且在10s和20s之间的消融的总时间之后终止消融。

发明内容

根据本发明的一些实施方案，提供了一种系统，该系统包括射频电流(RF电流)发生器和处理器。处理器被配置成引起RF电流发生器生成多个RF电流脉冲以用于施加到受试者的组织，脉冲中的每个脉冲具有最大值大于80W的功率和小于10s的持续时间，以及小于10s的脉冲中的相继脉冲之间的间断。处理器还被配置成当脉冲中的每一个被施加到组织时，接收指示组织的测量的温度的至少一个信号，并且响应于测量的温度来控制脉冲的功率。

在一些实施方案中，处理器被配置成驱动RF电流发生器以施加少于七个脉冲。

在一些实施方案中，间断在2s和5s之间。

在一些实施方案中，每个脉冲的持续时间在2s和5s之间。

在一些实施方案中，处理器被配置成驱动RF电流发生器以施加脉冲中的每一个，使得脉冲的功率初始上升到最大值并且然后在最大值处平稳。

在一些实施方案中，最大值大于100W。

在一些实施方案中，最大值大于120W。

在一些实施方案中，最大值等于预定义的目标功率值。

在一些实施方案中，处理器被配置成通过交替地减小和增加脉冲的功率来控制脉冲的功率。

在一些实施方案中，处理器被配置成通过响应于测量的温度接近阈值温度而减小脉冲的功率来控制脉冲的功率。

在一些实施方案中，阈值温度在40℃和65℃之间。

在一些实施方案中，阈值温度在40℃和55℃之间。

在一些实施方案中，在间断期间，没有RF能量被施加到组织。

根据本发明的一些实施方案，还提供了一种方法，该方法包括生成多个射频(RF)电流脉冲，以用于施加到受试者的组织，脉冲中的每个脉冲具有最大值大于80W的功率和小于10s的持续时间，以及小于10s的脉冲中的相继脉冲之间的间断。方法还包括当脉冲中的每一个被施加到组织时，接收指示组织的测量的温度的至少一个信号，并且响应于测量的温度来控制脉冲的功率。

在一些实施方案中，组织包括受试者的心脏组织。

结合附图，通过以下对本公开的实施方案的详细描述，将更全面地理解本公开，其中：

附图说明

图1为根据本发明的实施方案的用于实行消融规程的消融系统的示意图；

图2A、图2B、图2C和图2D示意性地示出根据本发明的实施方案的用于系统中的探头的远侧端部；并且

图3为根据本发明的一些实施方案的脉冲射频消融的应用的示意图。

具体实施方式

概述

通常在约20瓦-50瓦的连续功率水平下、以大约10g的接触力且在大约一分钟的持续时间内的冲洗下，实行现有技术系统中的射频(RF)消融。此类方案一般提供约5mm的病灶深度。为了获得更大的深度(诸如6-10mm)，通常有必要增加施加RF电流的持续时间、或增加电流的功率水平。然而，例如，由于形成在组织内的蒸汽爆裂的可能性，所以这两种选项都可为不期望的。

为了解决该挑战，美国专利申请公布2017/0209208描述了一系列接触力和冲洗速率的值，这便于施加大约100瓦的连续功率。在消融规程期间，仔细监测将消融的组织的温度，并且以高速率记录将消融的组织的温度。如果所监测的温度超过预设的最大温度极限，则减小供应到组织的RF功率。另选地或除此之外，可监测对供应到组织的RF能量的阻抗，并且如果阻抗增加超出预设值，则可中断RF能量供应。RF电流的高功率便于将RF电流的持续时间缩短到远小于一分钟。除此之外，由于监测组织温度和/或阻抗，几乎没有形成任何蒸汽爆裂的风险。

本发明的实施方案还通过以通常为100W或更大的多个短的高功率脉冲而不是连续电流施加RF能量，增加消融规程的功效和安全性。每个脉冲之后的间歇允许组织冷却，使得可再次以高功率施加后续脉冲。在每个脉冲期间，可如上所述监测组织的温度，并且可响应于此调节脉冲的幅度。有利地，该方案便于快速且安全地实现相对大的病灶深度。

系统描述

初始参考图1，其为根据本发明的实施方案的用于实行消融规程的消融系统12的示意图。以举例的方式，该规程被假设包括人类患者18的心脏16的心肌的一部分的消融。然而，应当理解，本发明的实施方案可类似地应用于生物组织上的任何消融规程。

为了实行消融，医师14将探头20***到患者18的内腔中，使得探头20的远侧端部22进入患者的心脏16。下面参考图2A-图2D更详细地描述的远侧端部22包括一个或多个电极24，由医师引起一个或多个电极24接触心肌的相应位置。探头20还包括近侧端部28，近侧端部28经由合适的电接口(诸如端口或插口)连接到操作控制台48。

