CN109288584A - 使用脉冲功率的组织厚度 - Google Patents

Abstract

本发明提供了导管插入术，其通过使设置在导管的远侧部分上的电极与组织接触来进行，其中电极具有落在0.01‑25mm²范围内的面积。功率发生器将射频功率的脉冲通过电极递送到组织。在施加脉冲的同时，记录导管的远侧部分处的温度。计算温度的变化速率并且基于变化速率估计组织厚度。

Description

使用脉冲功率的组织厚度

版权声明

本专利文献的公开内容的一部分包括受版权保护的材料。版权所有者不反对任何人照专利和商标办公室专利文件或记录原样复制本专利文件或专利公开内容，但除此之外版权所有者保留所有相关的版权。

相关申请的交叉引用

本申请要求2017年2月10日提交的名称为Estimation of Tissue Thickness的美国临时申请62/457,266和2017年3月14日提交的名称为Estimation of Tissue Thicknessfrom Rate of Change of Catheter Temperature的美国临时申请62/470,983的权益，这些申请以引用方式并入本文。

背景技术

1.技术领域

本发明涉及医疗器械。更具体地，本发明涉及通过施加能量致动的用于测量组织层厚度的医疗器械。

2.相关技术描述

侵入式和非侵入式技术已用于评估身体内的组织。这些技术特别是与其中有必要知道某些组织与其它组织和与受到来自器械诸如消融导管、活检针等的损伤的器官的关系的医疗过程相关。例如，当心脏组织的区域异常地将电信号传导到相邻组织，由此中断正常的心脏周期并导致心律不齐时，发生心律失常，诸如心房纤颤。

用于治疗心律失常的规程包括以外科的方式扰乱造成心律失常的信号源，以及扰乱用于此类信号的传导通路。通过经由导管施加能量来选择性地消融心脏组织，有时可能停止或改变不需要的电信号从心脏的一部分到另一部分的传播。消融方法通过形成非导电消融灶来破坏不需要的电通路。

使用射频能量消融心脏组织的已知困难在于控制组织的局部加热。在期望形成足够大的消融灶以便有效地消融异常组织病灶或阻断异常传导模式和过度局部加热的不期望效应之间存在权衡。如果射频装置形成太小的消融灶，则医疗手术可能不太有效，或者可能需要太多的时间。另一方面，如果过度加热组织，则可存在由于过热而引起的局部炭化效应、凝固物、和或爆炸性蒸汽爆裂。如果射频装置形成太大的消融灶，则可无意中消融相邻的组织。在一些情况下，可能发生心脏壁的穿孔。因此，期望的是知道被消融的组织的厚度。

在许多情况下，这可通过组织的预采集图像(诸如来自MRI(磁共振成像)或CT(计算机断层摄影)图像)推导出。就消融而言，此数据可能无法提供给执行消融的专业人员。即使该数据可用，其也不可提供具有足够精度的厚度，或者厚度可因采集的图像而有所变化。

由Govari等人共同转让的美国专利申请公布20160183915描述了通过确定来自换能器的超声脉冲反射回到换能器(在换能器的A操作模式下)的周期的使用超声的组织厚度测量，该公布以引用方式并入本文。通过将换能器放置成与组织接触并且使远侧末端竖直地(即，与组织表面正交)来回移动，从而压缩和解压缩组织来消除背景噪声。竖直运动使脉冲在不同周期返回，因为由脉冲横贯的组织的距离不同。使接触力与由换能器采集的信号关联，以便将从感兴趣的组织界面返回的脉冲与背景反射和噪声分离。该相关可利用如下事实：高力下的返回脉冲周期小于低力下的返回脉冲周期，因为与低力情况对比，实际组织厚度在高力情况下较小。

发明内容

本发明的实施方案对正在研究的组织厚度提供独立测量。对于消融规程，在实际执行消融或未发生消融时可施用该方法。测量依赖于发明人的以下发现：如果热能脉冲被从与组织接触的导管远侧端部注入组织中，则远侧端部的温度变化速率根据组织厚度而变化。对于厚组织，速率大，并且对于薄组织，速率小。

