CN111388085A - 一种心脏脉冲多极消融导管 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及医疗器械领域，具体涉及一种心脏脉冲多极消融导管，包括电极组件、管体以及手柄，所述电极组件连接在所述管体的末端，所述手柄连接在所述管体的近端；所述电极组件包括偶数个环形均匀排布的电极臂，所述电极臂上设有电极，且每组相邻的两个所述电极分别产生脉宽相同、场强相等但极性相反的高压能量脉冲串作用于心肌细胞。本发明通过多个电极臂上设置的电极构成了多极阵列，进而形成环形消融带，能够更加有效的对组织细胞进行消融处理，大大缩短手术时间，极大的提高了消融效率；而选用高压能量脉冲串进行消融，可以选择性的消融目标组织，减少对组织细胞的损伤，并减少并发症的发病概率。

Description

一种心脏脉冲多极消融导管
技术领域
本发明涉及医疗器械领域，特别是一种心脏脉冲多极消融导管。
背景技术
射频(RF)消融、冷冻消融是目前临床上用于治疗心房纤颤等心律失常的两种常用方式。消融的成功主要取决于在所述手术过程中产生的损伤的质量和充分性。损伤必须足够才能破坏致心律失常组织或充分干扰或隔离心肌组织内的异常电传导。但过分的消融将会对周围健康组织以及神经组织产生影响。射频消融可达到所有心脏解剖结构位置，适用于包括肺静脉或非肺静脉起源的房颤、房扑、房速、室早、室速等心律失常，缺点为消融手术时间较长，对术者导管操作水平要求较高，由于为热损伤，消融时会伴有疼痛感，术后容易产生肺静脉狭窄问题。射频能量施加到目标组织对非目标组织具有影响，将射频能量施加到心房壁组织可能造成食管或膈神经损伤，另外射频消融具有组织结痂的风险，进一步导致栓塞问题。而冷冻消融，若冷冻球囊与肺静脉贴合紧密，一次或数次即可完成环形消融隔离，患者不产生疼痛感，缩短手术时间，但冷冻消融对膈神经损伤率较高，且该方法不能及时确认是否成功完成消融隔离，而靠近冠状动脉进行心外膜冷冻可能导致血栓形成和进行性冠状动脉狭窄。
而如今也出现了脉冲电场技术，脉冲电场技术是将短暂的高电压施加到组织细胞，可以产生每厘米数百伏特的局部高电场；局部高电场通过在细胞膜中产生孔隙来破坏细胞膜，在膜处所施加的电场大于细胞阈值使得孔隙不闭合，而这种电穿孔是不可逆的，由此允许生物分子材料穿过膜进行交换，从而导致细胞坏死或凋亡。脉冲不可逆电穿孔消融与射频、冷冻、微波、超声等基于热消融原理的物理疗法不同，微秒脉冲对心肌胞膜的不可逆电穿孔破坏是一种非热生物学效应，能够有效避免血管、神经、食道的损伤。高频率的脉冲电场保持不可逆电穿孔非热优势的电场脉冲有望突破细胞膜电容效应以及生物组织各向异性带来的内部电场分布不均匀的难题。而双极性脉冲的使用，即在前个为正极性的脉冲串结束后，紧接着再施加一个脉宽相同、场强相等的负极性脉冲串，使得正脉冲诱导的动作电位还来不及充分产生时，随之而来的负脉冲刺激动作电位向反方向发展，也将极大的降低电场对神经刺激。由于不同的组织细胞对电压穿透的阀值不一样，采用高压脉冲技术可以选择性的处理心肌细胞(阀值相对较低)，而不对其他非靶点细胞组织(如神经、食道、血管、血液细胞)产生影响，同时由于释放能量时间极短，脉冲技术将不会产生热效应，进而避免组织结痂、肺静脉狭窄等问题。
而传统的多点消融导管如环形导管可以将能量准确的传递到目标位置(肺静脉口)，但无法解决电极与组织细胞的贴靠问题；而球囊技术是解决肺静脉口贴靠的理想方式，但目前技术难以在球囊上布置消融电极；因此只能采用多级消融导管的方式来达成。
因此本发明需解决的是如何同时将高压脉冲能量安全高效精准的施加到大面积的目标组织上，以解决现有的多点消融技术对组织细胞的损伤较大，手术时间长的问题。
发明内容
本发明的目的在于：针对现有技术中的多点消融技术对组织细胞的损伤较大，手术时间长的问题，提供一种心脏脉冲多极消融导管，将高压脉冲能量安全高效精准的施加到大面积的目标组织上。
为了实现上述目的，本发明采用的技术方案为：
一种心脏脉冲多极消融导管，包括电极组件、管体以及手柄，所述电极组件连接在所述管体的末端，所述手柄连接在所述管体的近端；
所述电极组件包括偶数个环形均匀排布的电极臂以及牵引构件，所述电极臂采用不锈钢304V或NiTi合金材料，设有不少于1个电极，且相邻两个电极分别产生脉宽相同、场强相等但极性相反的高压能量脉冲，形成脉冲电场，作用于心肌细胞；
