CN117355271A - 用于减少心脏消融期间微泡形成的设备和方法 - Google Patents

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Abstract

本公开的各个方面涉及用于电穿孔消融的设备、系统和方法。电穿孔消融导管可以包括电极组件，该电极组件包括一个或更多个电极，电极被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场，以及超声换能器，其被配置成在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后和第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，第二电脉冲序列是第一电脉冲序列之后的电脉冲序列。

Description

用于减少心脏消融期间微泡形成的设备和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2021年5月20日提交的临时申请No.63/191,134的优先权，其内容通过引用整体并入本文。
技术领域
本公开涉及用于通过不可逆电穿孔在心脏消融期间减少或防止微泡的医疗设备、系统和方法。
背景技术
消融手术用于治疗患者的许多不同情况。消融可以用于治疗心律失常、良性肿瘤、癌性肿瘤，以及在手术期间控制出血。通常，消融是通过热消融技术(包括射频(RF)消融)和冷冻消融完成的。在射频消融中，将探针插入患者体内，并且射频波通过探针传输到周围组织。射频波产生热量，破坏周围组织并烧灼血管。在冷冻消融中，将空心针或冷冻探针插入患者体内，冷的导热流体通过探针循环，以冷冻和杀死周围组织。RF消融和冷冻消融技术通过细胞坏死来不加选择地杀死组织，这可能损伤或以其他方式杀死健康组织，比如食道中的组织、膈神经细胞和冠状动脉中的组织。
另一种消融技术使用电穿孔。在电穿孔或电透化中，向细胞施加电场以增加细胞膜的渗透性。电穿孔可以是可逆的或不可逆的，这取决于电场的强度。如果电穿孔是可逆的，细胞膜的渗透性增加可以用于在细胞愈合和恢复之前将化学物质、药物和/或脱氧核糖核酸(DNA)引入细胞中。如果电穿孔是不可逆的，受影响的细胞通过凋亡被杀死。
不可逆电穿孔(IRE)可以用作非热消融技术。在IRE中，一系列短的高电压脉冲被用来产生足够强的电场，通过细胞凋亡杀死细胞。在心脏组织的消融中，IRE可能是热消融技术(比如RF消融)和冷冻消融的安全有效的替代方案。通过使用杀死靶向组织但不永久地损伤其它细胞或组织(比如非靶向心肌组织、红细胞、血管平滑肌组织、内皮组织和神经细胞)的电场强度和持续时间，IRE可以用于杀死靶向组织(比如心肌组织)。
在一些IRE手术中，在患者的治疗期间可能形成微泡。微泡的形成可能导致组织损伤并对患者治疗来说增加风险。需要一种防止在IRE手术期间形成微泡的方法。
发明内容
在实施例1中，电穿孔消融导管包括电极组件。该电极组件包括：一个或更多个电极，该电极被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场；以及超声换能器，其被配置为在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后并且在第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，第二电脉冲序列是第一电脉冲序列之后的电脉冲序列，其中第一组超声信号具有第一平均幅度，第二组超声信号具有第二平均幅度，并且第一平均幅度不同于第二平均幅度。
在示例2中，根据示例1所述的电穿孔消融导管，其中第一平均幅度低于第二平均幅度。
在示例3中，根据示例1或2所述的电穿孔消融导管，其中电极组件进一步包括设置在电极组件的内部腔体处的内部部件，并且超声换能器设置在内部部件上。
在示例4中，根据示例1-3中的任一项所述的电穿孔消融导管，其进一步包括一根或更多根导线，以用于给消融导管供电并控制第一组和第二组超声信号的幅度和频率中的至少一个。
在示例5中，根据示例1-4中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中电极组件进一步包括多个样条部，并且其中超声换能器包括设置在多个样条部中的一个上的一个超声换能器。
在示例6中，根据示例1-5中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中第一组超声信号具有第一平均频率，其中第二组超声信号具有第二平均频率，其中第一平均频率不同于第二平均频率。
在示例7中，电穿孔消融导管包括电极组件。该电极组件包括：一个或更多个电极，其被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场；超声换能器，其被配置成产生超声信号；以及内部部件，其被设置在电极组件的内部腔体处，其中超声换能器被设置在内部部件上。