因此，在使用射频能量消融组织的典型规程中，将导管远侧端部插入到待消融组织的附近，并且以给定速率冲洗远侧端部和组织。在冲洗期间，将射频脉冲短时间施加于组织，并且监控导管远侧端部的温度，通常是由远侧端部中的多个传感器计算得出的平均温度。随后利用所测得的远侧端部的温度变化速率来估计组织厚度。估计通常包括使用远侧端部的归一化温度变化速率和组织厚度之间的关系。该关系可在将导管插入组织附近之前确定。

一旦已估计出组织厚度，就可在估计待用于消融的功率以及将施加该功率的时间段时使用厚度值，以便实现成功的组织消融。

根据本发明的实施方案提供一种方法，该方法通过以下方式来执行：使设置在导管的远侧部分上的电极与组织接触，其中电极具有落在0.01-25mm²范围内的面积。该方法进一步通过以下方式来执行：将射频功率的脉冲通过电极施加到组织，该脉冲具有在10μs和100μs之间的宽度。该方法在施加脉冲的同时进一步通过以下方式来执行：记录远侧部分处的温度，计算远侧部分处的温度的变化速率，并且响应于变化速率对组织的厚度进行估计。

根据该方法的一个方面，电极的面积不超过2.8mm²。

根据该方法的一个方面，记录温度是在对应于脉冲的终止的时间执行的。

根据该方法的另一个方面，脉冲的宽度为100μs。

根据该方法的另一个方面，脉冲在10至100次每秒之间进行迭代。

根据该方法的附加方面，脉冲以10次每秒进行迭代。

根据该方法的另一个方面，脉冲具有1-10W每mm²电极面积的功率电平。

根据该方法的另一个方面，功率电平为10W每mm²电极面积。

该方法的一个方面包括：确定变化速率、组织的厚度、脉冲的电平和时间、以及冲洗组织的冲洗速率之间的关系。该关系用于估计组织的厚度。

该方法的另一个方面包括：使用该估计来消融在根据消融指数计算的深度处的组织。

根据本发明的实施方案还提供了一种设备，该设备包括导管、设置在导管的远侧部分上的电极，其中电极具有落在0.01-25mm²范围内的面积。该设备包括功率发生器，该功率发生器连接到电极并且被配置成将射频功率的脉冲施加到与电极接触的组织，该脉冲具有在10μs和100μs之间的宽度。远侧部分处的温度传感器在脉冲被施加的同时记录远侧部分处的温度，并且处理器操作用于响应于所记录的温度来计算远侧部分处的温度的变化速率，并且用于响应于变化速率对组织的厚度进行估计。

附图说明

为更好地理解本发明，就本发明的详细说明以举例的方式做出参考，该详细说明应结合以下附图来阅读，其中类似的元件用类似的参考标号来表示，并且其中：

图1为根据本发明的实施方案的使用设备的侵入式医疗规程的示意图；

图2为根据本发明的实施方案的用于设备中的探针的远侧端部的示意图；

图3为根据本发明实施方案的组织厚度对斜率的示意图；

图4为根据本发明的实施方案的专业人员在执行规程中所遵循的步骤的流程图；

图5为根据本发明的实施方案的消融和有功电流位置(ACL)电路的示意图；并且

图6为根据本发明的实施方案的组织随时间推移的温度变化ΔT的曲线图。

具体实施方式

在以下描述中，列出了许多具体细节，以便提供对本发明的各种原理的全面理解。然而，对于本领域的技术人员而言将显而易见的是，并非所有这些细节都是实践本发明所必需的。在这种情况下，未详细示出熟知的电路、控制逻辑部件以及用于常规算法和过程的计算机程序指令的细节，以免不必要地使一般概念模糊不清。

以引用方式并入本文的文献将被视作本申请的整体部分，不同的是，就任何术语在这些并入文件中以与本说明书中明确或隐含地作出的定义矛盾的方式定义而言，应仅考虑本说明书中的定义。

现在转到附图，首先参见图1，图1为使用设备12的侵入式医疗规程的示意图，然后参见图2，图2为根据本发明的实施方案的设备中所使用的导管或探针20的远侧端部22的示意图。该规程由医疗专业人员14执行，并且在下文的描述中，假设该规程包括消融人类患者18的心脏的心肌16的组织15的一部分。