所述手柄通过控制所述牵引构件弯曲所述管体，使所述导管能到达心脏各个组织部位，且所述手柄近端设置有连接器，所述连接器连接所述电极组件与外部脉冲能量源，为所述电极组件提供脉冲能量，并将采集到的信息传输至外部设备。本发明通过多个电极臂上设置的电极构成了多极阵列，进而形成环形消融带，能够更加有效的对组织细胞进行消融处理，大大缩短手术时间，极大的提高了消融效率；而选用高压能量脉冲串进行消融，可以选择性的消融目标组织，减少对组织细胞的损伤，并减少并发症的发病概率。
作为本发明的优选方案，所述电极采用带状电极，且边角进行钝化处理(圆角处理)，每个所述电极设置在对应所述电极臂的赤道线以上的部分占所述电极长度的3/4到1/2，所述电极设置在对应所述电极臂的赤道线以下的部分占所述电极长度的1/4到1/2。本发明采用上述方式布置电极位置，最大限度的增添了与组织细胞的有效接触面积，也增加了本发明导管的消融效率。
作为本发明的优选方案，所述电极组件还包括扩张构件、头端、末端管体、电极管体以及护套管，所述扩张构件用于调整所述电极组件的直径，采用不锈钢金属丝或金属管；所述电极管体覆盖在所述电极臂未设置电极的位置，具有绝缘以及支撑作用，其材料可选用符合生物性能的聚氨酯(TPU)或聚酯(PET)材料；所述护套管设置在所述扩张构件的外侧，用于密封所述扩张构件，防止使用时血液进入扩张构件腔道内。本发明采用扩张构件调整所述电极组件的直径，使本发明的消融导管更容易到达目标组织进行消融，以及调整所述电极的位置，使其能最有效的贴近组织细胞。
作为本发明的优选方案，所述头端设置在所述电极组件的末端，用于固定所述电极臂的远端，所述头端外侧为光滑圆形结构，防止对组织细胞造成损伤，适用于腔道导引；所述末端管体设置在所述电极组件的近端，用于束缚所述电极臂的近端，其材料可优选为刚性较高的PEEK材料，使本发明的导管结构更加稳定。
作为本发明的优选方案，所述电极组件包括至少一个远端磁定位传感器以及至少一个近端磁定位传感器，所述远端磁定位传感器设置在所述头端内，所述近端磁定位传感器设置在所述末端管体内。采用磁定位传感器对所述电极组件进行监测，能更加获取所述电极组件更加精确的位置信息，有利于对其进行精确的控制。
作为本发明的优选方案，所述管体包括近端管体支撑管和远端管体可控弯管，所述手柄连接在所述支撑管的近端，设有推钮、旋钮、连接器A以及连接器B；所述推钮设置在所述手柄的远端，与所述扩张构件的近端相连，通过操控所述扩张构件来调整所述电极组件的直径；所述旋钮设置在所述手柄的中端，与所述牵引构件的近端相连，用于操控所述牵引构件；所述连接器A以及连接器B设置在所述手柄的近端；
所述连接器A用于将传感器信号与环电极信号传输至外部设备进行处理，所述连接器B连接所述消融导管与脉冲能量源，用于传输能量以及采集电极组件电极间的电生理信号。
作为本发明的优选方案，所述电极组件还包括远端环电极以及近端环电极，所述远端环电极以及所述近端环电极分别设置于所述远端磁定位传感器与所述近端磁定位装置旁，且所述远端环电极与所述远端磁定位传感器的相对位置以及所述近端环电极与所述近端磁定位装置的相对位置相同，通过增加环电极，利用电场并结合磁场进行定位，使电极形态采集及显示更精确。
作为本发明的优选方案，所述电极采用环形电极，其中所述电极的设置在所述电极组件的赤道线以上；当每个所述电极臂设置的所述电极数目为二时，第二环形电极分布在赤道线以下。
作为本发明的优选方案，所述电极组件包括至少一个远端磁定位传感器、至少一个近端磁定位传感器、远端环电极以及近端环电极；所述远端磁定位传感器设置在所述头端内，所述近端磁定位传感器设置在所述末端管体内；所述远端环电极以及所述近端环电极分别设置于所述远端磁定位传感器与所述近端磁定位装置旁，且所述远端环电极与所述远端磁定位传感器的相对位置以及所述近端环电极与所述近端磁定位装置的相对位置相同；
所述管体包括近端管体支撑管和远端管体可控弯管，所述手柄连接在所述支撑管的近端，设有推钮、旋钮、连接器A以及连接器B；所述推钮设置在所述手柄的远端，与所述扩张构件的近端相连，用于操控所述扩张构件；所述旋钮设置在所述手柄的中端，与所述牵引构件的近端相连，用于操控所述牵引构件；所述连接器A以及连接器B设置在所述手柄的近端；
所述连接器A用于将传感器信号与环电极信号传输至外部设备进行处理，所述连接器B连接所述消融导管与脉冲能量源，用于传输能量以及采集电极组件电极间的电生理信号。
综上所述，由于采用了上述技术方案，本发明的有益效果是：
