ES2254332T3

ES2254332T3 - Sistema y procedimiento para detectar el contacto electrodo-tejido.

Info

Publication number: ES2254332T3
Application number: ES01305873T
Authority: ES
Inventors: Alexander Goldin; Michael Levin; Avraham Matcovitch
Original assignee: Biosense Webster Inc
Current assignee: Biosense Webster Inc
Priority date: 2000-07-07
Filing date: 2001-07-06
Publication date: 2006-06-16
Anticipated expiration: 2021-07-06
Also published as: DE60115996D1; KR20020005467A; IL144117A0; JP2002078694A; DE60115996T2; DE60138231D1; JP2011152430A; US6569160B1; EP1169974B1; EP1586281A1; EP1586281B1; AU774633B2; AU5424801A; KR100859675B1; EP1169974A1; IL144117A; CA2352681A1; JP4733300B2; HK1081835A1; CA2352681C

Abstract

Sistema (18) para detectar el contacto de un electrodo con el tejido (29), comprendiendo dicho sistema: a) Un catéter (20) que comprende i) un cuerpo (20a) que tiene un extremo proximal y un extremo distal (22), teniendo dicho extremo distal una punta distal (26); ii) un electrodo de contacto (24) adaptado para su contacto con el tejido (29) en el que dicho electrodo (24) de contacto está situado en dicha en punta distal (26) del catéter, y iii) un sensor de localización (28) para determinar una posición de dicho extremo distal (22); b) Un electrodo de referencia (25) en el que dicho electrodo de referencia está situado sobre dicho catéter (20); c) Un electrodo de retorno (48), estando dicho electrodo de retorno adaptado para funcionar como sumidero de dichas señales de prueba sobre dicho electrodo (24) de la punta distal y sobre dicho electrodo de referencia (25); y d) Un circuito (40) de detección del contacto que comprende: i) un generador (56; 90) de señales para enviar señales de prueba a dicho electrodo de contacto (24) y a dicho electrodo de referencia (25); y ii) un circuito (94) para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de dichas señales de prueba, siendo dicha respuesta eléctrica diferencial indicativa del contacto de dicho electrodo de contacto (24) con el tejido (29); en el que dicho circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de dichas señales de prueba comprende: i) un primer amplificador diferencial (66) para medir una primera señal de diferencia eléctrica entre dicho electrodo (24) de la punta distal y dicho electrodo de retorno (48); y ii) un segundo amplificador diferencial (68) para medir una segunda señal de diferencia eléctrica entre dicho electrodo de referencia (25) y dicho electrodo de retorno (48), en el que dicho electrodo de referencia (25) está protegido de hacer contacto con el tejido (29).

Description

Sistema y procedimiento para detectar el contacto electrodo-tejido.

Campo de la invención

La presente invención se refiere a un sistema para detectar el contacto de un electrodo con un tejido. El sistema de la invención está particularmente indicado para su uso en combinación con investigaciones electrofisiológicas o electromecánicas intracardiacas, o en combinación con procedimientos terapéuticos, como por ejemplo extirpación quirúrgica cardiaca.

Antecedentes de la invención

Las arritmias cardiacas, la más común de las cuales es la taquicardia ventricular (TV) [VT] son una causa importante de muerte. En una mayoría de pacientes, la TV procede de una lesión de 1 mm a 2 mm situada próxima a la superficie interior de la cámara cardiaca. Uno de los tratamientos de la TV comprende la cartografía de las conducciones eléctricas del corazón para localizar la lesión seguida de la extirpación quirúrgica de la zona productora de la arritmia.

La Patente estadounidense 5,546,951; la solicitud de Patente estadounidense 08/793,371 (publicada ahora como documento US 6,690,963); y la solicitud PCT WO 96/05768 divulga procedimientos para detectar una cualidad eléctrica del tejido cardiaco como por ejemplo el tiempo de activación local como función de la localización precisa dentro del corazón. Los datos son obtenidos haciendo avanzar por el interior del corazón uno o más catéteres que tienen en sus puntas distales unos sensores eléctricos y de localización. La localización precisa en tres dimensiones de la punta del catéter se asegura mediante el sensor de la localización contenido en el interior de aquellos catéteres. El sensor de localización opera generando unas señales sensibles a la localización precisa del sensor dentro de un campo no ionizante externamente generado, como por ejemplo un campo electromagnético. Con carácter simultáneo a la obtención de la información de localización, la información eléctrica también se obtiene mediante al menos un electrodo contenido en la punta distal del catéter. La detección exacta de la localización y de la información eléctrica mediante los sensores contenidos en el catéter requiere en términos generales un alto grado de confianza de que el electrodo del catéter está en contacto con el tejido.