系统12由系统处理器46来控制，系统处理器46通常位于操作控制台48中。一般来讲，处理器46可被体现为单个处理器或一组协作式联网或集群处理器。处理器46通常为编程的数字计算装置，该编程的数字计算装置包括中央处理单元(CPU)、随机存取存储器(RAM)、非易失性辅助存储装置(诸如硬盘驱动器或CD ROM驱动器)、网络接口和/或***装置。如本领域所熟知的，将包括软件程序的程序代码和/或数据加载到RAM中以用于由CPU执行和处理，并且生成结果以用于显示、输出、传输或存储。例如，程序代码和/或数据可以电子形式通过网络而被下载到计算机，或者替代地或附加地，其可被提供和/或存储在非临时性有形介质(诸如磁性存储器、光学存储器、或电子存储器)上。此类程序代码和/或数据在被提供给处理器之后，产生被配置为执行本文所述的任务的机器或专用计算机。

在规程期间，处理器46通常使用本领域中已知的任何合适的方法来跟踪探头的远侧端部22的位置和取向。例如，处理器46可使用磁跟踪方法，其中患者18外部的磁发射器在定位在探头的远侧端部中的线圈中生成信号。由韦伯斯特生物传感公司(BiosenseWebster)生产的

系统使用此类跟踪方法。通常在屏幕62上患者18心脏的三维表示60上显示远侧端部22的跟踪。消融规程的进程通常也作为图形64和/或字母数字数据66显示在屏幕62上。

为了控制系统12的相关部件，处理器46可加载且执行存储在存储器50中的相关软件模块。通常，存储器50存储温度模块52、功率控制模块54、力模块56和冲洗模块58，下面描述了这些模块的相应功能。(一般来讲，下面描述的任何相关处理功能可说成是由处理器或由处理器执行以实行功能的模块来实行。)

控制台48包括RF电流发生器47，RF电流发生器47被配置成生成用于消融规程的RF电流。控制台48还包括由医师14使用以与处理器46进行通信的控件49。控制台48还可包括任何其它合适的硬件或软件元件，以便于处理器46和探头20之间的通信。

现在参考图2A-图2D，其示意性地示出根据本发明的实施方案的探头20的远侧端部22。图2A为沿探头长度的剖视图，图2B为沿图2A中标记的切割IIB-IIB的横剖视图，图2C为远侧端部的一部分的透视图，并且图2D为结合到远侧端部的近侧部分92中的力传感器90的示意性横剖视图。

如图2A中所示，***管70沿探头的长度延伸，并且在其远侧端部的终端处连接到导电顶盖电极24A，该导电顶盖电极24A被用于消融。(导电顶盖电极24A在本文中也被称为“消融电极”或简单地称为“顶盖”。)顶盖电极24A在其远侧端部处具有近似平面导电表面84，并且在其近侧端部处具有基本上圆形的边缘86。在消融电极24A的近侧通常存在其它电极，诸如环形电极24B。通常，***管70包括柔性、生物相容性的聚合物，而电极24A和电极24B包括生物相容性的金属，例如，诸如金或铂。消融电极24A通常通过一系列的冲洗孔72来打孔。在一个实施方案中，存在均匀地分布在电极24A上的36个孔72。

电导体74通过***管70将射频(RF)电能从控制台48(图1)传送到电极24A，并且因此为电极提供电力，以消融与电极接触的心肌组织。如下所述，功率控制模块54控制经由电极24A耗散的RF功率的水平。在消融规程期间，经过孔72流出的冲洗流体冲洗处理中的组织，并且流体的流动速率由冲洗模块58控制。冲洗流体由在***管70内的管(图中未示出)递送到电极24A。

温度传感器78被安装在导电顶盖电极24A内的为轴向地和周向地围绕探头的远侧末端进行排列的位置处。在本文考虑的公开的实施方案中，顶盖24A包含六个此类传感器，其中一组三个传感器在靠近末端的远侧位置中，并且另一组三个传感器在稍微更近侧位置中。这种分布仅以举例的方式示出，然而，可将更多或更少数量的传感器安装在顶盖内的任何合适的位置中。传感器78可包括热电偶、热敏电阻器或任何其它合适的类型的微型温度传感器。传感器78通过贯穿***管70的长度的引线(图中未示出)进行连接。因此，温度信号经过引线运送到温度模块52。