1.本发明通过多个电极臂上设置的电极构成了多极阵列，进而形成环形消融带，能够更加有效的对组织细胞进行消融处理，大大缩短手术时间，极大的提高了消融效率；而选用高压能量脉冲串进行消融，可以选择性的消融目标组织，减少对组织细胞的损伤，并减少并发症的发病概率。
2.采用本发明的方式布置电极位置，最大限度的增添了与组织细胞的有效接触面积，也增加了本发明导管的消融效率。
3.本发明采用扩张构件调整所述电极组件的直径，使本发明的消融导管更容易到达目标组织进行消融，以及调整所述电极的位置，使其能最有效的贴近组织细胞，适应不同尺寸的组织结构。
4.采用磁定位传感器对所述电极组件进行监测，能更加获取所述电极组件更加精确的位置信息，有利于对其进行精确的控制。再通过增加环电极，利用电场并结合磁场进行定位，使电极形态采集及显示更精确，使术者能够精确的进行消融操作。
附图说明
图1是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的整体示意图；
图2是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的可控弯管调弯示意图；
图3是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极组件扩张示意图；
图4是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极组件收缩状态示意图；
图5是图3中本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的A局部放大图；
图6是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极组件的磁定位传感器示意图；
图7是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极局部放大示意图；
图8是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极组件前后端位移距离与扩张直径关系图；
图9是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极组件环电极示意图；
图10是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极扩张整列示意图；
图11是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管的电极组件示意图(环形电极)；
图12是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管使用方法的环形标测导管进行心房标测与建模；
图13是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管使用方法的导管在心房内示意图；
图14是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管使用方法的肺静脉消融示意图；
图15是本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管使用方法在消融完成后检查示意图。
图标：1-电极组件；2-电极臂；3-电极；4-头端；5-电极管体；6-末端管体；7-扩张构件；8-护套管；9-手柄；10-牵引构件；11-支撑管；12-可控弯管；13-推钮；14-旋钮；15-连接器A；16-连接器B；17-远端磁定位传感器；18-近端磁定位传感器；19-远端环电极；20-近端环电极；21-上半球电极；22-下半球电极；23-环形标测导管；24-心脏左房；25-肺静脉；M-电极宽度；N-电极长度；L-电极组件长度；D-电极组件外径；B-赤道线。
具体实施方式
下面结合附图，对本发明作详细的说明。
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
实施例1
如图1所示，本发明所述的一种心脏脉冲多极消融导管由电极组件1、管体以及手柄9，所述管体包括支撑管11以及可控弯管12，所述电极组件1连接在所述可控弯管12的末端，所述手柄9连接在所述支撑管11的近端。如图2所示，可控弯管12为聚氨酯编织的管体，所述手柄9可通过调整旋钮14控制所述可控弯管12的弯曲程度；其中，所述可控弯管12内部为多腔构造。所述支撑管11为PEBAX与聚氨酯的编织管体，外径为7.5-12F，用于支撑可控弯管12以及连接手柄9。所述手柄9还包括连接器A15以及连接器B16，所述连接器A15用于将采集到的的信号传输至设备进行处理，所述连接器B16将电极组件1上的电极3与脉冲能量源连接，用于释放能量，也可采集电极组件1中电极3之间的电生理信号。