在示例8中，根据示例7所述的电穿孔消融导管，其中超声换能器被进一步配置成在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后和第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，第二电脉冲序列是第一电脉冲序列之后的电脉冲序列。
在示例9中，根据示例7-8中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中第一组超声信号具有第一平均幅度，第二组超声信号具有第二平均幅度。
在示例10中，根据示例9所述的电穿孔消融导管，其中第一平均幅度不同于第二平均幅度。
在示例11中，根据示例7-10中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中第一平均幅度低于第二平均幅度。
在示例12中，根据示例7-11中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中内部部件包括展开轴。
在示例13中，根据示例7-12中的任一项所述的电穿孔消融导管，其进一步包括具有近侧端部和远侧端部的导管轴，其中电极组件从导管轴的远侧端部延伸，并且其中展开轴从导管轴的远侧端部延伸。
在示例14中，根据示例7所述的电穿孔消融导管，其中电极组件进一步包括多个样条部，并且其中超声换能器包括设置在多个样条部中的一个上的一个超声换能器。
在示例15中，根据示例14所述的电穿孔消融导管，其中第一组超声信号具有第一平均频率，其中第二组超声信号具有第二平均频率，并且其中第一平均频率不同于第二平均频率。
在示例16中，电穿孔消融导管包括电极组件。该电极组件包括：一个或更多个电极，该电极被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场；以及超声换能器，其被配置为在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后并且在第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，第二电脉冲序列是第一电脉冲序列之后的电脉冲序列，其中第一组超声信号具有第一平均幅度，第二组超声信号具有第二平均幅度，并且第一平均幅度不同于第二平均幅度。
在示例17中，根据示例16所述的电穿孔消融导管，其中第一平均幅度低于第二平均幅度。
在示例18中，根据示例16所述的电穿孔消融导管，其中电极组件进一步包括设置在电极组件的内部腔体处的内部部件，并且其中超声换能器设置在内部部件上。
在示例19中，根据示例16所述的电穿孔消融导管，其进一步包括一根或更多根导线，以用于给消融导管供电并控制第一组和第二组超声信号的幅度和频率中的至少一个。
在示例20中，根据示例16所述的电穿孔消融导管，其中电极组件进一步包括多个样条部，并且其中超声换能器包括设置在多个样条部中的一个上的一个超声换能器。
在示例21中，根据示例16所述的电穿孔消融导管，其中第一组超声信号具有第一平均频率，其中第二组超声信号具有第二平均频率，并且其中第一平均频率不同于第二平均频率。
在示例22中，电穿孔消融导管包括电极组件。该电极组件包括：一个或更多个电极，其被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场；超声换能器，其被配置成产生超声信号；以及内部部件，其被设置在电极组件的内部腔体处，其中超声换能器被设置在内部部件上。
在示例23中，根据示例22所述的电穿孔消融导管，其中超声换能器被进一步配置成在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后和第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，第二电脉冲序列是第一电脉冲序列之后的电脉冲序列。
在示例24中，根据示例23所述的电穿孔消融导管，其中第一组超声信号具有第一平均幅度，第二组超声信号具有第二平均幅度，并且其中第一平均幅度不同于第二平均幅度。
在示例25中，根据示例24所述的电穿孔消融导管，其中第一平均幅度低于第二平均幅度。
在示例26中，根据示例22所述的电穿孔消融导管，其中内部部件包括展开轴。
在示例27中，根据示例26所述的电穿孔消融导管，其进一步包括具有近侧端部和远侧端部的导管轴，其中电极组件从导管轴的远侧端部延伸，并且其中展开轴从导管轴的远侧端部延伸。
在示例28中，根据示例22所述的电穿孔消融导管，其中电极组件进一步包括多个样条部，并且其中超声换能器包括设置在多个样条部中的一个上的一个超声换能器。
在示例29中，根据示例28所述的电穿孔消融导管，其中多个样条部的至少一部分形成内部腔体。
在示例30中，根据示例23所述的电穿孔消融导管，其中第一组超声信号具有第一平均频率，其中第二组超声信号具有第二平均频率，其中第一平均频率不同于第二平均频率。