为了进行研究，专业人员14将探头20插入到已预先定位在患者内腔中的护套21中。护套21被定位成使得探头的远侧端部22进入患者的心脏。远侧端部22包括使得远侧端部的位置和取向能够被追踪的方位传感器24、测量由远侧端部在接触心肌时所施加的力的力传感器26、以及测量远侧端部的相应位置处的温度的一个或多个温度传感器28。远侧端部22还包括用于将射频消融功率递送到心肌16以便消融心肌的电极30。电极30也可用于从心肌采集电势，如下文所述。

设备12由系统处理器46控制，该系统处理器46位于设备的操作控制台48中。控制台48包括由专业人员14使用以与处理器46进行通信的控件49。可将用于处理器46的软件通过例如网络以电子形式下载到处理器。另选地或除此之外，软件可通过非临时性有形介质诸如光学、磁性或电子存储介质提供。远侧端部22的轨迹通常显示在屏幕61上所显示的患者18的心脏的三维表示59上。

系统处理器46包括通常被配置为现场可编程门阵列(FPGA)的实时降噪电路45，之后是模数(A/D)信号转换集成电路47。处理器可将信号从A/D电路47传递到另一个处理器，和/或可被编程以执行本文所公开的至少一个算法，所述算法包括下文所公开的步骤。处理器使用电路45和电路47以及下文更详细描述的模块的特征来执行算法。

为了操作设备12，处理器46的算法与模块库50进行通信，该模块库50具有由处理器用来操作设备的多个模块。因此，库50包括：心电图(ECG)模块56，该心电图(ECG)模块56采集和分析来自电极30的信号；以及跟踪模块58，该跟踪模块58接收和分析来自方位传感器24的信号并且使用信号分析来生成远侧端部22的位置和取向。在一些实施方案中，方位传感器24包括一个或多个线圈，该一个或多个线圈响应于横跨线圈的磁场来提供传感器信号。在这些实施方案中，除了接收和分析来自传感器24的信号之外，跟踪模块58还控制辐射横跨方位传感器24的磁场的辐射器32、34、36。这些辐射器被定位成接近心肌16，并且被配置成将交变磁场辐射到接近心肌的区域中。由Diamond Bar，CA的Biosense Webster公司生产的系统使用这种磁跟踪系统。

库50还包括力模块60、功率模块62、冲洗模块64和温度模块66。这些模块的功能在下文中进行描述。

力模块60接收来自力传感器26的信号，并且基于该信号生成由远侧端部22施加在组织15上的接触力的量值CF(本文假设以克为单位进行测量)。在一些实施方案中，力传感器26被配置成使得它提供给力模块60的信号使该模块能够评估由远侧端部施加在组织15上的力的方向。

功率模块62产生射频功率，该射频功率被传送到电极30并且由电极进行施加以消融组织15。处理器46和功率模块62能够调整由电极递送的功率电平P(本文假设以瓦特为单位进行测量)，以及递送功率期间的时间长度t(以秒为单位进行测量)，如下文更详细所描述。

冲洗模块64控制提供给远侧端部22的冲洗流体(通常为生理盐水溶液)的流速V(本文假设以mL/min进行测量)。冲洗流体从远侧端部中的冲洗孔80排出。

温度模块66接收来自一个或多个温度传感器28的信号，并且确定由传感器中的每一个记录的温度。通常，在多个温度传感器28的情况下，模块确定远侧端部22的平均温度T。另外，在多个传感器的情况下，模块可产生远侧端部的温度分布的标测图。

发明人已发现，在将热能脉冲注入组织15中时，组织的总体厚度D将影响由一个或多个温度传感器28测量的温度变化速率具体地，对于穿过远侧端部的流体的给定冲洗速率V以及对于由远侧端部施加到组织的给定接触力CF，温度变化速率对于大的D值则大，并且对于小的D值则小。热能脉冲可通过将射频功率短时间施加到组织来注入组织中。发明人认为，温度变化速率和总体组织厚度D之间的上述关系是由于组织所保留的热能，即，具有大的值D的组织比具有小的值D的组织保留更多的热能。

