CN111658134B - 一种心脏脉冲电场消融导管 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种心脏脉冲电场消融导管，包括环形远端，环形远端包括呈弧形的末端管体，末端管体上等间距分布有奇数个环状电极，电极通过贯穿在管体内的导线连接到设置在手柄上的第一连接器；末端硬管连接末端管体，支撑构件贯穿设置在末端管体和末端硬管内部，末端管体内设置有两个磁定位传感器，这两个磁定位传感器固定在支撑构件上，末端硬管内设置有一个磁定位传感器。外部设备将高压脉冲和电信号传输到导管，实现消融，导管还将反馈信息传输到外部设备进行定位、建模等处理。本发明能够将高压脉冲能量集中到目标组织上进行消融，还能实时监测导管形态，避免发生安全事故，集标测、建模、消融功能与一体。

Description

一种心脏脉冲电场消融导管

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，特别是一种心脏脉冲电场消融导管。

背景技术

心房颤动是常见的持续性心律失常,随着年龄增长房颤的发生率不断增加，75岁以上人群可达10％。房颤时心房激动的频率达300～600次/分，不仅比正常人心跳快，而且绝对不整齐，心房失去有效的收缩功能，严重危害人类的健康和影响生活质量。肺静脉之所以成为心房颤动最常见的局部病灶是因为肺静脉肌袖的存在，肺静脉肌袖是与心房肌细胞同源的由左心房伸入到肺静脉的心肌组织。肺静脉的内膜和外膜之间有心肌细胞集落，由心房侧向肺侧呈袖状包绕肺静脉，称为心肌袖，由于形成心肌袖的细胞与心房肌的起源不同，电生理特也不同，因此会形成异常激动的基质。肺静脉周围的心房肌与肺静脉同样，也包含有AF(房颤)的触发灶或者维持AF的心律失常基质，因此在消融隔离时肺静脉周围的心肌组织有时也会被消融。

目前临床上常用于治疗心房颤动等心律失常的方式为射频(RF)消融和冷冻消融两种,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。

利用脉冲电场技术可以将短暂的高电压施加到组织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(细胞膜变为“渗透”现象)。由于不同的组织细胞对电压穿透的阈值不一样，采用脉冲电场技术可以选择性的处理心肌细胞(阈值相对较低)，而不对其他非靶点细胞组织(如神经、食道、血管、血液细胞等)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。

但是高压脉冲的电压较高，电极之间的能量不能过于集中，易发生安全事故，需要加强电极绝缘和导管内部绝缘，现有的消融导管若采用高压脉冲进行消融，电极之间容易产生电离，且采用高压脉冲消融的时间短，需要更加精准的定位。

发明内容

本发明的目的在于：针对现有技术存在的手术时间长、对健康组织产生损害的问题，提供一种心脏脉冲电场消融导管，将高压脉冲能量精确有效的施加至目标组织，大大缩短手术时间，选择性的消融目标组织，减少并发症。

为了实现上述目的，本发明采用的技术方案为：

一种心脏脉冲电场消融导管，用于高压脉冲消融，包括：

环形远端，所述环形远端包括呈弧形的末端管体，所述末端管体的一端为固定端，另一端为自由端，沿所述末端管体的长度方向间隔设置有2N+1个环形电极，其中N为正整数，且相邻两个所述电极的极性相反。

在末端管体上设置奇数个环形电极，且相邻两电极的极性相反，保证了第一电极和第2N+1个电极的极性相同，避免导管在消融过程中，由于环形远端拉伸形变，导致末端管体的自由端和固定端搭接时，发生安全事故。

作为本发明的优选方案，所述导管还包括：

末端硬管，所述末端硬管的一端连接所述末端管体的固定端；

支撑构件，所述支撑构件为记忆合金制成，其贯穿设置在所述末端管体和所述末端硬管内部；所述支撑构件上固定设置有第一磁定位传感器和第二磁定位传感器，所述第一磁定位传感器和所述第二磁定位传感器在所述环形远端上相对设置，所述第一磁定位传感器位置和所述第二磁定位传感器位置分别设有所述电极；