如图3所示，电极组件1扩张状态时呈灯笼状(3D球形)，所述电极组件1由多个电极臂2构成；多个所述电极臂2围绕所述电极组件1的中心线均匀环形排布，其中，所述电极臂2数量可设置为6-16个；每个所述电极臂2上设置有1个电极3，每个所述电极臂2的前后端为电极管体5覆盖。如图6所示，电极臂2上的电极3采用带状电极3，长度为2-8mm，其中约3/4设置在球的赤道线B以上的上半球电极21区域，1/4分布在赤道线B以下的下半球电极22区域，电极3布置在赤道线B且靠远端是更加适用于肺静脉口组织结构(呈喇叭状)贴靠。所述电极管体5为符合生物性能的聚氨酯(TPU)或聚酯(PET)材料制成，具有绝缘以及支撑作用。所述电极组件1还设置有头端4以及末端管体6，用于固定所述电极臂2，分别设置于所述电极组件的头端以及近端；其中，所述头端4远端处为光滑圆形结构，具有防损伤组织细胞的作用，适用于腔道导引；所述末端管体6的材料优选为刚性较高的PEEK材料。
如图4、图5以及图1所示，为实现所述电极组件1扩张与收缩，所述电极组件1中心设置有扩张构件7，所述扩张构件7采用不锈钢金属丝或金属管，其远端与所述电极组件1的远端结合固定，近端与所述手柄9的推钮13相连。收缩状态下所述电极组件1呈线性状，外径较小，当所述推扭13推动往后拉时，带动所述扩张构件7向近端移动，所述电极组件1开始扩张，其直径增大，呈现灯笼状；推钮13往后位移越大，扩张直径越大。所述扩张构件7外侧设置有护套管8，用于密封所述扩张构件7，防止使用时血液进入扩张构件7腔道内。
如图6所示，所述末端管体6内设置有牵引构件10，所述牵引构件10的远端位于所述末端管体6内部，近端与所述手柄9上的旋钮14组件连接。所述手柄9通过旋转旋钮14来控制牵引构件7的位移，进而控制所述可控弯管12的弯曲状态。所述电极组件1上还设置有多个磁定位传感器；其中，远端磁定位传感器17设置在所述头端4内，近端磁定位传感器18设置在末端管体6中。所述远端磁定位传感器17为采用5D传感器或6D传感器，所述近端磁定位传感器18采用6D传感器(至少设置一个6D传感器用于检查电极组件1是否旋转)，并通过所述连接器A15将数据传输到外部设备为计算显示所述可控弯管12的弯曲形态提供数据。
如图7所示，带状电极大致呈矩形，边角进行钝化处理(圆角处理)，由于电极3是电极臂2的重要组成部分，因此电极3的形状结构直接决定电极组件1扩张的形态。为确保电极组件1顺利扩张，电极3的长度(M)与宽度(N)需呈一定比列关系k＝M/N，经过CAD仿真研究，k系数优选的范围为2.0-5.0，若k＝1，电极组件1将无法扩张。电极组件1扩张后电极组件1的直径与长度关系图，如图8所示，电极3设置在所述远端磁定位传感器17以及所述近端磁定位传感器18的中间部分，多个电极臂2共同位移实现电极组件1扩张或收缩。电极组件1的长度(L)为两个磁定位传感器的间距，收缩状态时L即电极臂2长度，当L减小，电极组件1外径(D)会增大。经过实际测量确认，L与D呈线性比例关系，且比例系数固定，因此当比例系数确定后，通过磁传感器确定L，即可间接计算出D。将导管通过连接器A15接入三维标测系统，即可显示出电极组件1扩张与收缩的形态与外径尺寸(理论形态)，进一步的间接计算出电极3的间距。
实施例2
本实施例与实施例1的区别在于，本实施例增加了环电极组。如图9、图10所示，为使电极3形态采集及显示更精确，本发明进一步的再所述电极组件1的远端与近端上分别设置远端环电极19以及近端环电极20，所述远端环电极19与所述近端环电极20分别设置在靠近磁定位传感器位置，且所述远端环电极19与所述远端磁定位传感器17的相对位置以及所述近端环电极20与所述近端磁定位传感器18的相对位置相同。由于只利用电场进行定位准确度较低，只能计算相对的位置关系，因此本发明结合磁场同时定位，可准确的确定电极3位置关系。由于电极臂2上的电极3附近无定位传感器，因此只能通过电场进行计算其准确的位置关系。所述电极组件1上均匀的分布偶数个电极3，以实现正负电极3的均匀布置，所述电极3的数目为6-16个，理论情况下电极3扩张后将等分360°均分分布在环形圆周上，利用磁定位传感器定位即可计算出，但实际应用中电极3会受到组织干涉影响，会有不同程度变形，因此采用磁场与电场计算结合方式，详见以下两种方案。