该关系可由以下公式(1)表示：

其中D是组织厚度，

ΔT是远侧端部在时间段Δt内的温度变化，并且

f为函数。

在一个实施方案中，函数f以公式(2)给出：

其中

n是数字指数，

A、B是恒定参数，其具有取决于导管远侧端部的热特性的值，

并且

s是温度-时间曲线的归一化斜率，即

温度-时间曲线的非归一化斜率取决于远侧端部施加于组织的接触力CF、所施加射频脉冲功率的电平P、施加射频功率脉冲的时间长度t和冲洗速率V。

通过将CF归一化为归一化接触力CF_NORM、将P归一化为归一化脉冲功率P_NORM、将t归一化为归一化脉冲长度t_NORM、并且将V归一化为归一化冲洗速率V_NORM，可将非归一化斜率转换成归一化斜率归一化假设非归一化斜率与接触力CF、所施加的P脉冲功率P、脉冲长度t和冲洗速率V之间的各自关系。在实施方案中，假设与CF、P和t的关系包括各自的正比例关系，并且假设与V的关系包括反比例关系。然而，在归一化温度-时间曲线的斜率时可能用到的其它关系对于本领域的普通技术人员将显而易见，并且所有此类关系都被认为包括在本发明的范围内。

在实施方案中，公式(2)中的数字指数n被设定为1或2。在其它实施方案中，n的值可被设定成不同于1和2，并且可为非整数值。

A和B的值以及以上提及的归一化值和用于归一化斜率的关系参数的值可存储为模型68和/或存储在处理器46所访问的存储器72所包含的查找表70中。

现在参见图3，图3为根据本发明的实施方案的厚度D对归一化斜率s(如根据公式(2)所确定，其中n＝1)的示意图。如曲线图所示，斜率s相对于组织厚度D单调增长。同样如图所示，随着斜率s的增大，曲线以指数方式接近渐近线D＝A。

为了清楚和简单起见，除非另有说明，否则下面的描述假设组织厚度和温度变化速率之间的关系由n＝1时的公式(2)给出。本领域的普通技术人员将能够针对n的其它值以及形成公式(1)的其它关系，以必要的变更修改具体实施方式。

在执行实际消融规程之前，专业人员14可确定公式(2)中A和B的值，以及用于归一化斜率的关系的值，其方式为使用组织厚度D和斜率的测量值来消融组织。通常，这种确定涉及使用冲洗速率V、射频脉冲功率P、脉冲时间长度t和接触力CF的一系列值。P、V和t的值通常经过选择，使得被使用的组织的温度保持在大约40℃至60℃的范围内，从而使得温度的任何变化不对组织造成伤害。

在一个实施方案中，V的值设定在10-20mL/min的范围内，P的值设定在20-30W的范围内，脉冲长度t设定在1-3s的范围内，接触力CF在5-25克的范围内，并且归一化值设定为V_NORM＝15mL/min、P_NORM＝25W、t_NORM＝2s并且CF_NORM＝15克。然而，假设要使用的组织的温度保持在大约40℃至60℃之间，则V、P和t可具有不在这些范围内的值，并且归一化值可不同于此处提供的那些值，并且此类替代值可由本领域的普通技术人员在不过度实验的情况下确定。

为了确定所选择导管的A和B，导管的远侧端部被操作成接触具有已知厚度D的组织，并且远侧端部被构造成对组织施加归一化接触力CF_NORM，同时以归一化冲洗速率V_NORM冲洗远侧端部和组织。将具有归一化功率P_NORM和脉冲长度t_NORM的射频脉冲施加于组织，并且远侧端部的温度T在其随时间推移而变化时被记录。根据远侧端部温度和时间的记录，对归一化斜率进行估计。在一个实施方案中，的值是根据对应于5s的Δt值的温度变化ΔT计算得出，其中值Δt取自记录的第一个5s。

针对组织厚度D的不同值重复上述确定，从而给出相应的不同的值以获得所选择导管的A和B值。

对于每个所选择导管，专业人员14可使用处理器46将A、B的相应值存储为数学模型68(图1)。模型68是数学函数，诸如成本函数，使得处理器能够利用V、P、t和CF的实验值以及用于与归一化值V_NORM、P_NORM、t_NORM和CF_NORM的相应归一化关系的值来确定A和B的值，如上所述。另选地或除此之外，专业人员14可将处理器配置成将每个所选择导管的A和B的相应值以及相应关系的值存储在查找表70中。