在公开的实施方案中，顶盖24A包括约0.5mm厚的相对厚的侧壁73，以便在温度传感器78和末端的中腔75内的冲洗流体之间提供期望的隔热系统。冲洗流体穿过孔72离开腔体75。传感器78被安装在棒杆77上，该棒杆被装入侧壁73中的纵向孔口79中。棒杆77可包括合适的塑性材料，诸如聚酰亚胺，并且可通过合适的粘着剂81(诸如环氧树脂)在它们的远侧端部处的保持就位。美国专利9,445,725描述了具有被安装在与上述配置类似的配置中的温度传感器的导管，该专利以引用方式并入本文。

上述布置提供了一系列六个传感器78，但其它布置，和其它数量的传感器对于本领域技术人员而言将显而易见，并且所有此类布置和数量均包括在本发明的范围内。

在本文的描述中，假设远侧端部22限定一组xyz正交轴，其中远侧端部的轴95对应于该组中的z轴。为简单起见且以举例的方式，假设y轴在纸平面上，在本文中假设xy平面对应于由边缘86所限定的平面，并且假设xyz轴的原点为圆心。

图2D为根据本发明的实施方案的力传感器90的示意性剖视图。传感器90包括弹簧94，本文中假设弹簧94包括将顶盖24A连接到近侧部分92的多个螺旋96。位置传感器98固定到弹簧94的远侧，并且本文中假设其包括通过导体100耦合到力模块56的一个或多个线圈。

RF发射器102(通常为线圈)固定到弹簧94的近侧，并且在力模块56的控制下经由导体104从控制台48提供用于发射器102的RF能量。来自发射器的RF能量穿过传感器98，在传感器的导体100中生成对应的信号。

在操作中，当将力施用在顶盖24A上时，传感器98相对于发射器102移动，并且该移动引起传感器信号的变化。力模块56使用传感器的信号变化来提供顶盖24A上的力的度量。该度量通常提供力的大小和方向。

在美国专利申请2011/0130648中提供了类似于传感器90的传感器的更详细描述，该专利申请以引用方式并入本文。

返回到图1，温度模块52接收来自顶盖24A内的六个温度传感器78的信号，并使用信号来确定六个测量的温度的最大值。温度模块通常被配置成以固定速率(例如，诸如每20ms-40ms)来计算最大温度。在一些实施方案中，最大温度以至少30Hz的频率确定。所计算的最大温度在本文中也称为测量的温度，并且测量的温度被登记为被消融的组织的温度。温度模块将测量的温度值传递到功率控制模块54，使得功率控制模块可响应于测量的温度来控制RF电流。

功率控制模块54可将任何合适的范围(诸如1W至130W、140W或150W的范围)内的RF功率提供到顶盖24A。功率控制模块也测量顶盖24A的阻抗，即，对从顶盖24A传递的RF电流的阻抗。通常以预定义速率(例如，诸如每400ms-600ms)测量阻抗。如果阻抗从先前的阻抗测量增加超出预设值(诸如7Ω)，则功率控制模块可停止RF递送到顶盖24A，因为阻抗的增加可指示被消融的组织中的不需要的变化，诸如炭化或蒸汽爆裂。

通常，在消融规程之前，医师通过选择相关参数(诸如脉冲的数量、每个脉冲的最大(或“目标”)功率、每个脉冲的持续时间和相继脉冲之间的时间)限定RF脉冲轮廓。然后，功率控制模块根据所限定的轮廓引起RF发生器47生成多个RF电流脉冲，以用于施加到受试者的组织。这些脉冲中的每个脉冲由发生器供应到探头20。当探头施加脉冲时，功率控制模块响应于从温度模块52接收的测量的温度来控制脉冲的功率，如下面参考图3另外描述的。例如，功率控制模块可响应于测量的温度接近由医师14设定的阈值温度，减小递送的功率，以便减小不期望的影响(诸如炭化、顶盖24A上的凝结作用和/或在被消融的组织中的蒸汽爆裂)的机会。

通常，在消融阶段期间，处理器46引起屏幕62显示由医师选择的参数的值。处理器46也可引起屏幕62通过本领域已知的方法向医师显示RF递送的进程。进程的显示可为图形的(诸如如由消融产生的病灶尺寸的模拟)和/或字母数字的。

如上面解释的，力模块56测量顶盖24A上的力。在实施方案中，用于消融的允许力在5g-35g的范围内。类似地，冲洗模块58决定冲洗流体被递送到探头末端的速率。在本发明的一些实施方案中，该速率可被设定在8ml/min-45ml/min的范围内。

脉冲RF消融

如上面在概述中且参考图1所述，本文描述的实施方案提供了将短的、高功率RF电流脉冲安全施加到受试者的组织(例如，心脏组织)，以便在相对较短的时间量内获得相对深的病灶。就这一点而言，现在参考图3，其为根据本发明的一些实施方案的脉冲RF消融的应用的示意图。

