CN116784972A - 用于组合消融模态的导管和系统 - Google Patents

Abstract

本文公开的技术包括一种用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的系统。该系统包括导管和处理器。该导管能够包括末端电极，该末端电极被控制以向生物组织发射脉冲电场或射频信号并且消融肺静脉的该生物组织的一个或多个位置。该处理器被配置为测量在脉冲电场消融期间由该末端电极相对于生物组织经受的接触力，以及确定作为所测量的接触力和该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的脉冲场消融指数，使得能够确定消融灶是否足够持久。

Description

用于组合消融模态的导管和系统

相关申请的交叉引用

本申请根据35 U.S.C.§119要求先前于2023年4月14日提交的美国临时专利申请63/496,218的优先权的权益，该临时专利申请的全部内容据此以引用方式并入本文，如同在本文中完整地阐述一样。

技术领域

本公开涉及在心脏内或附近执行脉冲场消融的装置和方法。该装置和方法还可用于使用射频电信号来进行标测和/或热消融。

背景技术

当心脏组织区域异常地向相邻组织传导电信号时，将发生心率失常诸如心房纤颤(AF)，从而扰乱正常的心动周期并导致心律不齐。无用信号的来源通常位于心房和心室的组织中。无论来源如何，无用信号通过心脏组织传导到别处，在那里这些信号可引发心律失常或使心律失常持续。

心律失常的治疗可包括扰乱电信号的传导路径从而致使心律失常停止，或修改无用电信号从心脏的一个部分到另一个部分的传播。此类规程通常包括两步过程：(1)标测；和(2)消融。在标测期间，具有优选地具有高密度电极的端部执行器的导管跨目标组织移动，从每个电极获取电信号，并且基于所获取的信号生成标测图。在消融期间，在基于标测图选择的区域处形成非传导消融灶以扰乱通过那些区域的电信号。目前最常见的消融技术涉及经由电极向组织施加射频(RF)电信号以生成热量。不可逆电穿孔(IRE)消融是最近开发的技术，其涉及跨组织施加短持续时间高电压脉冲以引起细胞死亡，有时称为脉冲场消融(PFA)。通常，RF和PFA作为单独且不同的技术应用。由PFA消融形成的消融灶与脉冲的参数、PFA施加次数以及消融电极压靠在组织壁上的接触力相关。通常，预设脉冲的参数，例如振幅、持续时间、脉冲串中的脉冲数量等，并且PFA施加次数以及接触力可由用户操纵；然而，用户可能不确定需要多少接触力和/或施加次数来获得期望的消融灶深度。

先前的解决方案已经使用两个或更多个单独的导管(例如，一个用于电极电位和温度测量，并且另一个用于消融)，而不指示期望的消融灶深度。本文所公开的实施方案有利于这两个测量，使得能够使用射频电磁能量使用单个导管进行消融，并且另外在发起消融之前预测PFA消融指数。

发明内容

一般来讲，本文所呈现的示例可包括用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的系统。该系统可包括导管和处理器。该导管能够包括末端电极，该末端电极被控制以向生物组织发射脉冲电场或射频信号并且消融肺静脉的生物组织的一个或多个位置。该处理器可被配置为测量在脉冲电场消融期间由末端电极相对于生物组织经受的接触力，以及确定作为所测量的接触力和该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的脉冲场消融指数，使得能够确定消融灶是否足够持久。

本公开的示例性实施方案包括焦点消融导管。该焦点消融导管可包括管状构件，该管状构件沿着纵向轴线在柄部、接触力传感器与该管状构件的远侧端部处的末端电极之间延伸。该末端电极可电连接到能量发生器，该能量发生器被控制以在处理器的控制下通过生物组织的一个或多个位置处的末端电极向生物组织发射脉冲电场或射频信号以消融生物组织。接触力传感器可物理连接到末端电极并且电连接到处理器以提供对在脉冲电场消融期间由末端电极相对于生物组织经受的接触力的指示，使得确定作为所测量的末端电极的接触力和心脏中的该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数。

本公开的示例性实施方案包括用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的方法。该方法可包括递送末端电极。该方法还可包括从该末端电极向生物组织发射脉冲电场或射频信号，以及测量在发射脉冲电场期间由该末端电极相对于生物组织经受的接触力。该方法还包括利用末端电极消融肺静脉的靶向组织的一个或多个位置，以及确定作为所测量的末端电极的接触力的表示和脉冲电场消融中的该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数，使得能够作出关于消融灶是否足够持久的确定。

为了实现上述和相关的目的，本文结合以下描述和附图描述了某些示例性方面。然而，这些方面仅指示可采用所要求保护的主题的原理的各种方式中的一些，并且所要求保护的主题旨在包括所有这些方面及其等效物。当结合附图考虑时，其他优点和新颖特征将从以下详细描述中变得明白。

附图说明

将参考下面的描述并结合附图进一步讨论本发明的上述方面和另外的方面，在这些附图中，类似的编号指示各种图中类似的结构元件和特征部。附图未必按比例绘制，相反，将重点放在示出本发明的原理。附图仅以举例方式而非限制方式描绘了本发明装置的一种或多种具体实施。

图1是包括可根据所公开的技术使用的示例性医疗探头的医疗系统的示意性图解。

图2A是根据所公开的技术的与图1的系统一起使用的导管的侧视图。

图2B是根据所公开的技术的与图1的系统一起使用的导管的立体图。

图3A是导管远侧端部的透视近距离视图，其中末端电极耦接到接触力传感器、三轴位置传感器和导管轴。

图3B是根据所公开的技术的在腔室内部有图3A的导管与心脏壁接触的心脏腔室的示意性剖视图。

图4A和图4B是根据所公开的技术的系统建立的连接图，包括前视图(图4A)和后视图(图4B)。

图5是汇总根据所公开的技术的装置和其功能的示例的表。

图6是汇总根据所公开的技术的导管的推荐操作流量设置的表。

图7提供了根据所公开的技术的用于在研究的规程期间给左心房分段的VISITAG^TM设置的示意图。

图8示出了根据所公开的技术的用于使用RF能量和PFA能量来治疗一组患者的心房纤颤的方法的流程图。

图9示出了根据所公开的技术的如用于图8的流程图的PFA的消融指数的总体流程图。

具体实施方式

以引用方式并入本文的文献将被视为本申请的整体部分，不同的是，就任何术语在这些并入文献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。

尽管本文详细解释了所公开技术的示例实施方案，但是应当理解可以设想其他实施方案。因此，并不意图将所公开技术的范围限制在以下描述中阐述的或附图中所示的部件的构造和布置的细节。所公开技术能够具有其他实施方案并且能够以各种方式实践或实施。如相关领域的技术人员根据本文的教导所理解，本文所公开的实施方案，包括在优先级申请U.S.63/496,218的附录中公开的那些实施方案的特征可组合。

如本文所用，针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”指示允许零件或部件的集合实现如本文所述的其预期要达到的目的的合适的尺寸公差。更具体地，“约”或“大约”可指列举值的值±20％的范围，例如“约90％”可指71％至99％的值范围。

如本文所讨论的，“受检者”或“患者”的脉管系统可以是人或任何动物的脉管系统。应当理解，动物可以是各种任何适用的类型，包括但不限于哺乳动物、兽医动物、家畜动物或宠物类动物等。例如，动物可以是专门选择具有与人类相似的某些特性的实验动物(例如，大鼠、狗、猪、猴等)。应当理解，受检者可以是例如任何适用的人类患者。