在示例31中，一种在心脏消融期间防止微泡形成的方法，其包括将电穿孔导管设置在靶向组织附近，电穿孔导管包括一个或更多个电极和超声换能器，该超声换能器通过一个或更多个电极响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列在靶向组织中产生电场，该电场具有足以经由不可逆电穿孔消融靶向组织的电场强度，并且通过超声换能器产生一组超声信号。
在示例32中，根据示例31所述的方法，其中所述组超声信号包括第一组超声信号和第二组超声信号。
在示例33中，根据示例32所述的方法，其中第一组超声信号在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生。
在示例34中，根据示例32所述的方法，其中第二组超声信号在第一电脉冲序列结束之后并且在第二电脉冲序列开始之前产生。
在示例35中，根据示例32所述的方法，其中第一组超声信号具有第一平均幅度，其中第二组超声信号具有第二平均幅度，并且其中第一平均幅度不同于第二平均幅度。
虽然公开了多个实施例，但是，本发明的其它实施例对于本领域技术人员来说将从下文的详细描述中变得清楚，下文的详细描述示出和描述了本发明的说明性实施例。因此，附图和详细描述在本质上被认为是说明性的而非限制性的。
附图说明
图1是示出了根据本公开的主题的实施例的使用电生理学系统来治疗患者和治疗患者的心脏的示例性临床设置的图。
图2A是根据本公开的主题的实施例的包括超声换能器的示例性电穿孔消融导管。
图2B是根据本公开的主题的实施例的包括超声换能器的示例性电穿孔消融导管。
图2C是根据本公开的主题的实施例的包括超声换能器的示例性电穿孔消融导管。
图3示出了根据本公开的主题的实施例的在猝发期间超声换能器的示例性超声波波形。
图4示出了根据本公开的主题的实施例的包括超声换能器的示例性电穿孔消融导管。
图5是示出了根据本公开的主题的实施例的在通过电穿孔进行心脏消融期间减少或防止微泡形成的方法的流程图。
虽然本发明适用于各种修改和替代形式，但是在附图中通过示例的方式示出了特定实施例，并且在下面对其进行详细描述。然而，本发明并不将本发明限于所描述的特定实施例。相反，本发明旨在覆盖落在由所附权利要求限定的本发明的范围内的所有修改、等效物和替代方案。
具体实施方式
以下详细描述本质上是示例性的，并不旨在以任何方式限制本发明的范围、适用性或配置。相反，以下描述提供了用于实施本发明的示例性实施例的一些实际说明。为所选元件提供了结构、材料和/或尺寸的示例。本领域的技术人员将认识到，许多提到的示例具有各种适当的替代方案。
由于本文中使用的术语是关于有形事物(例如，产品、库存等)和/或无形事物(例如，数据、货币的电子表示、账户、信息、事物的一部分(例如，百分比、分数)、计算、数据模型、动态系统模型、算法、参数等)的测量值(例如，尺寸、特征、属性、成分等)以及它们的范围，“大约”和“近似”可以互换使用，以表示包括所述测量值的测量值，并且还包括合理地接近所述测量值的任何测量值，但是可能具有合理小量的差异，比如相关领域的普通技术人员将理解并容易确定的，这归因于测量误差；测量和/或制造设备校准的差异；读取和/或设置测量值时的人为错误；考虑到其他测量值(例如，与其他事物相关的测量值)，为优化性能和/或结构参数而进行的调整；特定的实施方案；人、计算装置和/或机器对事物、设置和/或测量的不精确调整和/或操纵；系统公差；控制回路；机器学习；可预见的变化(例如，统计上无关紧要的变化、混乱的变化、系统和/或模型不稳定等)；偏好；和/或类似物。
尽管说明性方法可以由一个或更多个附图(例如，流程图、通信流程等)来表示，但是附图不应该被解释为暗示本文公开的各个步骤的任何要求或其中或之间的特定顺序。然而，某些实施例可能需要某些步骤和/或某些步骤之间的某些顺序，如本文明确描述的和/或从步骤本身的性质可以理解的(例如，某些步骤的执行可能取决于前一步骤的结果)。此外，项目的“集合”、“子集”或“组”(例如，输入、算法、数据值等)可以包括一个或更多个项目，并且类似地，项目的子集或子组可以包括一个或更多个项目。“多个”意味着多于一个。
如本文所用，术语“基于”不意味着是限制性的，而是表示通过至少使用“基于”以下的术语作为输入来执行确定、识别、预测、计算等。例如，基于特定的一条信息来预测结果可以附加地或替代地基于另一条信息进行相同的确定。
不可逆电穿孔(IRE)使用高电压、短(例如，100微秒或更短)脉冲通过凋亡来杀死细胞。IRE可以靶向地杀死心肌，而不伤害其它邻近组织(包括食道血管平滑肌和内皮)。在IRE治疗区段的过程期间，可能形成微泡。治疗区段可以包括治疗猝发时段和静默时段。治疗区段(例如，持续大约10毫秒)可以包括多个电脉冲(例如，20个脉冲、30个脉冲等)，也称为治疗猝发，由电穿孔发生器连续地产生和递送。治疗猝发时段是指治疗猝发的时段，而静默时段是指没有治疗猝发的时段。在某些情况下，微泡可能在静默时段期间形成。微泡的形成可能导致组织损伤并增加患者治疗的风险。