其中，所述第一磁定位传感器和所述第二磁定位传感器的中心分别与对应的所述电极的中心对齐，所述末端硬管内固定设置有第三磁定位传感器。

采用支撑构件来支撑环形远端的形状，支撑构件为记忆合金制成，使得环形远端去除外界力后可瞬间恢复原始形态。将第三磁定位传感器设置在末端硬管内，由于第三磁定位传感器的位置固定，且末端硬管不会发生形变，可将第三磁定位传感器作为定位基础。将第一磁定位传感器和第二磁定位传感器之间的夹角设置为为180度，且第一磁定位传感器和第二磁定位传感器的中心与电极中心对齐，在电极和磁定位传感器的位置均固定的情况下，便于对各电极的间距进行推算，在消融过程中，避免相反极性的电极搭接，发生安全事故。将第三磁定位传感器的位置信息投射在环形远端上，根据三个磁定位传感器位置信息的变化，能够精确的捕捉环形组件的形态。环形远端在拉伸、压缩、挤压等各种状况下，可实时的根据三个磁传感器的位置坐标推算出其形态，可以监控环形远端最易搭接的位置，以在极端状况下限制高压脉冲能量的输出。

作为本发明的优选方案，所述第一磁定位传感器的中心与靠近所述末端管体的自由端设置的所述电极的中心对齐。

将最靠近末端管体自由端的电极的中心与第一磁传感器的中心对齐，由于该电极是在自由端，最易发生变形，而且容易与靠近固定端的倒数第二个电极搭接而产生打火问题，因此将第一传感器与第一电极位置固定且最接近，使第一电极完全被监控且监控更加准确。

作为本发明的优选方案，2N+1个所述电极的间距为3毫米-6毫米。

过大的间距无法形成连续的消融带，过小的间距场强集中易发生电离现象，将电极间的间距设置在2毫米-6毫米这个范围内，既能够保证形成连续的消融带，又避免了能量集中的问题，在达到消融目的的同时，保证了安全性。

作为本发明的优选方案，所述电极的横截面积为2.0平方毫米-3.5平方毫米。

过小的电极直径场强集中容易发生电离现象，将电极的横截面积控制在2.0平方毫米-3.5平方毫米，使得电极的场强分布更加均匀。

作为本发明的优选方案，所述电极的宽度至少为2毫米。

增加电极宽度至少大于2mm，理论上电极的宽度越宽越好，消融有效区域均在电极及周边，整个环形远端上，除去必要的电极间距外，最好能全部覆盖电极，但电极过宽会无法适应环形远端，因此电极的宽度应该在适应环形远端的情况下，设定的尽量宽一点。

作为本发明的优选方案，2N+1个所述电极中，奇数电极的电极宽度总和与偶数电极的电极宽度总和相等，且单个电极的电极宽度满足以下公式

X＝(n+1)/n*L

其中，X为单个偶数电极的长度，L为单个奇数电极的长度，n为偶数电极的个数；每个奇数电极的宽度相同，每个偶数电极的宽度相同。

因为偶数电极上的场强更加集中，且大于奇数电极，通过电极宽度的设置，使得电场每个奇数电极的宽度相同，每个偶数电极的宽度相同，且奇数电极的电极宽度总和与偶数电极的电极宽度总和相等，让环形远端上电极的电场强度分布更加均匀，不至于能量在偶数电极上过分集中而导致安全问题。

作为本发明的优选方案，所述环形远端的自由端和所述固定端之间的夹角为0度-10度。

环形远端的自由端和固定端存在一定范围内的夹角，能够增加环形远端的抗变形能力，0度为最好的角度，但使用中易造成环形变形，角度过大无法使电极呈一个封闭的圆环形，变形大了会使环形远端呈螺旋形。

作为本发明的优选方案，所述导管用于高压脉冲消融时的高压脉冲为正负连续的方波，该方波的电压幅值为500V-2000V。

作为本发明的优选方案，还包括管体和手柄，所述管体包括远端管体和近端管体，所述远端管体连接所述末端硬管，所述近端管体连接所述手柄，所述远端管体为柔性管体。

作为本发明的优选方案，所述手柄后端设置有分别与外部设备连接的第一连接器和第二连接器，所述电极通过贯穿在所述管体内的导线连接所述第一连接器；所述第一磁定位传感器、所述第二磁定位传感器和所述第三磁定位传感器通过贯穿在所述管体内的导线连接所述第二连接器；