如本文所讨论，“操作者”可包括医生、医师、外科医生或与将用于治疗药物难治性心房纤颤的多电极RF球囊导管递送到受检者相关联的任何其他个体或递送仪器。

如本文所述，“NIHSS评分”是指美国国立卫生研究院中风量表或NIH中风量表(NIHSS)，并且是医疗保健提供者用于客观量化中风所造成的损害的工具。NIHSS由11个项目组成，每个项目对特定能力在0和4之间进行评分。对于每个项目，评分为0通常指示该特定能力的功能正常，而较高评分指示一定程度的损害。对每个项目的各个评分相加，以便计算患者的总NIHSS评分。最大可能评分为42，最小评分为0。

如本文所讨论，“mRS”是指经修改的兰金标度(mRS)，它是用于测量患中风或其他神经系统残疾的人的日常活动中的残疾程度或依赖性的常用标度。mRS标度的范围是0-6，从无症状的健康状况一直到死亡。mRS得分为0表示没有观察到症状。mRS得分为1被理解为没有观察到明显的残疾，尽管有某些症状，但患者仍能够进行所有常规活动。mRS得分为2被认为是轻度残疾，患者能够在没有帮助的情况下照顾自己的事务，但无法进行所有先前的活动。mRS得分为3被理解为中度残疾，因此患者可能需要一些帮助，但能够在没有帮助的情况下行走。mRS得分为4被理解为中度严重残疾，患者在没有帮助的情况下无法满足自己的身体需求，或者不能无帮助地行走。mRS得分为5被理解为严重残疾，患者需要持续的护理和照顾，卧床不起，大小便失禁。mRS得分为6被理解为患者已死亡。

如本文所讨论的，术语“安全性”当涉及用于消融心脏组织的装置、相关递送系统或治疗方法时是指不良事件的严重程度相对较低，包括不良出血事件、输注或超敏反应。不良出血事件可为主要安全性终点，并且包括例如大出血、轻微出血和任何出血事件复合终点的各个组成部分。

如本文所述，除非另外指明，否则术语“临床有效”(单独使用或用于修改术语“有效”)可意味着临床试验已经证明其有效，其中临床试验已经符合美国食品与药品监督管理局、EMEA或相应国家监管机构的批准标准。例如，临床研究可以是用于在临床上证明本公开的心脏消融装置和相关系统的效果的一项样本量充分、随机、双盲对照研究。最优选地，在临床上证明装置相对于所有靶向肺静脉的效果，例如，以实现患者的临床有效结果和/或在患者静脉中实现肺静脉隔离。

如本文所讨论的，术语“消融”当涉及本公开的装置和对应系统时是指被配置为减少或防止生成不稳定心脏信号的部件和结构特征。非热消融包括使用不可逆电穿孔(IRE)造成细胞死亡，在本公开全文中可互换地称为脉冲电场(PEF)和脉冲场消融(PFA)。热消融包括使用极端温度造成细胞死亡并且包括RF消融。在本公开全文中使用的“消融”，在涉及本公开的装置和对应系统时是指用于某些病症的心脏组织的消融，包括但不限于心律失常、心房扑动消融、肺静脉隔离、室上性心动过速消融和心室性心动过速消融。如相关领域的技术人员所理解，术语“消融”在整体涉及已知方法、装置和系统时包括各种形式的身体组织消融。

如本文所讨论的，术语“双极”和“单极”当用于指消融方案时描述在电流路径和电场分布方面不同的消融方案。“双极”是指利用如下所述两个电极之间的电流路径的消融方案，这两个电极都定位在治疗部位处；在这两个电极中的每个电极处的电流密度和电通量密度通常大致相等。“单极”是指利用如下所述两个电极之间的电流路径的消融方案，其中具有高电流密度和高电通量密度的一个电极定位在治疗部位处，并且具有相对较低电流密度和较低电通量密度的第二电极远离治疗部位定位。

如本文所讨论的，术语“双相脉冲”和“单相脉冲”是指相应的电信号。“双相脉冲”是指具有正电压相脉冲(在本文中称为“正相”)和负电压相脉冲(在本文中称为“负相”)的电信号。“单相脉冲”是指仅具有正相或仅具有负相的电信号。优选地，配置提供双相脉冲的系统以防止向患者施加直流电压(DC)。例如，相对于接地或其他公共基准电压，双相脉冲的平均电压可为零伏。另外地或另选地，系统可包括电容器或其他保护部件。在本文中描述了双相和/或单相脉冲的电压振幅，应当理解，所表达的电压振幅是正电压相和/或负电压相中的每一者的近似峰值振幅的绝对值。双相脉冲和单相脉冲的每个相优选地具有正方形形状，其在大部分的相持续时间期间具有基本上恒定的电压振幅。双相脉冲的相由相间延迟在时间上分开。相间延迟持续时间优选地小于或大约等于双相脉冲的相的持续时间。相间延迟持续时间更优选地为双相脉冲的相的持续时间的约25％。

如本文所讨论的，术语“管状”和“管”应广义地理解，并且不限于为正圆柱体的或横截面为完全圆周的或在其整个长度上具有均匀横截面的结构。例如，管状结构通常被示出为基本上呈正圆柱体的结构。然而，在不脱离本公开范围的情况下，管状结构可具有锥形或弯曲外表面。

先前的解决方案使用了两个或更多个单独的指令(例如，一个用于电极电位和温度测量，并且另一个用于消融)，本文所公开的实施方案有利于这两个测量，并且另外使得能够使用射频电磁能量使用单个导管进行消融。导管具有管腔，并且球囊通过导管管腔部署(球囊以塌缩、未充胀的构型行进通过管腔，并且球囊在离开管腔时充胀)。球囊具有外壁或膜，并且具有限定延伸管腔的纵向轴线的远侧端部和近侧端部。

参考图1，其示出了示例性的基于导管的电生理标测和消融系统10。为了执行消融，操作者24将递送鞘导管14穿过患者的血管系统插入心脏12的腔室或血管结构中。通常，将递送鞘导管14插入心脏12中的期望位置附近的左心房或右心房中。然后，可将多个导管插入递送鞘导管中，以便到达该期望位置。该多个导管可包括专用于感测心内电描记图(IEGM)信号的导管、专用于消融的导管和/或专用于感测IRE和消融的导管。操作者24可将导管14的远侧末端28定位成与心脏壁接触，以用于感测心脏12中的目标部位。对于消融/IRE，操作者24会类似地将导管的远侧端部带到目标部位。消融/IRE导管14可以是多电极射频球囊导管，用于心房的肺静脉的心脏电生理消融，并且当与多通道发生器一起使用时，用于治疗药物难治性复发症状性PAF，如下文更具体地讨论的。需注意，此类导管24可通过股动脉、腕动脉(桡动脉通路)或直接通过颈动脉引入。虽然桡动脉和颈动脉入路均避开了主动脉弓，但也存在其他缺点。然而，所有三种方法都被认为是本领域技术人员已知的。

导管14是示例性导管，其包括任选地分布在远侧末端28处的多个脊(未示出)上并且被配置为感测IEGM信号的一个(优选多个)电极26。导管14可另外包括嵌入在远侧末端28中或其附近的位置传感器29，以用于跟踪远侧末端28的位置和取向。任选地且优选地，位置传感器29是基于磁性的位置传感器，其包括用于感测三维(3D)位置和取向的三个磁线圈。