En sistemas que utilizan medios acústicos para determinar la localización de electrodos de cartografía y de extirpación quirúrgica, es así mismo importante para determinar que los electrodos están en contacto con el tejido que va a ser cartografiado o extirpado. Por ejemplo, la Patente estadounidense 5,409,000 divulga el uso de una sonda de catéter que tiene una pluralidad de brazos separados en círculo y que se extienden en sentido longitudinal adaptados para quedar dispuestos dentro de una cámara de un corazón. Los electrodos son soportados por los brazos y están adaptados para ser desplazados hasta situarse en contacto con la pared del corazón. Unos marcadores visibles de forma ultrasónica son sostenidos por los brazos para codificar los brazos, de forma que un brazo pueda ser distinguido de otro. Un catéter de extirpación que tiene un medio de visualización ultrasónico, como por ejemplo un sensor o transductor ultrasónico en su extremidad distal, es sostenido por y está montado de manera deslizable dentro de la sonda de catéter. La extremidad distal del catéter de extirpación es desplazable hacia determinadas posiciones para visualizar ultrasónicamente los marcadores sostenidos por los brazos de la sonda de catéter, de forma que los brazos puedan ser identificados y la separación de los brazos pueda ser asegurada.

La solicitud PCT WO 99/05971 divulga un sistema que utiliza uno o más catéteres de referencia ultrasónicos para establecer un sistema de coordenadas en tres dimensiones dentro del corazón de un paciente utilizando principios de triangulación. El sistema de coordenadas es representado gráficamente en tres dimensiones sobre un monitor de vídeo y se considera que constituye una ayuda para el facultativo en la guía de otros dispositivos médicos, los cuales están provistos de unos sensores o transductores de ultrasonido, introducidos en el cuerpo en localizaciones en las cuales se requiere que se desarrollen procedimientos clínicos. El sistema se ha considerado útil para ayudar al médico en la guía de catéteres de cartografía para medir la actividad eléctrica y de los catéteres de extirpación para extirpar zonas seleccionadas de tejido cardiaco, en las localizaciones deseadas dentro del corazón.

Procedimientos para crear la configuración cartográfica de la actividad eléctrica del corazón en base a estos datos se divulgan en los documentos EP-A-0 974 936 y EP-A-1 070 480.

En estudios clínicos, no es insólito acumular datos en 100 o más emplazamientos dentro del corazón para generar un mapa detallado, de conjunto de la actividad eléctrica de la cámara cardiaca. El uso de los sensores de localización según lo descrito anteriormente en la presente memoria es de gran utilidad en la obtención de un mapa detallado y preciso de la actividad de la cámara cardiaca.

También pueden emplearse catéteres que incluyan sensores de posición y localización para determinar la trayectoria de puntos sobre la superficie cardiaca. Estas trayectorias pueden ser utilizadas para inferir las características de movilidad mecánica, como por ejemplo la contractilidad del tejido. Como se divulga en la Patente estadounidense 5,738,096, pueden elaborarse mapas que representen dichas características de movilidad, los cuales pueden resultar superpuestos con mapas que representen una información eléctrica local, cuando la información de la trayectoria es obtenida en un número suficiente de puntos dentro del corazón. Los mapas precisos de dichas características de movilidad requieren nuevamente la seguridad de que los datos son obtenidos cuando la punta del catéter esta en contacto con el tejido cardiaco.

Los mapas detallados generados de acuerdo con lo descrito anteriormente pueden servir como base para decidir acerca del curso de acción terapéutico, por ejemplo, la extirpación de tejido, para alterar la propagación de la actividad eléctrica del corazón y para restaurar el ritmo cardiaco normal. En la extirpación cardiaca, la energía, típicamente en la amplitud de radiofrecuencia (RF), es suministrada en puntos seleccionados situados sobre la superficie intracardiaca mediante un catéter con un electrodo de extirpación en su punta distal. La extirpación se lleva a cabo haciendo entrar en contacto el electrodo de la punta distal con el locus de una actividad eléctrica aberrante e iniciando el suministro de energía de RF a través del electrodo de la punta distal de un generador de RF en comunicación con el electrodo de la punta distal. La extirpación se efectúa con la mayor efectividad cuando el electrodo de la punta distal esta en contacto con la pared cardiaca. La ausencia de contacto o un contacto deficiente del electrodo de la punta con la pared del corazón supone a la disipación de la energía de RF en la sangre, así como la posible distorsión del electrodo de la punta con la posibilidad concomitante de una formación de coágulos sanguíneos. De acuerdo con ello, es importante que tanto la cartografía como la extirpación se vean acompañadas por procedimientos y sistemas para detectar y asegurar el contacto electrodo - tejido.