本公开的至少一些实施例涉及使用超声技术在IRE消融期间减少、破坏和/或防止微泡形成的系统和方法。在一些实施例中，电穿孔消融系统包括被配置为产生能够破坏微泡的超声信号的超声换能器。在某些实施例中，超声换能器被配置成，在静默时段(即，治疗猝发之间的时段)期间产生具有与治疗猝发期间相比更高幅度的超声信号。
图1是示出根据本公开的主题的实施例的使用电生理学系统50治疗患者20和治疗患者20的心脏30的示例性临床设置10的图。电生理学系统50包括超声发生器154、电穿孔装置60和可选的定位场发生器80。此外，临床设置10包括附加设备，比如成像设备94(由C形臂表示)和被配置成允许操作者控制电生理学系统50的各个方面的各种控制器元件。如本领域技术人员将理解的，临床设置10可以具有图1中未示出的其他部件和部件的布置。
电穿孔装置60包括电穿孔导管105、导入鞘110、电极组件150、控制器90和电穿孔发生器130。在实施例中，电穿孔装置60被配置成将电场能量传递到患者的心脏30中的靶向组织，以产生组织凋亡，从而使组织无法传导电信号。控制器90被配置成控制电穿孔装置60的功能方面。在实施方案中，控制器90被配置成接收和发送用于电穿孔发生器130产生电脉冲的定时信号。在实施方案中，电穿孔发生器130可作为脉冲发生器来操作，以用于产生脉冲序列并将其提供给电穿孔导管105。在实施例中，电穿孔发生器130可操作以接收来自加速度计117的感测信号，并基于所接收的感测信号作为脉冲发生器，以用于产生脉冲序列并将其提供给电穿孔导管105。
在实施例中，导入鞘110可操作以提供输送导管，通过该输送导管，电穿孔导管105可以被部署到患者的心脏30内的特定靶向部位。然而，应当理解，本文中示出和描述的导入鞘110是为了给整个电生理学系统50提供环境。
在图示的实施例中，电穿孔导管105包括手柄105a、轴105b和电极组件150，这将在下文中进一步描述。手柄105a被配置成由用户操作以将电极组件150定位在期望的解剖位置。轴105b具有远侧端部105c，并且通常限定电穿孔导管105的纵向轴线。如图所示，电极组件150位于轴105b的远侧端部105c处或附近。在实施例中，电极组件150电气地联接到电穿孔发生器130，以接收电脉冲序列或脉冲串，从而选择性地产生电场，以用于通过不可逆电穿孔消融靶向组织。
在实施例中，如图1所示，电极组件150包括联接到超声发生器154的超声换能器152。在一些示例中，超声换能器152包括超声波压电换能器。在一些实施例中，超声发生器154可以集成到电穿孔发生器130中。在实施例中，超声发生器154可以与电穿孔发生器130分隔开。控制器90可以可操作地连接到超声发生器154，并且可以被配置成接收和发送用于超声发生器154的定时信号，以根据从电穿孔发生器130接收的定时信号产生超声波波形(下文关于图3更详细地解释)。在实施例中，超声发生器154被配置成产生超声信号(下文进一步详细描述)以减少、破坏和/或防止IRE消融期间微泡的形成。在一些实施例中，超声发生器154可用于产生超声信号以减少或防止微泡形成。在一些情况下，可以控制超声发生器154，使得在治疗区段的治疗猝发时段和静默时段之间以不同的振幅和/或频率产生超声信号。
电穿孔装置60可操作以产生IRE脉冲序列，该脉冲序列包括预调节(预处理)脉冲序列和电穿孔脉冲序列。IRE脉冲序列被配置成消融靶向组织。在实施例中，预处理脉冲序列是一系列电脉冲，其幅度逐渐增加以使骨骼肌组织腱化并在靶向组织附近提供电解。在实施例中，电穿孔脉冲序列是一系列被配置成对靶向组织造成不可逆损伤的电穿孔脉冲。
在实施例中，电穿孔装置60包括加速度计117，该加速度计可以附接到患者20的身体，比如附接到患者的胸部，并与电穿孔发生器130电气地联接。加速度计117被配置成感测患者的骨骼肌系统的收缩以检测手足搐搦症。来自加速度计117的信号被电穿孔发生器130接收，该电穿孔发生器处理这些信号以确定患者的骨骼肌系统是否正在收缩以及是否已经出现手足搐搦症。在实施例中，电穿孔发生器130被配置成仅在患者出现手足搐搦症后提供电穿孔脉冲序列。在实施例中，控制器90可操作以接收来自加速度计117的感测信号，并基于接收到的感测信号，控制电穿孔发生器130以产生脉冲序列并将其提供给电穿孔导管105。
在实施例中，电穿孔装置60作为一个封闭系统，其中表面加速度计117监测胸部振动，并且电穿孔发生器130调节脉冲，直到出现强直(tetany)，并且随后电穿孔发生器130递送电穿孔脉冲。此外，在实施例中，靶向组织和靶向组织周围的组织的局部阻抗可以在此期间被测量，以计算消融前和消融后的值，从而用于评估损伤功效。
根据实施例，电生理系统50的各种部件(例如，控制器90)可以在一个或更多个计算装置上实施。计算装置可以包括适于实施本公开的实施例的任何类型的计算装置。计算装置的示例包括专用计算装置或通用计算装置，比如工作站、服务器、笔记本电脑、便携式装置、台式电脑、平板电脑、手持装置、通用图形处理单元(GPGPU)等，所有这些都参考电生理系统50的各种部件被考虑在图1的范围内。