其中，所述第一连接器和所述第二连接器均连接到外部设备，所述第一连接器和所述第二连接器用于传输高压脉冲、建模信号或EGM信号，以实现消融和心内建模。

电极和磁定位传感器通过连接器与外部设备相连，用于传输高压脉冲、建模信号和EGM信号，以实现定位、建模和消融等功能。

作为本发明的优选方案，所述手柄还包括推扭，所述推扭设置在所述手柄和所述近端管体之间，所述推扭连接设置在所述管体内的牵引线的一端，所述牵引线的另一端连接所述末端硬管，推动所述推扭控制所述牵引线的松紧程度，实现所述远端管体打弯。

由于第一电极与第2N+1电极的极性相同，因此两电极中间区域场强较小，整个环形消融带存在无效消融的空隙,其余部分为连续的消融带，因此消融时需要进行旋转消融以覆盖无效区域。设置的推扭，能够通过控制牵引线的松紧，以实现远端管体打弯，进行消融时能够对无效区域进行覆盖。

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、奇数个环形电极按照一定间距阵列在末端管体上，进行脉冲消融时有助于在组织上形成环形的、连续的消融带，提升了消融效率，同时避免了能量集中发生的安全问题。在末端管体上设置有2N+1个电极，在物理结构上，第一电极最易搭接第2N+1个电极,因为相邻两个电极极性相反，所以第一电极和第2N+1电极的极性相同，以确保环形末端发生拉伸形变时，即便搭接也无风险问题，以保证消融的安全性。

2、本发明在支撑构件上设置的关于环形末端圆心成中心对称，即夹角为180度的第一磁定位传感器和第二磁定位传感器，以及固定设置在末端硬管内的第三磁定位传感器。因为末端硬管不会发生形变拉伸，则第三磁定位传感器的位置固定不变，可将第三磁定位传感器作为定位基础，在环形末端发生形变时，通过这三个磁定位传感器，三点可确定平面，可实时显示环形远端的形态，也可推算出各电极间的间距，以指导术者精确的消融操作，同时能监控电极间距以增加安全性。

3、利用本发明所述的消融导管，可将高压脉冲能量精确有效的施加至目标组织，大大缩短手术时间，高压脉冲能量可以选择性的消融目标组织，减少并发症。

4、本发明所述的导管具备标测、建模、消融为一体的功能，可节约手术时间以及费用。

附图说明

图1是本发明的导管整体示意图。

图2是环形远端的示意图一。

图3是支撑构件与磁定位传感器的位置示意图。

图4是电极与磁定位传感器的位置示意图。

图5是磁传感器位置关系示意图一。

图6是磁传感器位置关系示意图二。

图7是环形远端拉伸示意图。

图8是环形远端形态示意图。

图9是电极布置示意图。

图10是电极间距示意图。

图11是极间放电电场强度分布图。

图12是电场强度与电极间距关系示意图。

图13电场强度与电极截面面积关系示意图。

图14是环形远端放电时电场强度分布图。

图15是环形远端电极的电极宽度示意图。

图16是电极宽度优化后的环形远端放电时电场强度分布图。

图17是环形远端调弯示意图。

图18是消融示意图一。

图19是消融示意图二。

图标：1-环形远端；2-末端管体；21-第一电极；22-第二电极；3-支撑构件；31-第一磁定位传感器；32-第二磁定位传感器；33-第三磁定位传感器；4-末端硬管；5-远端管体；6-近端管体；7-手柄；71-推扭；72-第一连接器；73-第二连接器；8-肺静脉。

-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

参照图1，一种心脏脉冲电场消融导管，包括环形远端1、末端硬管4、管体和手柄7，管体包括柔性的远端管体5和近端管体6，手柄后端设置有第一连接器72和第二连接器73。第一连接器72和第二连接器73连接到外部设备，用于传输高压脉冲、建模信号和EGM信号等，以实现电极间距监控、心内建模和消融等功能。

参照图2-图6，环形远端包括末端硬管2，末端管体2一端为固定端，该固定端连接到末端硬管4，另一端为自由端，末端管体2上等间距设置有2N+1个电极，本实施例N＝3，共设置有7个电极，每个电极的宽度至少为2毫米。

支撑构件3贯穿设置在末端管体2和末端硬管4内部，支撑构件3上固定连接有与环形远端的圆心O成中心对称(夹角为180度)的第一磁定位传感器31和第二磁定位传感器32，本实施例的第一磁定位传感器31设置在第一电极上，且第一电极和第一磁定位传感器31中心对齐，第二磁定位传感器32设置在与第一磁定位传感器31中心对称的支撑构件3上，第二磁定位传感器32设置在末端管体2上的电极中心对齐