基于磁性的位置传感器29可与定位垫25一起操作，该定位垫包括被配置为在预定工作空间中产生磁场的多个外部磁线圈32。导管14的远侧末端28的实时位置可基于利用定位垫25产生的磁场进行跟踪，并且由基于磁性的位置传感器29感测。基于磁性的位置感测技术的细节描述于美国专利5,391,199、5,443,489、5,558,091、6,172,499、6,239,724、6,332,089、6,484,118、6,618,612、6,690,963、6,788,967和6,892,091中。

系统10包括一个或多个电极贴片38，该一个或多个电极贴片被定位成与患者23的皮肤接触，以为定位垫25以及电极26的基于阻抗的跟踪建立位置参考。对于基于阻抗的跟踪，电流被引导朝向电极26并且在电极皮肤贴片38处被感测，使得可经由电极贴片38对每个电极的位置进行三角测量。基于阻抗的位置跟踪技术的细节描述于美国专利7,536,218、7,756,576、7,848,787、7,869,865和8,456,182中。

记录器11显示利用体表ECG电极18捕获的电描记图21以及利用导管14的电极26捕获的心内电描记图(IEGM)。记录器11可包括用于起搏心律的起搏能力并且/或者可电连接到独立的起搏器。

系统10可包括消融能量发生器50，该消融能量发生器适于将消融能量传导到被配置用于消融的导管的远侧末端处的一个或多个电极。由消融能量发生器50产生的能量可包括但不限于射频(RF)能量或脉冲场消融(PFA)能量(包括可用于实现不可逆电穿孔(IRE)的单极或双极高电压DC脉冲)，或它们的组合。发生器50经由设置在工作站55中的处理器来控制以在预先确定的持续时间(小于60秒)内以预设功率水平(以瓦特为单位)发射RF能量(例如，正弦波)。同样，发生器50可由工作站55中的处理器控制以在超短持续时间内以各种脉冲发射脉冲场能量(例如，方波)。

发生器50可包括用于通过导管14递送射频(RF)或脉冲场(PF)能量的专用装置。在功率控制的消融模式下，经由研究导管以选定的功率设置将RF能量递送到心脏中的部位。PF能量由经由研究导管14施加到心脏中的部位的一系列短持续时间、高电压、高频、单极、双相脉冲(或脉冲“串”)组成。发生器50以预先确定的电压、脉冲长度和脉冲数量递送PF能量，该预先确定的电压、该脉冲长度和该脉冲数量已经在临床前测试中被优化以靶向心脏组织并产生持久消融灶。发生器50与Biosense Webster CARTO^TM3系统、nGEN^TM泵和标准电生理学(EP)实验室设备兼容。发生器50被指示为与兼容的心脏消融导管结合使用以在心脏消融规程期间递送RF或PF能量。

患者接口单元(PIU)30是被配置为在导管、电生理装备、电源和用于控制系统10的操作的工作站55之间建立电连通的接口。系统10的电生理装备可包括例如多个导管、定位垫25、体表ECG电极18、电极贴片38、消融能量发生器50和记录器11。任选地且优选地，PIU30另外包括用于实现导管的位置的实时计算并且用于执行ECG计算的处理能力。

工作站55包括存储器、带有加载有适当操作软件的存储器或存储装置的处理器单元，以及用户界面能力。工作站55可以提供多个功能，任选地包括：(1)对心内膜解剖结构进行三维(3D)建模，并且渲染模型或解剖标测图20以在显示装置27上显示；(2)在显示装置27上以叠加在渲染的解剖标测图20上的代表性视觉标记或图像显示编译自记录的电描记图21的激活序列(或其他数据)；(3)显示心脏腔室内的多个导管的实时位置和取向；以及(5)在显示装置27上显示感兴趣的部位(诸如已施加消融能量的部位)。一种体现系统10的元件的商品可以CARTO^TM3系统购自Biosense Webster,Inc.,31A Technology Drive,Irvine,CA92618。

如图2A所示，导管14可包括细长导管主体17、可偏转中间段19、在其远侧末端28上承载至少末端电极15的远侧段13以及控制柄部16。导管14可以是具有可偏转末端的可操纵多电极管腔导管，该可偏转末端被设计成促进心脏12的电生理标测并且将射频(RF)和脉冲场(PF)电流传输到末端电极15以用于消融目的。操作者24(诸如心脏病专家)可将导管14插入穿过患者23的血管系统，使得该导管的远侧段13进入该患者心脏12的腔室。操作者24推入导管，使得该导管的远侧末端28在期望的一个或多个位置处接合心内膜组织。导管14由在其近侧端部处的合适的连接器连接到控制台55。控制台55可包括消融能量发生器50，该消融能量发生器经由导管14供应高频电能，以用于在远侧段13接合的位置处消融心脏12中的组织。对于消融，导管14可与分散垫(例如，无关电极)结合使用。在这方面，导管14可包括利用8F环形电极测量7.5F的轴。导管14还可具有力感测系统，该力感测系统提供导管末端与心脏12壁之间的接触力的实时测量。

如图2B所示，远侧末端段13可包括电极组件和至少一个微元件，该至少一个微元件具有适于与目标组织直接接触的无创伤远侧端部。导管主体17可具有纵向轴线，以及位于导管主体17远侧的中间段19，该中间段可从导管主体12单向或双向偏转离轴。中间段19的远侧是承载至少一个微元件的电极组件。导管主体的近侧是控制柄部16，其允许操作者操纵导管，包括中间段14的偏转。

细长导管主体可以是相对高可扭转的轴，其中远侧末端段13附接到可偏转中间段19并且包含带有电极阵列的电极组件15。例如，远侧末端段13可包括带有三个微电极的3.5mm末端圆顶。所有电极均可用于记录和刺激目的。摇杆34可用于使远侧末端部13偏转。高扭矩轴还允许旋转弯曲末端的平面，以促进导管末端在期望位点的准确定位。命名为“D”、“F”和“J”的三种曲线类型构型是可用的。电极组件15用于将消融能量从消融发生器50递送到期望的消融位点。电极组件15和环形电极可由贵金属制成。在一些示例中，导管14还可包括嵌入3.5mm末端电极中的六个热电偶温度传感器。

图3A示出了导管14的示例性端部执行器，其中导管轴19耦接到磁性位置传感器29、接触力传感器CF和末端电极15。末端电极15经由末端28的柔性联接件28A耦接到CF传感器，使得末端电极15上的力通过末端28传递到柔性联接件28A，该柔性联接件压缩CF传感器的弹簧28B。即，当力经由末端电极15施加到接触力传感器CF时，设置在CF内部的磁场传感器可检测由设置在CF传感器中的单独的磁场发生器线圈生成的磁场力大小的变化。由于可预先确定弹簧28B的弹簧常数K并且可检测磁场发生器与磁场传感器之间的距离，因此可确定施加到末端电极15的力(例如，通过使用虎克定律，或公式F＝d*K)。与CF传感器相关的细节示出并描述于美国专利8,357,152和10,688,278中，这些专利中的每篇全文以引用方式并入本申请中，如同完整阐述并在优先权申请U.S.63/496,218的附录中所附那样。