在一些实施例中，计算装置包括直接和/或间接地联接以下装置的总线：处理器、存储器、输入/输出(I/O)端口、I/O部件和电源。任何数量的附加部件、不同部件和/或部件的组合也可以包括在计算装置中。总线代表一个或更多个总线(例如像地址总线、数据总线或其组合)。类似地，在一些实施例中，计算装置可以包括多个处理器、多个存储器部件、多个I/O端口、多个I/O部件和/或多个电源。此外，任意数量的这些部件或其组合可以分布和/或复制在多个计算装置上。
在一些实施例中，电生理系统50包括存储器(未示出)。存储器包括易失性和/或非易失性存储器的形式的计算机可读介质、瞬态和/或非瞬态存储介质，并且可以是可移动的、不可移动的或其组合。介质示例包括随机存取存储器(RAM)；只读存储器(ROM)；电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)；闪速存储器；光学或全息介质；盒式磁带、磁带、磁盘存储器或其他磁存储装置；数据传输；和/或可以用于存储信息并可以由计算装置访问的任何其他介质，例如像量子状态存储器，和/或类似的。在一些实施例中，存储器存储计算机可执行指令，以用于使处理器(例如，控制器90)实现本文讨论的系统部件的实施例的方面和/或执行本文讨论的方法和程序的实施例的方面。
计算机可执行指令可以包括例如计算机代码、机器可用指令等，例如像能够由与计算装置相关联的一个或更多个处理器执行的程序部件。程序部件可以使用任何数量的不同编程环境进行编程，其包括各种语言、开发工具包、框架、和/或类似的。本文设想的一些或所有功能也可以或替代地在硬件和/或固件中实施。
在一些实施例中，存储器可以包括数据储存库，该数据储存库可以使用下文描述的任何一种配置来实施。数据储存库可以包括随机存取存储器、平面文件、XML文件和/或在一个或更多个数据库服务器或数据中心上执行的一个或更多个数据库管理系统(DBMS)。数据库管理系统可以是关系(RDBMS)、分级(HDBMS)、多维(MDBMS)、面向对象(ODBMS或OODBMS)或对象关系(ORDBMS)数据库管理系统等。例如，数据储存库可以是单个关系数据库。在一些情况下，数据储存库可以包括多个数据库，这些数据库可以通过数据集成过程或软件应用来交换和聚合数据。在示例性实施例中，数据储存库的至少一部分可以被托管在云数据中心中。在一些情况下，数据储存库可以被托管在单个计算机、服务器、存储装置、云服务器、或类似的上。在一些其他情况下，数据储存库可以被托管在一系列联网的计算机、服务器或装置上。在一些情况下，数据储存库可以被托管在包括本地、区域和中心的数据存储装置层上。
电生理系统50的各种部件可以经由通信接口(例如，有线或无线接口)通信或经由该通信接口联接。通信接口包括但不限于任何有线或无线短程和远程通信接口。有线接口可以使用电缆、脐带缆等。短距离通信接口可以是例如局域网(LAN)、符合已知通信标准的接口，比如标准、IEEE 802标准(例如IEEE 802.11)、/>或类似规范，比如基于IEEE 802.15.4标准的那些规范，或其他公共或专有无线协议。远程通信接口可以是例如广域网(WAN)、蜂窝网络接口、卫星通信接口等。通信接口可以在比如内联网的专用计算机网络内，或者在比如因特网的公共计算机网络上。
图2A-2C是示出根据本公开的主题的实施例的心脏标测导管200的远侧端部的局部透视图。如图2A所示，电极组件202以径向延伸状态展开。电极组件202可以包括一个或更多个样条部204和端盖206。每个样条部204可以在导管200的远侧端部208和端盖206之间延伸，并形成内部腔体222。每个样条部204可以包括柔性聚合物基底210和多个电极212。在一些实施例中，柔性聚合物基底210可以包括加强元件214。加强元件214可以是例如镍钛诺层。加强元件214可以在每个样条部204中产生力，该力将电极组件202朝向未展开状态或配置(未示出)偏置。在一些实施例中，可以有2-8个样条部204连接到导管200的远侧端部208。在一些实施例中，可以有多于8个样条部连接到导管200的远侧端部208。
在一些实施例中，电极212可以是消融电极，并且被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场。在一些情况下，一个或更多个电极212的至少一部分设置在一个或更多个样条部204上。
如图2A所示，展开轴216可以从端盖206延伸并在远侧端部208处进入导管主体218中。在一些实施例中，端盖206可以是用于心脏刺激或组织消融的电极。在一些实施例中，端盖206可以包含磁传感器，以用于确定电极组件202在体内的位置。
在一些实施例中，电极组件202包括设置在电极组件202的内部腔体222处的内部部件224。展开轴216可以是内部部件224的一部分。在一些实施例中，电极组件进一步包括设置在内部部件224上的超声换能器220。超声换能器220可以用于破坏可能由于不可逆电穿孔而形成的任何微泡。在治疗期间，作为电极组件202的一部分，超声换能器220将被直接地放置在液体介质(即，患者的心脏内的血液或流体)内，在该液体介质内将具有超声信号的最大吸收。