现在参见图4，图4为根据本发明的实施方案的专业人员14和处理器46的算法在执行以上提及的消融规程时所遵循的步骤的流程图。在通常在开始消融规程之前执行的准备步骤100中，指定组织厚度D和归一化斜率s(即，远侧端部22的归一化温度变化速率)之间的关系。如上所述，为了简单和清楚起见，假设此处的关系对应于n＝1时的公式(2)。除指定关系之外，在步骤100中，还将关系参数的值(在这种情况下为A和B)以及用于归一化关系的参数的值存储为查找表70和/或数学模型68，如上所述。通常，具有与在本流程图的消融规程中使用的远侧端部22类似的远侧端部的导管用于执行评估和/或生成查找表70和数学模型68。

在初始规程步骤102中，专业人员14将远侧端部22插入以接触心肌16的组织15的所选择部分，并且力模块60和处理器46记录由力传感器26感测的接触力CF。一旦与组织15接触，专业人员就设定冲洗远侧端部的流速V。通常，V的值设定在10至20mL/min的范围内，但V可具有不在此范围内的值。此外，当冲洗远侧端部和组织时，处理器使用电极30向接触远侧端部的组织施加射频功率脉冲。在一个实施方案中，处理器将脉冲设定为具有30瓦的功率P和1秒的持续时间t。处理器记录V、P和t的值。

在斜率测量步骤104中，一旦已经将脉冲施加到组织15，处理器就开始记录一个或多个温度传感器28的温度以及记录的次数。根据温度和次数，处理器评估斜率的值。根据斜率，处理器计算归一化温度变化速率即，远侧端部22的对应温度-时间曲线的归一化斜率。

在组织厚度步骤106中，处理器将在步骤104中得出的归一化斜率连同关系的参数A、B的适当值应用于在步骤100中指定的关系，以评估组织15的厚度D。对于与其中n＝1的公式(2)对应的关系，从查找表70和/或数学模型68找到A和B的值。

在消融步骤108中，处理器使用所评估的组织厚度D来估计射频功率P和施用该功率的持续时间t，以用于消融组织15。估计通常使用如下所述的消融指数。

如本领域中所公知的，消融指数为具有随着消融进行而变化的值的函数，所述函数提供通过对已知类型的组织进行消融所产生的消融灶的尺寸的估计。由该指数提供的估计取决于在消融期间测得的接触力CF和功率P的值、以及消融的时间段。消融指数在Hussein等人在2016Heart Rhythm Congress上提供的名称为“Ablation Index-guidedPulmonary Vein Isolation for Atrial Fibrillation may Improve ClinicalOutcome”的文章以及Bar-Tal等人的美国专利申请2017/0014181中有所描述。这两个文献均以引用方式并入本文。

以下公式(3)给出了消融指数的表达式：

其中C为常数，其具有依赖于被消融的组织类型的值；在一个实施方案中，C具有0.002的近似值，

α为指数，其具有通常在0.6-0.8范围内的值，

β为指数，其具有通常在1.4-1.8范围内的值，

δ为指数，其具有为0.35的近似值，并且

D为对通过利用瞬时接触力CF(τ)和瞬时功率P(τ)来消融时间t所获得的消融灶深度的估计，并且其中τ表示时间变量。

如果接触力和功率被假定为是恒定的，在消耗时间t的消融规程期间具有相应的值知则公式(3)可被改写为公式(4)：

公式(4)左侧的值(组织厚度D)从步骤106获知。处理器46因此可使用公式(4)的右侧为专业人员14提供在使用力CF的测量值和C的估计消融时的功率P和时间t的建议值。

在步骤108中，专业人员14选择功率P和时间t的建议值中的一个来消融组织15，并以这些值结束组织15的消融。

流程图的步骤的上述表述假定专业人员14使用消融指数来确定在消融规程期间待施加的功率值。处理器可自动计算消融指数并调整消融功率。消融指数充当辅助手段以供专业人员决定在消融规程期间待使用的参数诸如功率和消融时间段的值。然而，应当理解，当仍使用组织厚度步骤106的描述来估计被消融组织的厚度时，专业人员可不使用消融指数来决定此类参数的值，并且可加以必要的变更来更改流程图描述以用于此类情况。因此，应当理解，本发明的范围包括其中不使用消融指数的情况。

上述描述还假设导管远侧端部的温度变化速率(即温度-时间曲线的斜率)被归一化。然而，本领域的普通技术人员将能够修改具体实施方式以适应导管远侧端部的温度变化速率未归一化的情况。