方案1：首先在环电极以及电极组件1上的整列电极3中，通过施加的三维电场，计算出电极3的相对空间位置关系；然后利用环电极绝对位置数据(利用与磁传感器的绝对位置关系计算出)对三维电场显示的位置关系进行修正；最后进行准确的电极组件1形态与电极3间距显示。
方案2：首先计算出电极3分别与远端环电极19与近端环电极20的电势差；根据远端环电极19与近端环电极间20的电势差为E，电极3与远端环电极19的电势差为e1，电极3与近端环电极20电势差为e2，E＝e1-e2，可计算出电势差E与L(利用磁场位置关系计算出)的关系，因此可间接计算出电极3在电极组件1中间的相对位置，最后结合磁场计算电极组件1中电极3分布理论模型就可以精确的确定电极组件1形态及电极3间距。
根据实验可以得出电极3之间的间距d与高压脉冲能量U的关系，电极3间距d越小，所需的高压脉冲能量U越小，反之电极3间距d越大，所需的高压脉冲能量U越大，为安全性与有效性考虑，应尽量减小电极3的间距d进而减小需要的高压脉冲能量U。
实施例3
本实施例与上述实施例的区别在于，本实施例的电极3将带状电极替换为环形电极。如图11所示，电极3采用环形电极，设置在电极臂2上，每个电极臂2上至少设置一个电极3，电极3位置为赤道线B以上，若每个电极臂设置有两个电极3则第二个电极3设置在赤道线B以下。
实施例4
一种上述实施例心脏脉冲多极消融导管的使用方法，本发明针对房颤消融进行举例示意说明，参照图12、图13、图14以及图15。
第一步：使用环形标测导管23经过房间隔穿刺进入心脏左房24，然后对心脏左房24(包括肺静脉前庭部分)进行三维建模。
第二步：撤出环形标测导管23，将脉冲消融导管的电极组件1经鞘管进入心脏左房24，导管在初始状态为自然未扩张状态，直径较小，可以当做线性的消融导管进行操控(不需要使用导丝引导)，具有磁定位及形态显示以及可调弯功能，可在三维系统的指引下进入目标组织(肺静脉25口部位置)。
第三步：操控手柄9使电极组件1扩张，电极3的形态以及电极3间距以及电极3与组织的形态关系可以在三维标测系统上进行显示。在确保电极3与组织正确贴靠后进行施加高压脉冲能量，其中，高压能量脉冲串具有300V-4000V的电压，频率为0.1-10khz，可以通过电极3与组织间的位置关系、电极3与组织间的阻抗、电极3间采集的EGM信号综合判断贴靠状况。
其中，释放高压脉冲波形需在心脏心动周期的绝对不应期内，以避免心脏正常的心律被打断；即可以在检测到R波的开始之后的70ms和100ms之间释放能量。
消融时可以通过电极3采集的EGM信号变化确定即刻消融效果，然后收缩电极组件1，然后旋转一定角度，重复上述步骤再次进行消融，在同一位置可旋转消融多次直至肺静脉被完全隔离。
第四步：收缩电极组件1撤出消融导管，再次将环形标测导管23放入到已经消融的肺静脉25口位置并伸入到内部(前庭区域)，然后发放刺激观察冠状窦内或心房内额外的导管是否内接收到刺激信号，以及冠状窦内或左心房内发放刺激信号，观察环形标测导管23是否能接收到信号，在以上操作均不能接收到刺激信号时即为成功的隔离。
第五步：随访一段时间定期检查，若有重新连接现象，使用压力导管或普通消融导管对连接点进行消融。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (9)

1.一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：包括电极组件(1)、管体以及手柄(9)；
所述电极组件(1)包括偶数个环形均匀排布的电极臂(2)以及牵引构件(10)，所述电极臂(2)上设有电极(3)，且相邻两个电极分别产生脉宽相同、场强相等但极性相反的高压能量脉冲；
所述手柄(9)通过控制所述牵引构件(10)弯曲所述管体，且所述手柄(9)近端设置有连接器，所述连接器连接所述电极组件(1)与外部脉冲能量源，为所述电极组件(1)提供脉冲能量，并将采集到的信息传输至外部设备。
2.根据权利要求1所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述电极(3)采用带状电极，每个所述电极(3)设置在对应所述电极臂(2)的赤道线B以上的部分占所述电极(3)长度的3/4到1/2，所述电极(3)设置在对应所述电极臂(2)的赤道线B以下的部分占所述电极(3)长度的1/4到1/2。