图3B是心脏12的腔室的示意性剖视图，其示出了心脏12内部的导管14的柔性的可偏转中间段19。通常，经由皮肤将导管14穿过血管(诸如腔静脉或主动脉)插入心脏中。导管的远侧末端28上的电极15接合心内膜组织31。远侧末端对心内膜施加的压力使心内膜组织局部变形，使得电极15在相对较大的区域上接触组织。在图示的示例中，电极15以一定角度接合心内膜，而不是正面接合。因此，远侧末端28在弹性接合部33处相对于导管的可偏转中间段19弯曲。这样的弯曲有利于电极与心内膜组织之间的最佳接触。

由于接合部33的弹性质量，该接合部的弯曲角度通常与由组织30施加在远侧末端28上的压力(或换句话讲，由远侧末端施加在组织上的压力)成比例。因此，弯曲角度的测量给出该压力的指示。经由接触力传感器CF的该压力指示可由导管14的操作者使用，以确保远侧末端足够牢固地压靠在心内膜上，从而得到期望的治疗或诊断结果，但不能太用力，以免致使不期望的组织损伤。美国专利8,357,152、9,492,639和10,688,278描述了一种以这种方式使用压力感测导管的系统，这些专利中的每篇全文以引用方式并入本申请中，如同完整阐述并在优先权申请U.S.63/496,218的附录中所附那样。导管14可用于此类系统。

消融能量发生器50可根据如美国专利5,906,614和公开高功率RF发生器的10,869,713中所公开的已知RF发生器生成射频(RF)电流，这两个专利的公开内容以引用方式并入本文，其副本提供于优先权专利申请U.S.63/496,218的附录中。RF电流通过热过程形成消融灶。RF消融通过加热提高组织温度并且破坏细胞。此外，消融能量发生器50还可生成脉冲场(PF)电流，以使用不可逆电穿孔(IRE)形成消融灶。IRE主要是非热过程，其通过破坏细胞膜来破坏细胞。对能够产生RF信号和PF信号两者的双模式消融能量发生器50的讨论可在美国专利11,540,877中找到，进一步讨论组合地使用PF消融和RF消融并且以引用方式并入本文，其副本提供于优先权专利申请U.S.63/496,218的附录中。

系统部件、建立和连接

为了进行本公开的电生理学规程，导管14可包括THERMOCOOL SMARTTOUCH^TMSF双向导航导管(可购自Biosense Webster,Inc.of Irvine,California)，并且发生器50可包括TRUPULSE^TM发生器(可购自Biosense Webster,Inc.of Irvine,California)，与可购自Biosense Webster,Inc.of Irvine,California的以下CE标记装置中的一者或多者的组合使用：

-nGEN^TM泵(D139701)

-SmartAblate冲洗管套件(SAT001)

-CARTO^TM3系统的患者接口单元(PIU)

-CARTO^TM3系统和CARTO^TMV7.9工作站

-无菌导管连接线缆(CR3434CT)

-多电极标测导管

-≥8.5Fr兼容护套

由其他公司CE标记的以下装置也可用于该规程：

-≥8.5Fr兼容护套

-电生理学(EP)记录系统

-刺激器

-体表心电图(ECG)贴片和导联

-无关电极贴片

-荧光镜透视检查/X射线系统

-心脏去纤颤器

-心内超声(研究人员偏好，不要求)

图4A和图4B从前视图(图4A)和后视图(图4B)示出了系统400的系统装置和连接的连接图。如前视图所示，系统400A包括监测器41、导管14、控制台相互通信单元(CIU)45、接口盒46、CARTO^TM中继盒47、控制台48、无关电极49、用于CARTO^TM连接器51的安全插头和用于ECG连接器52的安全插头。在后视图中，系统400B包括监测器41、CIU 45、接口盒46、CARTO^TM中继盒47、控制台48、无关电极49、CARTO^TM系统PIU 54、CARTO^TM3工作站55、nGEN^TM泵60和踏板61。CARTO^TM系统PIU是与患者进行线缆连接的地方。发生器50系统包括控制台、监测器、踏板、连接接口单元(CIU)和线缆。控制台包含控制能量递送的硬件。监测器包含触摸屏用户界面。该监测器还包含与发生器和外部装置通信的软件。该监测器允许用户设置发生器的参数并控制何时递送能量。该监测器直接连接到控制台。踏板是开始和停止消融的另选方式。CIU连接导管和无关电极，并实现与CARTO^TM系统的接口。还存在将发生器部件彼此连接并连接到其他装置的线缆。在图5中提供了装置和功能的汇总。

典型的RF消融形成的消融灶深度/尺寸为约3mm至约5mm。用于形成RF消融灶的参数的一个示例是将RF信号的功率设置为约1瓦特至约400瓦特。此外，RF信号维持达约1秒至约60秒。鉴于RF消融使用热量来损坏组织，RF信号通常在组织中生成约20℃至约70℃的温度变化。该温度变化是高于典型体温的温度升高。

典型的PFA与RF消融不同之处在于，至少PF信号生成的温度变化只有几度。PFA通常在患者组织中形成尺寸介于约4mm至约6mm之间的消融灶。为了形成消融灶，将PF信号的电压设置为约900伏至约3000伏。此外，通常使用特定波形生成PF信号。

通常，在PF信号递送期间，ECG线路暂时与CARTO^TM系统PIU断开连接，使得仅示出了来自断开连接的线路的噪声。该噪声可覆盖ECG窗口并且可使医师分心，并且防止在断开连接之前收集的ECG被看到。由于当PF信号递送将发生时，并且类似地当ECG线路断开连接将发生时，通知CARTO^TM系统，因此CARTO^TM系统可在断开连接时段期间使ECG变暗，使得操作者不被分心。当重新连接ECG时，CARTO^TM系统然后可将ECG信号返回到其全亮度。另选地或除此之外，ECG信号可被示出为0V或者被发送到背景显示器。

在一些实施方案中，该装置可用于以下目的：(1)在所有临床相关的靶向PV中并且由受检者进行PVI(即，修正)，或(2)在指数消融规程期间对左心房非PV AF目标(即，后壁)进行消融，或用于在消隐周期期间重复规程。术语“指数消融规程”在本文中用作消融规程的简写，其中在消融期间获得消融指数(AI)。通过重复施加脉冲的脉冲串来执行消融，如下面更详细描述的。简而言之，消融规程在每次重复施加之间可具有约1秒。每次施加可计算并显示AI。在一些实施方案中，根据计算的ΔAI，AI可在每次施加之后递增地增加。

消融规程指南

发生器50能够控制RF能量和PF能量到导管14的递送。发生器50包括允许用户选择能量类型并施加消融的触摸屏。在能量递送之前，需要验证在消融屏上是否选择了RF或PF。开始按钮包含拖动特征。在拖动开始按钮或按压踏板之后，存在倒计时直到消融开始。当按压停止按钮或释放踏板时，能量的递送终止。为了预形成RF消融，用户从消融屏中选择目标功率和时间。用户可从设置屏幕配置截止温度和警告温度。

当与导管14一起使用时，蠕动冲洗泵(例如，nGEN^TM泵60)当导管14在体内时递送2mL/min的室温肝素化盐水(1u肝素/1mL盐水)的连续输注。导管14的推荐操作流量示于图6中。