消融电路：

现在参见图5，图5为用于与图1所示系统一起使用的消融和有功电流位置(ACL)电路110的示意图。这种布置类似于Govari等人的美国专利申请公布2006/0173251和Osadchy的美国专利申请公布2007/0038078中所描述的那种布置，这些申请公布均以引用方式并入本文。该布置可进行修改以根据本发明的原理进行操作。为了便于呈现，下文进行简要描述：

将多个体表电极112耦接到受试者116的体表114(例如，皮肤)，这些体表电极112可为粘合剂皮肤贴片。体表电极112在本文中有时称为“贴片”。在心脏应用中，体表电极112通常被分布成围绕着心脏，三个在受试者的胸部上并且三个在背部上。然而，体表电极112的数量并非关键因素，并且它们可以放置在身体表面114上大体上在医疗规程部位附近的便利位置处。

通常设置在控制台24(图1)中的控制单元118包括电流测量电路120和一个或多个导管电极发射器122，该一个或多个导管电极发射器122用于将电流以相应的工作频率通过电极112中的一个或多个驱动到体表电极112中的一个或多个。控制单元118联接到定位处理器(图1)。控制单元118联接到消融器124，该消融器124包括至少一个消融发生器126。流过体表电极112和消融器体表电极128的电流在具有消融发生器126的电路中流动，并且由设置在体电极接收器130内的相应电流测量电路(在本文中有时称为“贴片测量电路”)来测量。体电极接收器130通常并入控制单元118中。另选地，它们可附连到体表电极112。导管电极在图5中被表示为测量电极132(圆形)和两用电极134(椭圆形)。两用电极134既用作消融电极，也用作测量电极之一。

体表电极112经由贴片盒136连接到体电极接收器130，该贴片盒136保护该系统免受消融和除颤电流。通常，该系统被配置成具有六个体电极接收器130。贴片盒寄生阻抗138(Z)在生产过程中测量，因此是先验已知的。下面将讨论这些阻抗。

通常，虽然为方便起见只示出了两个测量电极132，但是使用了约80个测量电极进行阻抗测量。通常具有一个或两个消融电极。通过在导管上的电极和体表电极112之间传送电流，在定位系统内确定导管在体内的坐标。

控制单元118还可控制包括消融器124和两用电极134的消融电路。消融器124通常设置在控制单元118的外部并且并入有消融发生器126。消融器124与消融器体表电极128连接并连接到消融器滤波器140，该消融器滤波器140在此示例中被示出为位于控制单元118内。然而，这个位置并非必需的。开关142将消融器电路配置用于不同操作模式，如下所述。电压测量电路提供用于确定导管电极发射器122的输出。从对图5的观察将注意到，消融电路连接到导管电极发射器122中的一个。

第一另选实施方案：

消融需要相对大的电极来将足够的射频(RF)能量从导管传递到组织，易癌变生成消融或如上所述的组织厚度测量所需的足够大的热脉冲。适用于非消融规程的小电极仅支持小量的RF能量传递。在这种情况下，用于消融电极的热脉冲太小，并且导管温度上升丢失在温度传感器的噪声之中。使用此实施方案，可使用不含消融电极的导管(例如，标测导管)来测量组织厚度。

本发明的实施方案通过向组织中重复注入功率P的短脉冲(10-100μs的脉冲宽度)并且对导管处的温度上升求平均以求出ΔT来克服小电极的有限RF能量传递能力。通过仅使用短脉冲，基本上对用于注入脉冲的电极的大小没有限制，使得例如可使用小的标测电极。求平均克服了噪声问题，并且先前校准被用来从P和ΔT的值求出组织厚度。此类电极的典型大小范围为1-4.8mm²，其中在10个脉冲/秒下的典型功率电平为1-20W/mm²。

第二另选实施方案：

在此实施方案中，使用微电极来使用上述原理确定组织厚度。在一些实施方案中，微电极可具有在0.1至5毫米范围内的纵向长度并且可具有在0.1至5毫米范围内的侧向宽度。然而，在一些实施方案中，微电极可具有大约0.92毫米的纵向长度并且可具有大约0.9毫米的侧向宽度。在其它实施方案中，微电极可具有大约0.92毫米的纵向长度和大约0.3毫米的侧向宽度。在其它实施方案中，微电极可为圆形，具有大约0.3-0.5mm的直径。具有适用于使用本发明的原理来确定组织厚度的微电极的导管在Govari等人共同转让的名称为Temperature Measurement in Catheter的美国专利申请公布2015-0272667和名称为HighDensity Mapping Catheter的美国专利申请公布20170112405中有所公开，这些申请公布以引用方式并入本文。