反射系数(r)等于(Z1-Z2)/(Z1+Z2)，其中Z1是换能器220附近的声阻抗(对超声波通过组织传播的阻力)，并且Z2是治疗期间可能形成的任何气泡(未示出)附近的声阻抗。由于Z1和Z2的值相对接近，因此破坏气泡所需的能量也相对较小。此外，如将在下文更详细解释的，通过使由换能器产生的超声波与由消融电极产生的用于治疗的猝发串(brusttrain)同步，我们可以进一步降低和最小化换能器所需的功率。
在一些实施例中，如图2B所示，一个或更多个超声换能器220可以位于一个或更多个样条部204的内表面上。在一些情况下，每个样条部上可以设置一个超声换能器。在某些情况下，在每个样条部上可以设置多于一个超声换能器。在一些情况下，一个或更多个样条部204的选定样条部具有设置在其上的一个或更多个超声换能器220。在一个示例中，四个样条部204中的两个包括设置在其上的一个超声换能器220。
在一些实施例中，如图2C所示，一个或更多个超声换能器220可以设置在电极组件202的端盖206上。在一些情况下，可能只有一个超声换能器220设置在电极组件202的端盖206上。在某些情况下，三个超声换能器220设置在电极组件202的端盖上。在一个示例中，三个超声换能器220以相等的间距设置在端盖206上。在一些情况下，可以在导管主体218的远侧端部208上设置一个或更多个超声换能器220。在一些实施例中，通过在电极组件202的远侧端部和导管主体218的远侧端部都具有换能器，与在电极组件202的内部腔体222中具有一个或更多个换能器相比，超声波可以减少、破坏和/或防止在患者的心脏的更大区域中形成微泡。
图3示出了由超声换能器(如图2A所示)产生的超声波波形304，其与由多个电极(如图2A所示)产生的猝发串302同步。如图3所示，一个治疗猝发308(也称为电脉冲序列)可以包括多个正脉冲322和多个负脉冲324。在一个示例中，治疗猝发308具有大于500伏的电压。在每个治疗猝发308、312之间可以具有静默时段318。在实施例中，治疗区段326可以包括治疗猝发308和静默时段318。超声波波形304的频率可以在1-5MHz之间。在一些情况下，超声波波形的频率可以高于5MHz。在一些情况下，超声波波形的频率可以高达15MHz。在一些实施例中，每个治疗猝发308、312之间的超声波波形304的频率大约为2.9MHz。在一些实施例中，每个治疗猝发308、312期间的超声波波形304的频率约为1MHz。超声波波形304的幅度可以在0.5-3.5MPa之间。在一些实施例中，超声波波形304的幅度在治疗猝发308、312期间可以是大约0.5MPa，并且在治疗猝发308、312之间的静默时段318期间可以是大约3.5MPa。在一个示例中，超声信号具有大约100伏的电压。
在一些实施例中，超声换能器被配置成在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列308期间产生第一组超声信号306，并且在第一电脉冲序列308结束之后以及在第二电脉冲序列312开始之前产生第二组超声信号310，第二电脉冲序列312是第一电脉冲序列308之后的电脉冲序列。在一些实施例中，第一组超声信号306的频率低于第二组超声信号310的频率。在某些实施例中，第一组超声信号306的幅度低于第二组超声信号310的幅度。在一些示例中，第二组超声信号310的幅度是第一组超声信号306的幅度的至少三(3)倍。在某些示例中，第二组超声信号310的幅度是第一组超声信号306的幅度的至少四(4)倍。
在一些情况下，在第一电脉冲序列308期间，第一组超声信号306的幅度可以是大约0.5MPa。在一些情况下，在静默时段318期间，第二组超声信号310的幅度可以是大约3.5MPa。在一些实施例中，可以具有第三组超声信号320。如图所示，第三组超声信号320可以在第二电脉冲序列312开始之后产生。在一些情况下，第三组超声信号320的幅度可以与第一组超声信号306的幅度相同。在一些情况下，第三组超声信号320的幅度可以小于第二组超声信号310。
如图所示，第一组超声信号306具有第一平均幅度314，并且第二组超声信号310具有第二平均幅度316。在一些情况下，第一平均幅度314不同于第二平均幅度316。在一些情况下，第一平均幅度314低于第二平均幅度316。在一些实施例中，314的幅度可以是大约0.5MPa，并且316的幅度可以是大约3.5MPa。
图4示出了根据本公开的主题的实施例的包括超声换能器的示例性电穿孔消融导管400。如图4所示，导管400包括导管轴402，其中该导管轴具有纵向轴线405并具有远侧端部406。如本文所用，纵向轴线是指穿过物体的横截面的质心的线。导管400进一步包括电极组件407。在一些实施例中，电极组件407从导管轴402的远侧端部406延伸。在实施例中，电极组件407被配置成呈现第一瘪缩状态和第二扩张状态。在一些情况下，电极组件407包括可扩张部件420和设置在可扩张部件420上的多个电极425。可扩张部件420可以在第一状态瘪缩并且在第二状态扩张。
在一些实施例中，电极组件407包括形成内部腔体415的多个样条部404和设置在腔体415中的可膨胀气囊(未示出)。在此类实施例中，多个样条部404和气囊共同形成可扩张部件420。