图3示出了包括第一脉冲106a、第二脉冲106b和第三脉冲106c的多个RF电流脉冲106。脉冲106由处理器46使用射频发生器47和探头20施加到患者18的组织。

图3还示出了在组织和探头20之间的接口处的温度108，如在脉冲106的施加期间测量的。可由温度模块52通过取从温度传感器78接收的各个测量的最大值，计算可更简便地描述为“组织的温度”的温度108，如上面参考图1描述的。

图3还示出了脉冲106的功率110。如下面详细描述的，由处理器46响应于测量的温度108，控制每个脉冲106的幅度-且由此功率。

沿公共时间轴绘制脉冲106、温度108和功率110，其中标记重要性t0......t8的特定时间。虽然图3中的数据为基于进行的实际实验规程的结果，但是为了一般化起见，从图3中省略了具体的数值。

通常，每个脉冲106具有最大值大于80W(诸如大于100W或120W)的功率。(换句话讲，在施加脉冲期间的至少一个瞬间，每个脉冲的功率可超过80W、100W或120W。)通常，每个脉冲的持续时间小于10s；例如，脉冲的持续时间可在2s和5s之间。因此，例如，时间t0(第一脉冲106a开始的时间)和时间t7(第一脉冲结束的时间)之间的持续时间可在2s和5s之间。

每对相继脉冲通过间断分离，在间断期间，通常没有能量被施加到组织。通常，间断小于10s(诸如2s和5s之间)。例如，时间t7和时间t8(第二脉冲开始的时间)之间的持续时间可在2s和5s之间。如上面在概述中所描述的，间断便于脉冲施加之间组织的冷却。

通常，施加脉冲中的每一个，使得脉冲的功率初始上升到前面提及的最大功率值，并且然后在前面提及的最大功率值处平稳。通常，该最大值等于预定义的目标功率值P，如上所述，预定义的目标功率值P可大于80W、100W或120W。在该初始平稳状态之后，当响应于组织的测量的温度来控制脉冲时，脉冲的功率通常振荡，如紧接着在下面另外详细描述的。

当施加每个脉冲时，处理器46响应于测量的温度108，控制脉冲的功率。例如，处理器可响应于测量的温度接近、达到或超过阈值温度T(阈值温度T可例如在40℃和65℃之间，诸如在40℃和55℃之间)，减小脉冲的功率。类似地，处理器可响应于测量的温度充分地小于T，增加脉冲的功率。因此，通常，处理器响应于温度108，交替地减小和增加每个脉冲的功率。

在一些实施方案中，为了控制每个脉冲，处理器连续地使用温度读数来计算所需的功率的分数变化，并且然后通过该所需的变化来调节脉冲的功率。例如，如在美国专利申请公布2017/0209208中所描述的，所需的分数变化可为

和

的最小值，其中T_t为当前测量的温度，T_t-1为先前测量的温度，P_t为当前的脉冲功率，并且a和b为常数。(在一个实施方案中，例如，a＝10且b＝1。)

图3展示了上述控制技术的使用。特别地，第一脉冲的功率从时间t0上升，直到在时间t1达到目标功率。随后，功率不会另外增加，由于

的空值。在时间t2，温度108充分靠近T，使得

为负的，并且于是，功率被降低。功率继续降低直到时间t3。在时间t3处，温度已经充分下降，使得所计算的所需功率变化再次为正的，并且所以功率再次增加，直到在时间t4再次达到目标功率。随后，由于高温，所以功率在再次降低之前，在第二时间内短暂地平稳。在时间t5处，功率再次增加。最终，在时间t6处，处理器将功率迅速减小到零，以便脉冲的持续时间不超过预定义的脉冲持续时间。对于第二脉冲和第三脉冲，可观察到功率110的类似的振荡。

一般来讲，消融规程可包括施加大于一的任何数量的脉冲。然而，通常，可用少于七个脉冲达到所期望的病灶深度，使得施加少于七个(例如，少于六个)脉冲。在每个脉冲期间，功率110可达到目标功率P任何次数。

通常，在施加每个脉冲时，处理器测量脉冲的阻抗，如上面参考图1所述。如上面另外描述的，响应于该测量的阻抗的显著增加，处理器可中断RF电流的施加。

应当理解，上述实施方案以举例的方式被引用，并且本发明不限于上文具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上述各种特征的组合和子组合以及它们的变型和修改，本领域的技术人员在阅读上述说明时应当想到所述变型和修改，并且所述变型和修改并未在现有技术中公开。