实施例：

现在参见图6，图6为根据本发明的实施方案的将脉动RF功率施加到电极时组织中温度变化ΔT随时间推移的曲线图。温度变化ΔT是循环的，落后于每个脉冲并在随后的脉冲之前返回到基线。ΔT循环和温度本身可通过调整脉冲的频率和功率电平来适当地优化。因此，心肌的实际温度可保持在期望的限值内，这些限值允许获得强到足以可靠地计算组织厚度、但未强到损坏心肌的信号。

本领域技术人员应当理解，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文所述各种特征的组合与子组合两者，以及本领域的技术人员在阅读上述说明书时可想到的未在现有技术范围内的上述各种特征的变型和修改。

Claims (20)

1.一种方法，包括：

使设置在导管的远侧部分上的电极接触组织，其中所述电极具有落在0.01-25mm²范围内的面积；

使用所述电极将射频功率的脉冲施加到所述组织，所述脉冲具有在10μs和100μs之间的宽度；

在施加所述脉冲的同时记录所述远侧部分处的温度；

响应于所记录的温度，计算所述远侧部分处的所述温度的变化速率；以及

响应于所述变化速率对所述组织的厚度进行估计。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述电极的所述面积不超过2.8mm²。

3.根据权利要求1所述的方法，其中记录温度是在对应于所述脉冲的终止的时间执行的。

4.根据权利要求1所述的方法，其中所述脉冲的所述宽度为100μs。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述脉冲在10至100次每秒之间进行迭代。

6.根据权利要求5所述的方法，其中所述脉冲以10次每秒进行迭代。

7.根据权利要求1所述的方法，其中所述脉冲具有1-10W每mm²电极面积的功率电平。

8.根据权利要求7所述的方法，其中所述功率电平为10W每mm²电极面积。

9.根据权利要求1所述的方法，还包括确定所述变化速率、所述组织的所述厚度、所述脉冲的电平和时间、以及冲洗所述组织的冲洗速率之间的关系，并且使用所述关系来对所述组织的所述厚度进行估计。

10.根据权利要求9所述的方法，还包括使用所述估计来消融在根据消融指数计算的深度处的所述组织。

11.一种设备，包括：

导管，所述导管具有远侧部分；

电极，所述电极设置在所述远侧部分上，其中所述电极具有落在0.01-25mm²范围内的面积；

功率发生器，所述功率发生器连接到所述电极并且被配置成将射频功率的脉冲施加到与所述电极接触的组织，所述脉冲具有在10μs和100μs之间的宽度；

温度传感器，所述温度传感器位于所述远侧部分处、用于在所述脉冲被施加的同时记录温度；以及

处理器，所述处理器操作用于响应于所记录的温度来计算所述远侧部分处的所述温度的变化速率，并且用于响应于所述变化速率对所述组织的厚度进行估计。

12.根据权利要求11所述的设备，其中所述电极的所述面积不超过2.8mm²。

13.根据权利要求11所述的设备，其中所述处理器操作用于在对应于所述脉冲的终止的时间记录温度。

14.根据权利要求11所述的设备，其中所述脉冲的所述宽度为100μs。

15.根据权利要求11所述的设备，其中所述脉冲由所述功率发生器在10至100次每秒之间进行迭代。

16.根据权利要求15所述的设备，其中所述脉冲由所述功率发生器以10次每秒进行迭代。

17.根据权利要求11所述的设备，其中所述脉冲具有1-10W每mm²电极面积的功率电平。

18.根据权利要求17所述的设备，其中所述功率电平为10W每mm²电极面积。

19.根据权利要求11所述的设备，其中所述处理器还被配置用于确定所述变化速率、所述组织的所述厚度、所述脉冲的电平和时间、以及冲洗所述组织的冲洗速率之间的关系，并且使用所述关系来对所述组织的所述厚度进行估计。

20.根据权利要求19所述的设备，其中所述处理器被配置用于使用所述估计来调整所述功率发生器，以便消融由在所述处理器根据消融指数计算的深度处的所述组织。