为了预测和控制消融治疗，期望具有对应于消融灶尺寸的通用线性PFA标度。对于RF消融，可能的标度可对应于假定与导管施加到组织的力F、消融规程期间损耗的功率P和该规程的时间T的乘积成比例的消融灶的尺寸S。RF消融指数描述并示出于美国专利7,306,593、10,517,670和11,096,741中，这三个专利以引用方式并入，其副本提供于优先权专利申请U.S.63/496,218的附录中。利用该RF消融指数的软件产品由Biosense Webster提供为Visitag Surpoint软件模块，以用于与Biosense Webster导管和系统一起使用。经由PFA的消融指数描述并示出于美国专利申请公布2021/0186604，该专利申请公布以引用方式并入，其副本提供于优先权专利申请U.S.63/496,218的附录中。

尽管RF消融的可能的标度涉及功率P，但是功率对于每个装置的每个协议是固定的。与PFA的消融灶尺寸的关系主要基于脉冲的重复次数和经由脉冲发生器的RMS输出电流(I)的脉冲串，该RMS输出电流根据以下公式确定：P＝H·I²，其中H是常数。该公式适用于以下对PFA消融指数的所有讨论。

因此，可使用公式1中的S给出根据该假设估计消融灶的尺寸S的标度：

S＝K·F·P·T (公式1)

其中K是比例常数，并且P＝H·Vp 2，其中Vp是PFA脉冲发生器峰值输出电压，并且组织中的峰值电场Ep与Vp成比例。比例常数取决于导管的类型，包括电极之间的间隔。

从公式1显而易见的是，由公式给出的消融灶的尺寸的估计值与F、P和T成线性比例，因为在公式中，这些变量中的每一者都被提高到1次方；即，从公式1中，尺寸S是F、P和T的线性函数。在实践中，在PFA的每次施加i之后，会增加消融灶尺寸的估计值，直到在每个组织位置处最大施加次数计数为“i”次PFA施加次数(优选地i＝24次PFA施加)。

在实践中，消融灶尺寸与F、P和T之间的关系被证明是非线性的，因此PFA标度也将是非线性的。根据这一观察，所公开的发明的示例性实施方案根据F、P和T的值提供消融灶尺寸的更精确的估计值，通过找到包括F、P和T的非线性函数的表达式在时间上的积分来给出更精确的消融灶尺寸的估计值。该估计值可在组织的PFA期间施加，与估计消融灶的体积、消融灶的深度和/或在组织中产生的消融灶的直径分开，以便当达到期望的尺寸时停止PFA。

在本发明的示例性实施方案中，通用PFA线性标度(下文中称为“消融指数”、AI_PFA或者“PFA AI”)通过计算接触力和重复次数的乘积在该时间段内的总和来导出。

在一些示例性实施方案中，提供PFA AI，该PFA AI是施加的力和PFA脉冲的施加次数的总和。PFA AI的值(针对不同尺寸/体积的消融灶)通过实验确定并且进行校准。对于给定类型的心脏结构和给定的组织特征，消融指数的值预期成为消融灶尺寸的可重复预测因子。此外，由于结构和组织特征的不同，针对给定PFA AI值的消融灶尺寸可能不同。

PFA中的功率是恒定的。在一些实施方案中，存在用于消融的功率的一个设置，并且用户不可调整功率参数。脉冲场消融以非常短的脉冲串(例如，<0.5秒)递送功率，而不是将指数部分地基于被限定为时间函数的功率系数，如在美国专利申请公布U.S.2021/0186604中，该专利申请公布以引用方式并入本文，其副本提供于优先权专利申请U.S.63/496,218的附录中，基于施加次数n提供了离散消融指数。这样，脉冲场消融指数(AI_PFA)由公式2中的公式限定：

其中n等于PFA脉冲的施加次数(以下称为“PFA施加”)，具有24的最大值，等于脉冲的最大数量，并且其中每次施加脉冲的消融指数(AIn)等于深度乘以系数A，其中深度是每次施加的力的对数函数(力n)，使得：

AI_n＝A*(B_n*ln(force_n)+C_n) (公式3)

其中A是范围在90与130之间并且优选等于110的数，Bn是由该公式确定的参数：

B_n＝B₀*ln(n)+B₁ (公式4)

其中B0等于约0.2653并且B1等于约0.1623，并且Cn是由该公式确定的参数

C_n＝C₀*exp(C₁*n) (公式5)

其中C0等于约0.6862并且C1等于约0.0867。

在一些实施方案中，对于PFA脉冲的所有施加，B_n和/或C_n可各自独立地设置为恒定值。

公式2中的消融指数对应于消融灶的估计体积、消融灶的估计深度或消融灶的估计直径中的一者。在优选的实施方案中，消融指数作为表示不太理想的消融和理想的消融灶的最小值与最大值之间的无量纲数或无量纲数范围向用户提供。在一些示例中，消融指数是0与1000之间的无量纲标度。在其他示例中，消融指数被提供为250与850之间的无量纲标度，使得可确定尽管有不同的电模态(即，RF或PF)，(由消融形成的)消融灶是否足够持久。即，消融指数(无论RF模态或PF模态的消融指数)表示通过消融形成的消融灶的有效程度，使得医师或专家系统可决定是否将特定模态(即，脉冲场能量或射频)重新施加到先前消融的位置(在这样的位置处使用相同或不同的模态)，以便确保足够的消融灶持久性。消融灶持久性意味着在消融规程之后的数月或数年内消融灶不太可能具有电重新连接，并且因此在将来防止源自这样的消融灶的心房纤颤。通过具有这样的消融指数，可由操作者、系统或医师决定是否重新施加先前施加的电模态(PF)还是切换到不同的电模态(RF)以确保持久的消融消融灶。

旨在无论经由RF消融指数计算或PFA消融指数计算获得，消融指数都具有相同的参考标度，使得从RF获得的消融指数基本上等于从PFA获得的消融指数，并且反之亦然。当将导管14用于PFA时，消融指数将接触力和(脉冲场能量或PFA施加的)重复次数并入加权公式中，以估计消融消融灶深度并输出预测的消融指数数。在使用PFA或RF的实际消融期间获得的实际消融指数(经由RF消融指数计算或经由PFA消融指数计算确定)可用于与预测的消融指数(针对RF或PFA)进行比较。基于预测的消融指数以及与实际消融指数的相关性可能有多接近，医师可决定在特定位置处进行消融或不进行消融，或者甚至重复消融。另外，基于预测的消融指数，医师可决定在消融期间是否需要更大或更小的接触力。控制RF能量或PFA脉冲、脉冲串或PFA施加的能量发生器和相关联的控制器示出并描述于美国专利申请公布2021/0186604，该专利申请公布据此以引用方式并入，其副本提供于优先权专利申请U.S.63/496,218的附录中。

图7提供了在消融指数规程期间观察到的传导间隙的区段的图。第一环绕消融线700由粗实线和粗虚线两者表示。实线表示具有消融指数目标值≥550的消融消融灶，而虚线表示消融指数目标值≥400但<550。传导间隙可基于它们的定时和特性被划分为“剩余间隙”和“重新连接间隙”。在初始解剖烧伤之后剩余的肺静脉电传导被称为“剩余间隙。”在该规程的其余部分期间检测到的急性重新连接(无论位于剩余间隙还是其他地方)被称为“重新连接间隙。”在施加附加RF能量用于修正的情况下，“成功标签”被分配给确认局部PV电位消失的最后一个标签。与成功标签相关联的两个相邻标签被称为“间隙相关标签。”来自第一环绕圈700的剩余标签被称为“无间隙标签。”每个PV被划分为六个区段(即，顶部、上前部、下前部、上后部、下后部和下部)以用于随后的分析。包括食道附近的两个附加区域和其他未分类的区域，CARTO^TM操作者分配总共16段，包括以下区段：