Un determinado número de referencias informan sobre procedimientos para determinar el contacto electrodo - tejido, incluyendo las Patentes estadounidenses 5,935,079; 5,891,095; 5,836,990; 5,836,874; 5,673,704; 5,662,108; 5,469,857; 5,447,529; 5,341,807; 5,078,714; y la solicitud de Patente Canadiense 2,285,342. Alguna de estas referencias, por ejemplo las Patentes estadounidenses 5,935,079, 5,836,990, y 5,447,529 determinan el contacto electrodo - tejido midiendo la impedancia entre el electrodo de la punta y un electrodo de retorno. Como se divulga en la Patente estadounidense 5,447,529, es en general sabido que la impedancia a través de la sangre es genéricamente más baja que la impedancia a través de tejido. De acuerdo con ello, el contacto del tejido ha sido detectado comparando los valores de impedancia a través de una serie de electrodos con los valores de impedancia medidos con antelación cuando se sabe que un electrodo está en contacto con el tejido y cuando se sabe que está en contacto únicamente con la sangre. Un problema al utilizar este procedimiento durante intervenciones quirúrgicas intracardiacas es el hecho de que las impedancias del tejido y de la sangre pueden cambiar durante una intervención. Así mismo, la impedancia a través del tejido depende también del estado del tejido. Por ejemplo, la impedancia a través de un tejido infartado se sabe que es menor que la impedancia a través de un tejido sano.

La Patente estadounidense 5,341,807 divulga un procedimiento para detectar el contacto de un electrodo de la punta del catéter con el tejido. El procedimiento de la Patente 5,341,807 emplea un catéter que tiene un electrodo en la punta y una pluralidad de electrodos de anillo separados axialmente montados a lo largo de la superficie del catéter. Una señal de prueba es aplicada a través de un par de electrodos exteriores dispuestos a lo largo del catéter. Cada electrodo exterior esta emparejado con un electrodo interior para desarrollar una característica de impedancia de señales de detección dirigidas al tejido existente entre los electrodos. Un inconveniente importante del catéter y del procedimiento asociado divulgado en la Patente 5,341,807 es que se basa en la medición de la impedancia del tejido como única manera de determinar la posición y orientación del catéter. Así mismo, si los electrodos del catéter utilizados en las mediciones de la impedancia son también utilizados con un dispositivo de ECG para captar señales ECG intracardiacas y de la superficie del cuerpo, los componentes de la medición de la impedancia de la Patente 5,341,807 requerirían una toma a tierra separada con respecto al dispositivo ECG, lo que complica la circuitería.

En el documento US 5,944,022 se divulga un sistema para detectar el contacto de un electrodo con un tejido. El sistema comprende un catéter que tiene un cuerpo con un extremo proximal y un extremo distal, teniendo el extremo distal una punta distal. Un electrodo de contacto adaptado para contactar con el tejido está situado en la punta distal del catéter. Un electrodo de referencia está situado en una posición más proximal sobre el cuerpo del catéter. Un electrodo de retorno esta situado entre el electrodo de contacto y el electrodo de referencia. El sistema comprende así mismo un circuito de detección del contacto que comprende un generador de señales para enviar las señales de prueba al electrodo de contacto y al electrodo de referencia y un circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial con aquellas señales, siendo la respuesta eléctrica diferencial indicativa del contacto del electrodo de contacto con el tejido. El circuito de detección del contacto incluye un primer amplificador diferencial para medir una primera señal diferencial eléctrica entre el electrodo de contacto y el electrodo de retorno, y un segundo amplificador diferencial para medir una segunda señal diferencial eléctrica entre el electrodo de referencia y el electrodo de retorno. El electrodo situado en la punta distal del cuerpo del catéter esta también adaptado para actuar como sensor de localización, cuando se emplea en combinación con unos pares separados de electrodos de referencia alineados con los ejes X, Y y Z.