参照图2，环形远端1由第一电极21、第二电极22...第2N电极、第2N+1电极整列在末端管体2上，第一电极21设置在靠近末端管体2自由端的位置，依次排列，第2N+1个电极设置在靠近末端管体2固定端的位置，末端管体2由高绝缘性能的材料且满足生物相容性制成以及足够柔软有弹性，如聚氨酯材料制成。电极为环状，电极以等间距的形式阵列在末端管体2上，电极材料可以为铂铱合金、黄金，若电极长度需足够长，优选为黄金材料，以适应环形远端1的曲率。

参照图3-图7，支撑构件3呈环形状，环形远端1的形状主要为支撑构件3的形状决定，支撑构件3的材料为具有高弹性的记忆合金材料，如镍钛合金(NiTi)等,能自去除外界力后瞬间恢复原始形态。第一磁定位传感器31、第二磁定位传感器32依次从支撑构件3的远端往近端设置，支撑构件3的远端为自由端，近端为固定端。因为当环形远端拉伸，发生形变时，第一电极21最容易与第2N电极搭接，由于这两个电极的极性相反，容易发生安全事故，所以本实施例的第一磁定位传感器31与第一电极21中心对齐，便于对第一电极21的位置进行监控，保证消融的安全性。第二磁定位传感器32设置在相应的电极下面，中心对齐，电极与磁定位传感器中心对齐可以提升形态计算的准确性。第一磁定位传感器31中点连接环形远端1中心点与第二磁定位传感器32的中点在一条直线上，这样的几何形状设置有利于计算环形远端1形态，提升计算的准确性。

第一磁定位传感器31、第二磁定位传感器32分布设置在,末端管体2内部，与支撑构3件进行固定，第三磁定位传感器33设置在末端硬管4内部，第三磁定位传感器33的坐标投影在环形远端1的环上，第一磁定位传感器31的坐标T1(X1,Y1,Z1)，第二磁定位传感器32的坐标T2(X2,Y2,Z2),以及末端硬管4上的第三磁定位传感器33的坐标T3(X3,Y3,Z3)分布在环形远端2的圆上，且位置固定一致,T1、T2沿中心对称，T3投影在环形圈上,T3的投影位置固定，依据3点确定一个面原理，能精确的获取环形远端的实时形态，理论上设置在环形圈上均匀分布3个磁定位传感器是最佳的方案，三点确定一个面。如果直接将T3设置在环形远端1位置，可精确的显示环形圈的实时形态，但环形圈与末端硬管4的相对位置将会受影响不准确，此外另一方案额外的在环形远端1位置增加一个磁传感器将会增加环形远端1的装配难度，限于空间尺寸，内部的导线无法再允许更多的部件放置，因此选择将T3的位置信息投射在环形远端1上，同样能精确的捕捉环形组件的形态。环形远端1在拉伸、压缩、挤压等各种状况下，可实时的根据三个磁定位传感器的位置坐标推算出其形态。

如图8所示，环形远端1上设置的电极呈环形布置，由支撑构件3支撑塑形，支撑构件3为镍钛合金，具有形状记忆功能，能在拉伸(便于过鞘)后迅速恢复，支撑构件一端固定，另一端呈自由状态，第一磁定位传感器31和第二磁定位传感器32均固定在支撑构件上,两个磁定位传感器分别与电极中心对齐，且两个磁定位传感器沿中心对称(以使形态计算精确)，第三磁定位传感器33理论上设置在环形远端1，为兼顾近端位置确定，将第三磁定位传感33设置在末端硬管上，计算时，将第三磁定位传感器33的坐标投影在环形上进行计算。(环形远端自身呈一定角度θ(0°-10°)以增加形态抗变形能力).