·LRF，左顶部701；

·LSPST，左上后部702；

·LIPST，左下后部703；

·LINF，左下部704；

·LIANT，左前部705；

·LSANT，左上前部706；

·LSPV，左上肺静脉707；

·LIPV，左下肺静脉708；

·RRF，右顶部711；

·RSPST，右上后部712；

·RIPST，右下后部713；

·RINF，右下部714；

·RIANT，右前部715；

·RSANT，右上前部716；

·RSPV，右上肺静脉717；

·RIPV，右下肺静脉718；

消融规程可包括以下步骤：

·确认ACT≥300秒，然后利用研究的导管开始消融，并且应用肝素进行系统抗凝。在整个消融中，ACT必须以维持≥300秒为目标。在研究装置位于左心房中时，必须定期检查ACT水平。如果ACT低于300秒，则应用肝素进行系统抗凝以确保300秒的ACT目标而不暂停消融规程。

·引入兼容的8.5Fr或更大的护套，如果不用于标测的话。在将护套插入患者体内之前，利用肝素化生理盐水冲洗护套以除去气泡。

·根据使用说明(IFU)引入导管14。

·当位置令人满意时，按照推荐的工作流程用导管14开始能量递送。

对于经历肺静脉分离的受试者，该规程可进一步要求以下：

·使用逐点消融以获得用于同侧PV隔离的邻接消融灶组。

·创建VISITAG^TM设置，以便根据图7中的图像在规程期间给左心房分段。

·使用按照IFU和医师训练推荐的消融参数和VISITAG^TM目标。

·使用VISITAG^TM模块距离工具评估标签间距离(ITD)。推荐≤6mm的ITD。

·制备1mg-2mg硝酸甘油，用于静脉内或冠状动脉内的施用，以限制/减少在冠状动脉附近进行消融时的冠状动脉痉挛。

·所有受试者将经受利用研究装置进行的PV消融，直到在所有靶向PV中实现PVI，包括

·PF被推荐用作实现PVI的主要消融模态

·按照临床判断和研究人员的判断，功率控制的冲洗RF可用于前壁和脊。

·仅在研究人员认为利用研究装置不能实现PVI之后，可使用商业(RF)系统完成该规程(仅PVI)。

·确认所有临床相关的靶向PV的入口阻滞(出口阻滞是任选的)(PVI)

·为了验证入口阻滞，分析冠状窦和/或心房起搏节律中的电图以确认不存在PV电位。

在肺静脉分离之后，该规程可包括以下步骤：

·针对每个临床相关的靶向PV施用腺苷/异丙肾上腺素以排除休眠传导。

·如果有的话，通过检查重新连接位置上的剩余信号来治疗重新连接的PV区域，并且在对应位置中递送能量。按照上述推荐，PF是主要模态，但RF可基于临床判断来使用。

·确认和记录所有临床相关的靶向PV的最终入口阻滞(出口阻滞是任选的)(PVI)

·为了验证入口阻滞，分析冠状窦和/或心房起搏节律中的电图以确认不存在PV电位。

·使用多电极标测导管以用于按照研究人员选择进行确认

·当确认了所有临床相关的靶向PV中的入口阻滞的确认时，认为消融规程完成。

·在右侧PV处最后一次施加或确认最终入口阻滞(出口阻滞是任选的)之后，在起搏膈神经时评估膈膜捕获。注意：在深度镇静的情况下，可使用隔膜的荧光镜评估。

·起搏后激活和双极电压图可在医师判断和SOC的情况下创建。

·对于参加PVI持久性子组的受试者：

·利用与预规程相同的多电极标测导管来创建起搏激活图和双极电压图。

对于PV区域外的消融，仅在规程之前或规程期间识别出记录的典型心房扑动的情况下允许右心房CTI线性消融。基于研究人员决定，应使用研究系统，具有RF模式和/或PF模式的发生器50的导管14。如果CTI线的阻滞不能用研究系统实现，则可使用具有兼容的市售RF发生器的市售批准的RF导管。在该研究中不允许在PV区域(例如，SVC、PW、顶部线)外进行预防性消融。

图8示出了施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的方法800的示例。方法800可包括将导管14递送到患者的肺静脉中，导管14具有末端电极(步骤802)。方法800还包括从末端电极向心脏组织发射脉冲电场或射频信号，以及测量在脉冲电场消融期间由末端电极相对于心脏组织经受的接触力(步骤804)，以提供由无量纲值的范围表示的估计消融灶深度(如关于图9所述)。一旦接触，方法800就可包括使用导管14消融肺静脉的靶向组织的一个或多个位置(步骤806)。在消融靶向组织之后，方法800可包括根据消融来确定作为所测量的接触力和脉冲电场消融中的该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数AI(来自图9)(步骤808)。尽管未描绘，但在一些实施方案中，在消融靶向组织之后，方法800可实现患者中的肺静脉隔离的有效率。

在一些示例中，方法800还可包括将第一消融信号施加到靶向组织，该第一消融信号包括形成包括第一尺寸的第一消融灶，靶向组织的温度几乎没有或没有第一温度变化。在一个示例中，第一消融信号可以是RF消融信号。然而，在其他示例中，PF消融信号可以是第一消融信号。第一消融信号可形成包括第一深度的第一消融灶，并且可在组织中生成第一温度变化。第二消融信号可利用电极施加到组织，以在组织中形成第二消融灶。在示例中，第二消融信号可不同于第一消融信号。第二消融灶可形成为具有第二尺寸。第二消融信号可在组织中产生第二温度变化，该第二温度变化与第一温度变化相差至少10℃。如上所述，如果RF信号是第一信号，则PFA信号可以是第二信号。在RF消融导致组织温度变化大于20℃的情况下，PFA导致的温度变化只有几度。

另选地，在组织的温度几乎没有或没有第一温度变化的情况下可形成第一消融灶，并且可通过在组织中产生与第一温度变化相差至少10℃的第二温度变化形成第二消融灶。

尽管未描绘，方法800可包括形成组合消融灶，该组合消融灶可由施加第一消融信号和第二消融信号引起。更深/更大的组合消融灶可由具有组合尺寸的第一消融灶和第二消融灶的组合形成。该组合尺寸可比该第一尺寸和该第二尺寸中的任一者大约20％至约40％。消融信号可顺序地施加。这可包括首先施加RF信号，然后施加PF信号，或反之亦然。然而，鉴于可使用交流(AC)生成RF信号，并且可使用直流(DC)的非常短的脉冲生成PF信号，另一示例可使两个信号同时生成或至少在RF信号和PF信号的施加上具有一些重叠。另外，已知组织与电极之间的接触力是形成消融灶的有效性的一个因素。在一个示例中，接触力可以是约5克至约40克。