在一些实施例中，导管400被配置成在多个电极425处接收消融能量(例如，电穿孔脉冲)并在电极425处产生电场。在一个实施例中，电场具有足以经由不可逆电穿孔消融靶向组织的电场强度。在一些实施例中，多个电极425包括第一组电极408和第二组电极410。在一些情况下，第一组电极408设置在多个样条部404的周向处，并且第二组电极410邻近导管400的远侧端部412设置。在一些情况下，第一组电极408被称为近侧电极，并且第二组电极410被称为远侧电极，其中远侧电极410被设置为比近侧电极408更靠近电穿孔消融导管400的远侧端部412。在一些实施方式中，电极425可以包括导电或光学油墨的薄膜。油墨可以是基于聚合物的。油墨可以另外地包括与导电材料组合的材料，比如碳和/或石墨。电极可以包括生物相容的低电阻金属，比如银、银片、金和铂，它们另外是不透射线的。
第一组电极408中的每个电极和第二组电极410中的每个电极被配置成导电并可操作地连接到控制器和消融能量发生器(见图1)。在实施例中，第一组电极408和第二组电极410中的一个或更多个电极包括柔性电路。
第一组电极408中的电极与第二组电极410中的电极间隔开。第一组电极208包括电极408a-408f，并且第二组电极410包括电极410a-410f。此外，第一组电极408中的电极(比如电极408a-408f)彼此间隔开，并且第二组电极410中的电极(比如电极410a-410f)彼此间隔开。
第一组电极408中的电极的空间关系和定向以及第二组电极410中的电极相对于同一导管400上的其他电极的空间关系和定向是已知的或可以确定的。在实施例中，一旦导管展开，则第一组电极408中的电极的空间关系和定向以及第二组电极410中的电极相对于同一导管400上的其他电极的空间关系和定向是恒定的。
类似于图2A中所示的超声换能器220，在该气囊导管中，超声换能器422可以放置在导管400的远侧端部406附近的腔体415内。超声换能器422被配置成破坏在患者的治疗期间可能形成的一个或更多个微泡。替代地或附加地，在一些实施例中，一个或更多个换能器(未示出)可以设置在电极组件407的远侧端部412上，例如，在端盖上。在一些实施例中，一个或更多个换能器可以设置在导管轴400的远侧端部406上以及电极组件412的远侧端部412上，从而覆盖更大的区域以减少、破坏和/或防止患者的心脏中微泡的形成。在一些实施例中，导管轴可以包括用于从第一组电极408、第二组电极410和/或一个或更多个超声换能器422向控制器(未示出)传输功率和信号控制的导线。控制器被配置成接收信号并将其发送到第一组电极408、第二组电极410和/或一个或更多个超声换能器422，以用于在治疗区段期间产生电穿孔脉冲和超声波波形。
图5是示出根据本公开的主题的实施例的通过电穿孔在心脏消融期间减少或防止微泡形成的方法500的示例性流程图。方法500的实施例的各方面可以例如通过电穿孔消融系统/装置(例如，图1中描述的电生理学系统50)来执行。方法500的一个或更多个步骤是可选的和/或可以被本文描述的其他实施例的一个或更多个步骤修改。此外，本文描述的其他实施例的一个或更多个步骤可以添加到方法500中。如图5所示，电穿孔导管可以设置在患者体内的靶向组织附近(505)。在一些实施例中，电穿孔导管包括一个或更多个电极和超声换能器。在一些实施例中，一个或更多个电极响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织附近产生电场，该电场具有足以经由不可逆电穿孔消融靶向组织的电场强度(510)。
可以产生一组或更多组超声信号来破坏在患者的治疗期间可能形成的一个或更多个微泡(515，520)。一组或更多组超声信号可以包括第一组超声信号和第二组超声信号。在一些情况下，第一组超声信号在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生。在一些情况下，第二组超声信号由超声换能器在第一电脉冲序列结束之后和第二电脉冲序列开始之前产生。在一些情况下，第一组超声信号具有第一平均幅度，第二组超声信号具有第二平均幅度。在一些示例中，第一平均幅度不同于第二平均幅度。在某些示例中，第一平均幅度低于第二平均幅度。
在不脱离本发明的范围的情况下，可以对所讨论的示例性实施例进行各种修改和添加。例如，虽然上述实施例涉及特定特征，但是本发明的范围还包括具有不包括所有所述特征的特征和实施例的不同组合的实施例。因此，本发明的范围旨在涵盖落入权利要求的范围内的所有这样的替代、修改和变化，以及其所有等同物。

Claims (15)

1.一种电穿孔消融导管，其包括：
电极组件，其包括：
一个或更多个电极，其被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场；以及