第一连接器72和第二连接器73分别将电极、磁定位传感器组与外部设备隔离连接，该外部设备输出电信号到电极，接收导管反馈的电极的信号和磁定位传感器的信号，监测导管的位置、形态，并对心内进行建模，该设备还输出高压脉冲信号到电极处，以实现消融。

参照图9和图10，本实施例的第一电极21端最接近环形远端1的自由端，较容易变形，极间放电消融对电极间距有要求，过小的电极间距，极易发生电离的问题，因此环形远端1电极的数量设置为奇数个，最容易搭接的位置第一电极21与第2N+1电极设置为相同极性。借助磁定位功能，在第一电极下面设置第一磁定位传感器31，兼顾三维建模需要，将第二个磁定位传感器32设置在第一磁定位传感器31对侧，依靠磁定位功能可以监控最易搭接位置，以在极端状况下限制能量输出。

奇数个电极(第一电极、第二电极.....第2N电极2N、第2N+1电极)设置在环形远端1上，电极间隔一定距离D(电极边缘间距)，根据电场仿真计算分析，电极表面及电极间的电场强度及分布与电极距离与电极截面积有显著关系，心肌细胞被穿透的场强阈值为400v/cm,左房心肌厚度一般为3-5mm，因此要达到透壁的效果深度需要到达5mm,即5mm范围内的场强均需>400V/cm，环形远端上电极需考虑电极直径、间距以及能量下的场强及有效深度,在确保不电离与气泡状况下能达到有效深度。

参照图11，将电极进行电场强度分析得知，电场强度在电极表面最大，向外逐渐衰减，同时场强由电极向电极中心逐渐衰减，为保证在深度上有足够场强且电极中间的电场强度有效，因此需对电极的间距与面积进行分析确定最佳参数值。过大的间距无法形成连续的消融带，过小的间距场强集中易发生电离现象，过小的电极直径场强集中容易发生电离现象。

参照图12，在电压、电极、介质相同情况下进行不同间距的场强分析，电极间中心的场强随间距增大而降低，电极边缘的场强随间距增大而降低，达到一定距离后无变化，综合中心场强与边缘场强及安全性选择电极间距3mm-6mm

参照图13，场强与电极截面积关系,在电压、电极间距、介质相同情况下进行不同电极截面积的场强分析，电极间中心的场强随截面积增大而增大，但变化显著，电极边缘的场强随截面积增大而降低，达到一定值后变化不显著，电极截面积越小，电场强在电极边缘集中易发生电离问题，电极截面积越大场强分布越均匀，设计选择场强分布均匀的电极截面积值S取值为2.0平方毫米-3.5平方毫米。

参照图14，在选择合适的电极直径与间距后，设置环形远端1上的电极进行整体电场强度分析(电压参数固定)，由于第一电极与第2N+1电极极性相同，因此此两电极中间区域场强较小，整个环形消融带存在无效消融的空隙,其余部分为连续的消融带，因此消融时需要进行旋转消融以覆盖无效区域。从图12中可知，在偶数电极周围的电场强度更加集中且大于奇数电极。

参照图15和图16，在本实施例的7个电极中，第一、三、五、七电极的电极宽度相等，第二、四、六电极的电极宽度相等，电极宽度满足X＝(n+1)/n*L，其中X为单个偶数电极的长度，L为单个奇数电极的长度，n为偶数电极的个数。且第一、三、五、七电极的电极宽度的总和等于第二、四、六电极的电极宽度总和。则环形远端的电场强度分布更加的均匀，不至于在进行高压脉冲消融时，高压脉冲能量在偶数电极上过分集中而导致安全问题。

参照图17，手柄7还包括推扭71，推扭71与设置在管体内的牵引线一端连接，牵引线的另一端连接远端管体5，当推动推扭71可控制牵引线的松紧程度，进而控制远端管体(5)打弯，以帮助环形远端1达到目标位置，能够覆盖无效区域。

导管的使用方法为，本实施例针对肺静脉消融隔离进行举例示意说明，参照图18和图19。

第一步：将导管远端经过卵圆窝穿刺进入左房，然后对左房(包括肺静脉腔内)进行三维建模。

第二步：进行环肺静脉隔离，环形远端在肺静脉开口内侧消融，或者在开口外侧消融，电极一次消融电极间未完全形成封闭环，消融时环形电极需进行旋转多次消融，消融线包绕肺静脉，形成8字形消融，必要时可增加三条消融线径，左心房后上壁连接双侧肺静脉消融线，左心房后下壁连接，双侧肺静脉消融线以及左肺静脉至二尖瓣(二尖瓣峡部)消融线，以及增加碎裂电位消融(CFAE)。需在心脏心动周期的绝对不应期内释放高压脉冲波形，以避免心脏正常的心律被打断。可以在检测到R波的开始之后的70ms和100ms之间释放能量,能量为多组脉冲波群，每组脉冲包含多个脉冲，电压幅值为500-2000V,消融时通过电极采集的EGM信号变化确定即刻消融效果，重复上述步骤再次进行消融，在同一位置多次旋转消融直至肺静脉被完全隔离。