可经由图9所示的流程图获得每个组织位置处的PFA的消融指数(AI)的确定。图9是用于确定AI的高级别框图。PFA的消融指数(以下称为“AI”)以来自发生器监测器的开始消融命令900开始。如果不从查询902执行消融，则系统移动到1100处的等待状态。另一方面，如果在步骤902处确定消融正在进行，则处理器从监测器接收所需的输入数据，诸如PFA施加的当前计数或i数量。在步骤902处，处理器确定当前是否正在经由末端电极15将由PFA进行的消融施加到组织位置。如果是，则处理器在904处查询关于在该特定组织位置处经由末端电极15施加的PFA施加的当前计数(具有计数器“i”)。处理器在步骤907处查询在该位置处PFA施加的i数量是否为4或更大。如果在该位置处PFA施加的i数量是4或更大，则在步骤908处计算该消融计数i的消融指数AI_i。在步骤910处进行查询以将当前AI与先前AI进行比较。在查询910中，如果当前AI大于先前AI，则处理器在步骤912处将待呈现给用户的AI设置为来自PFA施加的当前计数i的AI。即，对于每次PFA施加，算法在查询910中将AI的当前结果与先前PFA施加的AI进行比较，并且选择较高的值(并且在一个实施方案中，将其乘以系数110)。消融指数(AI)然后被呈现给用户并且作为AI_i存储在系统中。如果910中的查询是AI_i小于或等于先前AI，则在步骤914处将在一个先前(i-1)消融AI_i-1处计算的AI设置为在步骤1000处作为当前AI_i呈现给用户。AI输出存储在文档文件中，并且系统返回到1100处的等待状态。

根据从各种临床前研究生成的数据，应当注意，在PFA AI(由接触力和PFA施加组成)与消融灶深度之间存在一般线性相关性。发现AI值的预测精度在±2mm的精度内。应当注意，对于PFA能量，超过预期值/深度的公差不会引起任何附加的安全问题，因为这种能量模态的附带损害没有显示出风险，如先前研究中所展示的。

返回到图9的查询904，如果消融期间的每个组织位置处的PFA施加的当前计数i小于4，则在步骤907处，处理器将AI设置为与从PFA施加的当前i数量计算出的AI_i相同，并且移动到步骤1000以将当前AI显示为来自PFA施加的当前i数量的AI。应当注意，如果在每个位置处，PFA施加的当前i数量小于四，则在一个实施方案中，将PFA施加的这样的当前计数i数量的AI_i设置为指定的低消融指数数或甚至零。还应注意，在MatLab实施中使用的变量AI_i与以上针对公式3所讨论的变量AI_n相同。

用于电生理学用途的消融系统可具有交流(AC)信号发生器和直流(DC)信号发生器，该交流(AC)信号发生器被配置为以高功率提供射频信号，该直流(DC)信号发生器被配置为以高电压脉冲提供非常短的持续时间。该系统还包括导管，该导管具有电耦接到AC信号发生器和DC信号发生器的端部执行器。端部执行器可具有设置在该端部执行器上的至少一个电极，使得该电极将高电压脉冲从该至少一个电极递送到患者体内的器官组织，递送到耦接到该患者的身体外部的第一返回电极和第二返回电极，并且在该至少一个电极与第一返回电极或第二返回电极中的一者之间递送RF信号。RF信号和高电压脉冲可顺序地或同时地施加到器官组织。

在示例中，端部执行器可具有圆柱形构件，该圆柱形构件具有远侧末端电极和冲洗端口，这些冲洗端口设置在该圆柱形构件上，以靠近该远侧末端电极提供冲洗流体。

另一示例可具有耦接到力传感器的远侧末端电极。此外，射频信号可以被施加有大约5克或更大的接触力。另外，射频信号可设有至少25瓦特的功率。射频信号还可包括从350kHz至约500kHz的频率，并且射频信号可被提供的持续时间为至少1秒。

对于其他示例，高电压脉冲可包括至少800V的振幅。另外，高电压脉冲中的每个高电压脉冲的持续时间可小于20微秒并且提供大约100微秒的脉冲串。可在相邻脉冲串之间提供选自0.3毫秒至1000毫秒中的任何值的时间间隙。这些脉冲串可提供PFA猝发。PFA猝发可具有从2个脉冲串至100个脉冲串中的任何值，并且PFA猝发的持续时间包括选自零毫秒至500毫秒中的任何值。此外，高电压脉冲可提供大约60焦耳或更少。

如将理解的，本文所述的方法800可根据本文所述的各种元件和示例而变化。也就是说，根据所公开技术的方法可包括上文描述的步骤中的全部或一些步骤，并且/或者可包括以上未明确公开的附加步骤。此外，根据所公开技术的方法可包括上文描述的特定步骤中的一些特定步骤，但不是全部特定步骤。此外，本文所述的各种方法可全部或部分地组合。

虽然如各附图所示并且如上所述，已经结合多个示例性方面描述了本公开，但是应当理解，可使用其他类似方面，或者可在不脱离本公开的情况下对所描述的方面进行修改和添加，以执行本公开的相同功能。例如，在本公开的各个方面中，根据本发明所公开的主题的各个方面描述了方法和组分。但是本文的教导内容也考虑了与这些所描述的方面等效的其他方法或组分。因此，本公开不应局限于任何单个方面，而是应根据所附权利要求在广度和范围方面来解释。

本文所述的公开技术可根据以下条款来进一步理解：

条款1：一种用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的系统，该系统包括：导管，该导管包括末端电极，该末端电极被控制以向生物组织发射脉冲电场或射频信号并且消融肺静脉的生物组织的一个或多个位置；和处理器，该处理器被配置为：测量在脉冲电场消融期间由该末端电极相对于生物组织经受的接触力，以及确定作为所测量的接触力和该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的脉冲场消融指数，使得能够确定消融灶是否足够持久。

条款2：根据条款1所述的系统，其中，该处理器还被配置为计算由公式限定的脉冲场消融指数：其中n是脉冲电场施加的施加次数，并且AI_n是每次施加脉冲的指数并且由以下公式限定：AI_n＝A*(B_n*ln(力_n)+C_n)，其中A是范围在90与130之间的数，B_n是由以下公式确定的参数：B_n＝B₀*ln(n)+B₁，并且C_n是由公式确定的参数：C_n＝C₀*exp(C₁*n)。

条款3：根据条款2所述的系统，其中，B₀等于大约0.2653并且B₁等于大约0.1623，并且C₀等于大约0.6862并且C₁等于大约0.0867。

条款4：根据条款1所述的系统，其中，处理器还被配置为响应于所计算的脉冲场消融指数达到预先指定的目标消融指数值而停止施加脉冲场消融施加。

条款5：根据条款1所述的系统，其中，处理器还被配置为将脉冲场消融指数和预先指定的目标消融指数值呈现给用户。

条款6：根据条款2所述的系统，其中，消融指数对应于消融灶的估计体积、消融灶的估计深度或消融灶的估计直径中的至少一者。

条款7：根据条款1所述的系统，该系统还包括：

交流(AC)信号发生器，该交流(AC)信号发生器被配置为以高功率提供射频信号；和直流(DC)信号发生器，该直流(DC)信号发生器被配置为提供高电压脉冲。

条款8：根据条款7所述的系统，其中，射频信号和高电压脉冲顺序地或同时地施加到器官组织。

条款9：根据条款7所述的系统，其中，提供至少25瓦特的功率的射频信号。

条款10：根据条款7所述的系统，其中，射频信号包括从350kHz至约500kHz的频率，并且射频信号被提供的持续时间为至少1秒。

条款11：根据条款7所述的系统，其中，高电压脉冲包括至少800V的振幅。

条款12：根据条款7所述的系统，其中，高电压脉冲中的每个高电压脉冲的持续时间少于20微秒。

条款13：根据条款7所述的系统，其中，在相邻脉冲串之间提供选自0.3毫秒至1000毫秒中的任何值的时间间隙。

条款14：根据条款7所述的系统，其中，多个脉冲串提供PFA猝发，其中PFA猝发包括从2个脉冲串至100个脉冲串中的任何值，并且所述PFA猝发的持续时间包括选自零毫秒至500毫秒中的任何值。