3.根据权利要求2所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述电极组件(1)还包括扩张构件(7)、头端(4)、电极管体(5)、末端管体(6)以及护套管(8)，所述扩张构件(7)用于调整所述电极组件(1)的直径；所述电极管体(5)覆盖在所述电极臂(2)未设置电极(3)的位置，具有绝缘以及支撑作用；所述护套管(8)设置在所述扩张构件(7)的外侧，用于密封所述扩张构件(7)。
4.根据权利要求3所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述头端(4)设置在所述电极组件(1)的末端，用于固定所述电极臂(2)的远端，所述头端(4)外侧为光滑圆形结构；所述末端管体(6)设置在所述电极组件(1)的近端，用于束缚所述电极臂(2)的近端。
5.根据权利要求3所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述电极组件(1)包括至少一个远端磁定位传感器以及至少一个近端磁定位传感器，所述远端磁定位传感器(17)设置在所述头端(4)内，所述近端磁定位传感器(18)设置在所述末端管体(6)内。
6.根据权利要求3所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述管体包括支撑管(11)和可控弯管(12)，所述手柄(9)连接在所述支撑管(11)的近端，设有推钮(13)、旋钮(14)、连接器A(15)以及连接器B(16)；所述推钮(13)设置在所述手柄(9)的远端，与所述扩张构件(7)的近端相连，通过操控所述扩张构件(7)来调整所述电极组件(1)的直径；所述旋钮(14)设置在所述手柄(9)的中端，与所述牵引构件(10)的近端相连，用于操控所述牵引构件(10)；所述连接器A(15)以及连接器B(16)设置在所述手柄(9)的近端；
所述连接器A(15)用于将传感器信号与环电极信号传输至外部设备进行处理，所述连接器B(16)连接所述消融导管与脉冲能量源，用于传输能量以及采集所述电极组件电极间的电生理信号。
7.根据权利要求5所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述电极组件(1)还包括远端环电极(19)以及近端环电极(20)，所述远端环电极(19)以及所述近端环电极(20)分别设置于所述远端磁定位传感器(17)与所述近端磁定位传感器(18)旁，且所述远端环电极(19)与所述远端磁定位传感器(17)的相对位置以及所述近端环电极(20)与所述近端磁定位传感器(18)的相对位置相同。
8.根据权利要求1-7任一所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述电极(3)采用环形电极，其中所述电极(3)的设置在所述电极组件(1)的赤道线B以上；当每个所述电极臂(2)设置的所述电极(3)数目为二时，第二环形电极分布在赤道线B以下。
9.根据权利要求4所述的一种心脏脉冲多极消融导管，其特征在于：所述电极组件(1)包括至少一个远端磁定位传感器、至少一个近端磁定位传感器、远端环电极(19)以及近端环电极(20)；所述远端磁定位传感器(17)设置在所述头端(4)内，所述近端磁定位传感器(18)设置在所述末端管体(6)内；所述远端环电极(19)以及所述近端环电极(20)分别设置于所述远端磁定位传感器(17)与所述近端磁定位传感器(18)旁，且所述远端环电极(19)与所述远端磁定位传感器(17)的相对位置以及所述近端环电极(20)与所述近端磁定位传感器(18)的相对位置相同；
所述管体包括支撑管(11)和可控弯管(12)，所述手柄(9)连接在所述支撑管(11)的近端，设有推钮(13)、旋钮(14)、连接器A(15)以及连接器B(16)；所述推钮(13)设置在所述手柄(9)的远端，与所述扩张构件(7)的近端相连，用于操控所述扩张构件(7)；所述旋钮(14)设置在所述手柄(9)的中端，与所述牵引构件(10)的近端相连，用于操控所述牵引构件(10)；所述连接器A(15)以及连接器B(16)设置在所述手柄(9)的近端；
所述连接器A(15)用于将传感器信号与环电极信号传输至外部设备进行处理，所述连接器B(16)连接所述消融导管与脉冲能量源，用于传输能量以及采集电极组件电极间的电生理信号。
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