综上所述，采用上述的心脏脉冲电场消融导管，利用脉冲电场技术将短暂的高电压施加到组织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(细胞膜变为“渗透”现象)。在膜处所施加的电场大于细胞阈值使得孔隙不闭合，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。由于不同的组织细胞对电压穿透的阈值不一样，采用脉冲电场技术可以选择性的处理心肌细胞(阈值相对较低)，而不对其他非靶点细胞组织(如神经、食道、血管、血液细胞等)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。且本发明所述的导管保证了高压脉冲消融的安全性，也提供了更加精准的定位，能够快速有效的进行消融。

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 (7)

1.一种心脏脉冲电场消融导管，其特征在于，用于高压脉冲消融，所述导管包括：

环形远端（1），所述环形远端（1）包括呈弧形的末端管体（2），所述末端管体（2）的一端为固定端，另一端为自由端，沿所述末端管体（2）的长度方向间隔设置有2N+1 个环形电极，其中N 为正整数，且相邻两个所述电极的极性相反；

所述导管还包括：

末端硬管（4），所述末端硬管（4）的一端连接所述末端管体（2）的固定端；

支撑构件（3），所述支撑构件（3）为记忆合金制成，其贯穿设置在所述末端管体（2）和所述末端硬管内部（4），使得环形远端去除外界力后可瞬间恢复原始形态；

所述导管还包括：

所述支撑构件（3）上固定设置有第一磁定位传感器（31）和第二磁定位传感器（32），所述第一磁定位传感器（31）和所述第二磁定位传感器（32）在所述环形远端（1）上相对设置，所述第一磁定位传感器（31）位置和所述第二磁定位传感器（32）位置分别设有所述电极；

其中，所述第一磁定位传感器（31）和所述第二磁定位传感器（32）的中心分别与对应的所述电极的中心对齐，所述末端硬管（4）内固定设置有第三磁定位传感器（33）；

所述第一磁定位传感器（31）的中心与靠近所述末端管体（2）的自由端设置的所述电极的中心对齐；

2N+1 个所述电极间的间距为3毫米-6毫米，所述电极的宽度至少为2 毫米；

2N+1 个所述电极中，奇数电极的电极宽度总和与偶数电极的电极宽度总和相等，且单个所述电极的电极宽度满足以下公式：

X=（n+1）/n*L

其中，X 为单个偶数电极的长度，L 为单个奇数电极的长度，n 为偶数电极的个数；每个奇数电极的宽度相同，每个偶数电极的宽度相同。

2.根据权利要求1 所述的导管，其特征在于，所述电极的横截面积为2.0平方毫米-3.5平方毫米。

3.根据权利要求1 所述的导管，其特征在于，所述末端管体（2）的自由端和固定端之间的夹角为0 度-10 度。

4.根据权利要求1 所述的导管，其特征在于，所述导管用于高压脉冲消融时的高压脉冲为正负连续的方波，该方波的电压幅值为500V-2000V。

5.根据权利要求1 所述的导管，其特征在于，还包括管体和手柄（7），所述管体包括远端管体（5）和近端管体（6），所述远端管体（5）连接所述末端硬管（4），所述近端管体（6）连接所述手柄（7），所述远端管体（5）为柔性管体。

6.根据权利要求5 所述的导管，其特征在于，所述手柄（7）后端设置有分别与外部设备连接的第一连接器（72）和第二连接器（73），所述电极通过贯穿在所述管体内的导线连接所述第一连接器（72）；所述第一磁定位传感器（31）、所述第二磁定位传感器（32）和所述第三磁定位传感器（33）通过贯穿在所述管体内的导线连接所述第二连接器（73）；

其中，所述第一连接器（72）和所述第二连接器（73）均连接到外部设备，所述第一连接器（72）和所述第二连接器（73）用于传输高压脉冲、建模信号或EGM 信号，以实现消融和心内建模。

7.根据权利要求6所述的导管，其特征在于，所述手柄（7）还包括推扭（71），所述推扭设置在所述手柄（7）和所述近端管体（6）之间，所述推扭（71）连接设置在所述管体内的牵引线的一端，所述牵引线的另一端连接所述末端硬管（4），推动所述推扭（71）控制所述牵引线的松紧，以实现所述远端管体（5）打弯。

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