条款15：根据条款7所述的系统，其中，高电压脉冲提供大约60焦耳或更少。

条款16：根据条款1所述的系统，其中，处理器还被配置为模拟由脉冲场消融产生的电场，以估计消融灶的计划体积、消融灶的计划深度或消融灶的计划直径中的至少一者。

条款17：一种焦点消融导管，该焦点消融导管包括：管状构件，该管状构件沿着纵向轴线在柄部、接触力传感器与该管状构件的远侧端部处的末端电极之间延伸，该末端电极电连接到能量发生器，该能量发生器被控制以在处理器的控制下通过生物组织的一个或多个位置处的末端电极向生物组织发射脉冲电场或射频信号以消融生物组织，接触力传感器被耦接到末端电极并且电连接到处理器以提供对在脉冲电场消融期间由末端电极相对于生物组织经受的接触力的指示，使得确定作为所测量的末端电极的接触力和该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数。

条款18：根据条款17所述的导管，其中，该脉冲场消融指数由公式确定：其中n是脉冲电场施加的施加次数，并且AI_n是每次施加脉冲的指数并且由以下公式限定：AI_u＝A*(B_n*ln(力_n)+C_n)，其中A是范围在90与130之间的数，B_n是由以下公式确定的参数：B_n＝B₀*ln(n)+B₁，并且C_n是由公式确定的参数：C_n＝C₀*exp(C₁*n)。

条款19：根据条款17所述的导管，其中，B₀等于大约0.2653并且B₁等于大约0.1623，并且C₀等于大约0.6862并且C₁等于大约0.0867。

条款20：一种用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的方法，该方法包括：递送末端电极；从末端电极向生物组织发射脉冲电场或射频信号，以及测量在发射脉冲电场期间由末端电极相对于生物组织经受的接触力；利用末端电极消融肺静脉的靶向组织的一个或多个位置；以及确定作为所测量的末端电极的接触力的表示和脉冲电场消融中的该一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数，使得能够作出关于消融灶是否足够持久的确定。

上述实施方案以举例的方式被引用，并且本发明不受上文具体示出和描述的内容的限制。相反，本发明的范围包括上文描述和示出的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描述时将会想到该变型和修改，并且该变型和修改并未在现有技术中公开。

Claims (20)

1.一种用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的系统，所述系统包括：

导管，所述导管包括末端电极，所述末端电极被控制以向生物组织发射脉冲电场或射频信号并且消融肺静脉的生物组织的一个或多个位置；和

处理器，所述处理器被配置为：

测量在脉冲电场消融期间由所述末端电极相对于生物组织经受的接触力，以及

确定作为所测量的接触力和所述一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的脉冲场消融指数，使得能够确定消融灶是否足够持久。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器被进一步配置为计算由以下公式限定的所述脉冲场消融指数：

其中n是脉冲电场施加的施加次数，并且AI_n是每次施加脉冲的指数并且由以下公式限定：

AI_n＝A*(B_n*ln(力_n)+C_n)，

其中A是范围在90与130之间的数，B_n是由以下公式确定的参数：

B_n＝B₀*ln(n)+B₁，并且

C_n是由以下公式确定的参数：

C_n＝C₀*exp(C₁*n)。

3.根据权利要求2所述的系统，其中

B₀等于大约0.2653并且B₁等于大约0.1623，并且

C₀等于大约0.6862并且C₁等于大约0.0867。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器被进一步配置为响应于所计算的脉冲场消融指数达到预先指定的目标消融指数值而停止施加所述脉冲场消融施加。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器被进一步配置为将所述脉冲场消融指数和所述预先指定的目标消融指数值呈现给用户。

6.根据权利要求2所述的系统，其中，所述消融指数对应于消融灶的估计体积、所述消融灶的估计深度或所述消融灶的估计直径中的至少一者。

7.根据权利要求1所述的系统，所述系统还包括：

交流(AC)信号发生器，所述交流(AC)信号发生器被配置为以高功率提供射频信号；和

直流(DC)信号发生器，所述直流(DC)信号发生器被配置为提供高电压脉冲。

8.根据权利要求7所述的系统，其中，所述射频信号和所述高电压脉冲顺序地或同时地施加到器官组织。

9.根据权利要求7所述的系统，其中，提供至少25瓦特的功率的所述射频信号。

10.根据权利要求7所述的系统，其中，所述射频信号包括从350kHz至约500kHz的频率，并且所述射频信号被提供的持续时间为至少1秒。

11.根据权利要求7所述的系统，其中，所述高电压脉冲包括至少800V的振幅。

12.根据权利要求7所述的系统，其中，所述高电压脉冲中的每个高电压脉冲的持续时间少于20微秒。

13.根据权利要求7所述的系统，其中，在相邻脉冲串之间提供选自0.3毫秒至1000毫秒中的任何值的时间间隙。

14.根据权利要求7所述的系统，其中，多个脉冲串提供PFA猝发，其中所述PFA猝发包括从2个脉冲串至100个脉冲串中的任何值，并且所述PFA猝发的持续时间包括选自零毫秒至500毫秒中的任何值。

15.根据权利要求7所述的系统，其中，所述高电压脉冲提供大约60焦耳或更少。

16.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器被进一步配置为模拟由所述脉冲场消融产生的电场，以估计消融灶的计划体积、所述消融灶的计划深度或所述消融灶的计划直径中的至少一者。

17.一种焦点消融导管，包括：

管状构件，所述管状构件沿着纵向轴线在柄部、接触力传感器与设置在所述管状构件的远侧端部处的末端电极之间延伸，

所述末端电极电连接到能量发生器，所述能量发生器被控制以在处理器的控制下通过生物组织的一个或多个位置处的所述末端电极向生物组织发射脉冲电场或射频信号以消融生物组织，

所述接触力传感器被耦接到所述末端电极并且电连接到所述处理器以提供对在脉冲电场消融期间由所述末端电极相对于生物组织经受的接触力的指示，使得由所述处理器确定作为所测量的所述末端电极的接触力和心脏中的所述一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数。

18.根据权利要求17所述的导管，其中，所述脉冲场消融指数由以下公式确定：

其中n是脉冲电场施加的施加次数，并且AI_n是每次施加脉冲的指数并且由以下公式限定：

AI_n＝A*(B_n*ln(力_n)+C_n)，

其中A是范围在90与130之间的数，B_n是由以下公式确定的参数：

B_n＝B₀*ln(n)+B₁，并且

C_n是由以下公式确定的参数：

C_n＝C₀*exp(C₁*n)。

19.根据权利要求17所述的导管，其中

B₀等于大约0.2653并且B₁等于大约0.1623，并且

C₀等于大约0.6862并且C₁等于大约0.0867。

20.一种用于施加脉冲场消融来治疗心房纤颤的方法，所述方法包括：

递送末端电极；

从所述末端电极向生物组织发射脉冲电场或射频信号，以及测量在脉冲电场的发射期间由所述末端电极相对于生物组织经受的接触力；

利用所述末端电极消融所述肺静脉的靶向组织的一个或多个位置；以及

确定作为所测量的所述末端电极的接触力的表示和来自所述脉冲电场消融中的所述一个或多个位置中的每个位置的脉冲电场施加次数的函数的消融指数，使得能够作出关于消融灶是否足够持久的确定。