超声换能器，其被配置成在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后和第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，所述第二电脉冲序列是所述第一电脉冲序列之后的电脉冲序列；
其中所述第一组超声信号具有第一平均幅度；
其中所述第二组超声信号具有第二平均幅度；并且
其中所述第一平均幅度不同于所述第二平均幅度。
2.根据权利要求1所述的电穿孔消融导管，其中所述第一平均幅度低于所述第二平均幅度。
3.根据权利要求1-2中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中，所述电极组件进一步包括设置在所述电极组件的内部腔体处的内部部件；并且
其中所述超声换能器设置在内部部件上。
4.根据权利要求1-3中的任一项所述的电穿孔消融导管，其进一步包括一根或更多根导线，以用于给消融导管供电并控制第一组超声信号和第二组超声信号的幅度和频率中的至少一个。
5.根据权利要求1-4中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中，所述电极组件进一步包括多个样条部；
其中所述超声换能器包括设置在多个样条部中的一个上的一个超声换能器。
6.根据权利要求1-5中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中所述第一组超声信号具有第一平均频率，其中所述第二组超声信号具有第二平均频率，其中所述第一平均频率不同于所述第二平均频率。
7.一种电穿孔消融导管，其包括：
电极组件，其包括：
一个或更多个电极，其被配置成响应于在多个治疗区段中递送的多个电脉冲序列而在靶向组织中产生电场；
超声换能器，其被配置成产生超声信号；以及
设置在电极组件的内部腔体处的内部部件；并且
其中所述超声换能器设置在内部部件上。
8.根据权利要求7所述的电穿孔消融导管，其中，所述超声换能器被进一步配置成在多个电脉冲序列的第一电脉冲序列期间产生第一组超声信号，并且在第一电脉冲序列结束之后和第二电脉冲序列开始之前产生第二组超声信号，所述第二电脉冲序列是所述第一电脉冲序列之后的电脉冲序列。
9.根据权利要求7-8中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中所述第一组超声信号具有第一平均幅度，所述第二组超声信号具有第二平均幅度。
10.根据权利要求9所述的电穿孔消融导管，其中所述第一平均幅度不同于所述第二平均幅度。
11.根据权利要求7-10中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中所述第一平均幅度低于所述第二平均幅度。
12.根据权利要求7-11中的任一项所述的电穿孔消融导管，其中，所述内部部件包括展开轴。
13.根据权利要求7-12中的任一项所述的电穿孔消融导管，进一步包括：
具有近侧端部和远侧端部的导管轴；
其中所述电极组件从导管轴的远侧端部延伸；并且
其中所述展开轴从导管轴的远侧端部延伸。
14.根据权利要求7所述的电穿孔消融导管，其中，所述电极组件进一步包括多个样条部；
其中所述超声换能器包括设置在多个样条部中的一个上的一个超声换能器。
15.根据权利要求14所述的电穿孔消融导管，其中所述第一组超声信号具有第一平均频率，其中所述第二组超声信号具有第二平均频率，其中所述第一平均频率不同于所述第二平均频率。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090287205A1 (en) * 2008-05-16 2009-11-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems and methods for preventing tissue popping caused by bubble expansion during tissue ablation
US8545409B2 (en) * 2011-04-14 2013-10-01 St. Jude Medical, Inc. Arrangement and interface for RF ablation system with acoustic feedback
WO2015171921A2 (en) * 2014-05-07 2015-11-12 Mickelson Steven R Methods and apparatus for selective tissue ablation
US11051873B2 (en) * 2015-06-30 2021-07-06 Cilag Gmbh International Surgical system with user adaptable techniques employing multiple energy modalities based on tissue parameters

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