Sumario de la invención

La presente invención se refiere a un sistema novedoso para detectar el contacto electrodo - tejido. El sistema de la invención comprende un catéter que comprende un cuerpo que tiene un extremo proximal y un extremo distal, teniendo el extremo distal una punta distal. El catéter así mismo comprende un electrodo de contacto situado en la punta distal del catéter, un sensor de localización y un electrodo de referencia adaptados para contactar con el tejido y para determinar una posición del extremo distal situado sobre el catéter. El sistema de la invención así mismo comprende un circuito de detección del contacto. El circuito de detección del contacto comprende un generador de señales para enviar unas señales de prueba al electrodo de contacto de la punta distal y al electrodo de referencia. El circuito de detección del contacto comprende así mismo un circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de las señales de prueba, siendo la repuesta eléctrica diferencial indicativa del contacto del electrodo del contacto de la punta distal con el tejido. El sistema de la invención comprende así mismo un electrodo de retorno que funciona como absorbente de las señales de prueba sobre el electrodo de contacto de la punta distal y sobre el electrodo de referencia. El circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial sobre las señales de prueba comprende un primer amplificador diferencial y un segundo amplificador diferencial. El primer amplificador diferencial se emplea para medir una primera señal diferencial eléctrica entre el electrodo de la punta distal y el electrodo de retorno. El segundo amplificador diferencial se utiliza para medir una segunda señal diferencial eléctrica entre el electrodo de referencia y el electrodo de
retorno.

El electrodo de referencia está protegido de su contacto con el tejido. En una forma de realización, el electrodo de referencia está protegido de su contacto con el tejido mediante una membrana que cubre el electrodo. La membrana permite el contacto del electrodo de referencia con la sangre pero no permite el contacto del electrodo de referencia con el tejido. En otra forma de realización, el electrodo de referencia está protegido de su contacto con el tejido ocultando el electrodo con respecto al cuerpo del catéter.

En algunas formas de realización, el electrodo de retorno está adaptado para su situación en posición interna sobre el cuerpo. Por ejemplo, el electrodo de retorno puede estar situado sobre el catéter incluyendo el electrodo de contacto y el sensor de localización. En otras formas de realización, el electrodo de retorno está adaptado para su contacto con la piel externa del cuerpo. El electrodo de retorno puede dedicarse a medir las señales diferenciales con el electrodo de contacto y con el electrodo de referencia. El electrodo de retorno está preferentemente conectado a una toma de tierra aislada, preferentemente, a una toma de tierra de un dispositivo de electrocardiograma.

El sensor de localización contenido en el catéter utilizado en el sistema de la invención puede consistir en cualquier tipo de los conocidos en la técnica, por ejemplo, sensores acústicos, magnéticos o electromagnéticos de localización. Preferentemente, el sensor de localización es un sensor de localización electromagnético. El sistema de la invención preferentemente comprende así mismo un tercer amplificador diferencial para medir una señal diferencial eléctrica entre la primera señal diferencial eléctrica y la segunda señal diferencial eléctrica.

El primer amplificador diferencial preferentemente mide la diferencia de voltaje entre el electrodo de la punta distal y el electrodo de retorno. El segundo amplificador diferencial preferentemente mide la diferencia de voltaje entre el primer amplificador y el segundo amplificador. La señal de diferencia eléctrica medida por el tercer amplificador diferencial es preferentemente rectificada por un detector sincrónico.

Las ganancias del primer amplificador y del segundo amplificador son preferentemente ajustadas de forma que la relación de la ganancia del primer amplificador respecto de la ganancia del segundo amplificador sea proporcional a la relación del área del electrodo de la punta respecto del área del electrodo de referencia. Cuando está ajustada de esta forma, la potencia de salida del tercer amplificador será una señal cero cuando tanto el electrodo de la punta como el electrodo de referencia estén en la sangre y ninguno esté en contacto con el tejido.

El electrodo de la punta distal es preferentemente suministrado con una primera corriente constante y el electrodo de referencia es suministrado con una segunda corriente constante, siendo la primera corriente igual a la segunda corriente. El electrodo de retorno es preferentemente activado con una tercera corriente constante opuesta en fase a la primera corriente constante y a la segunda corriente constante.

El circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial a la señales de prueba comprende un circuito en puente que comprende un primer elemento resistivo y un segundo elemento resistivo. El primer elemento resistivo y el segundo elemento resistivo tienen cada uno un primer lado y un segundo lado. El primer lado del elemento resistivo está eléctricamente conectado con el primer lado del segundo elemento resistivo. El segundo lado del primer elemento resistivo está conectado con el electrodo de referencia y el segundo lado del segundo elemento resistivo está eléctricamente conectado con el electrodo de contacto de la punta distal. El circuito en puente tiene una primera entrada entre el primer elemento resistivo y el segundo elemento resistivo y una segunda entrada eléctricamente conectada al electrodo de retorno. El puente tiene una primera salida entre el primer elemento resistivo y el electrodo de referencia y una segunda salida entre el segundo elemento resistivo y el electrodo de contacto de la punta distal. Las salidas en puente están preferentemente conectadas a un amplificador diferencial que mide un voltaje de salida en puente indicativa del contacto del electrodo de contacto de la punta distal con el tejido. La salida del amplificador diferencial es preferentemente rectificada mediante un detector sincrónico.

En una variante de esta forma de realización, el primer elemento resistivo es un primer resistor y el segundo elemento resistivo es un segundo resistor. La relación de la resistencia del primer resistor respecto de la resistencia del segundo resistor es preferentemente proporcional a la relación del área del electrodo de la punta con el área del electrodo de referencia.

En otra variante de esta forma de realización, el primer elemento resistivo es un almacenador de impedancia de alta potencia y el segundo elemento resistivo es un segundo almacenador de impedancia de alta potencia. La relación de las corrientes de salida de potencia del primer almacenador de impedancia de alta potencia con relación al segundo almacenador de impedancia de alta potencia es preferentemente proporcional a la relación del área del electrodo de la punta con el área del electrodo de referencia.

En otra forma de realización del sistema de la invención el circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial con las señales de prueba comprende un primer sensor de corriente para medir la corriente respecto del electrodo de referencia y un segundo sector de corriente para medir la corriente respecto del electrodo de la punta distal. Los sensores de corriente son preferentemente seleccionados a partir de transformadores de corriente y de sensores de efecto Hall. La relación de la ganancia del primer sensor de corriente con respecto a la ganancia del segundo sensor de corriente es preferentemente proporcional a la relación del área del electrodo de la punta con respecto al área del electrodo de referencia. Los sensores de corriente preferentemente tienen salidas conectadas a un amplificador diferencial que mide un voltaje indicativo de contacto del electrodo de la punta distal con el tejido. El amplificador diferencial preferentemente tiene una energía de salida rectificada por un detector sincrónico.

Es un objeto de la invención proporcionar un sistema para detectar el contacto de un electrodo con el tejido.

Es otro objeto de la invención proporcionar un sistema diferencial para detectar un contacto electrodo - tejido con un electrodo de contacto en comparación con un electrodo de referencia.

Es otro objeto de la invención proporcionar un sistema diferencial para detectar un contacto electrodo - tejido con un electrodo de contacto en comparación con un electrodo de referencia que no está en contacto con el tejido.

Es otro objeto de la invención proporcionar un sistema para detectar un contacto electrodo - tejido en un sistema que comprende un sensor de localización de alta precisión.

Es otro objeto de la invención proporcionar un sistema para detectar un contacto electrodo - tejido para su uso en procedimientos de cartografía cardíaca.

Es otro objeto de la invención proporcionar un sistema para detectar un contacto electrodo - tejido para su uso en procedimientos de extirpación cardíaca.

Estos y otros objetos, características y ventajas de la presente invención se pondrán mas fácilmente de manifiesto mediante la descripción detallada expuesta mas adelante, tomada en combinación con los dibujos que se acompañan.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es una ilustración esquemática que muestra los elementos de un sistema diagnóstico y terapéutico cardíaco que incorpora el sistema de la invención.

La Fig. 2 es una ilustración esquemática que muestra los componentes adiccionales del sistema de la Fig. 2 en uso sobre un paciente.

La Fig. 3 es un diagrama esquemático que muestra una forma de realización de un circuito utilizado para detectar un contacto electrodo - tejido.

La Fig. 4 es un diagrama esquemático que muestra un circuito en puente utilizado para detectar un contacto electrodo - tejido.

La Fig. 5 es un diagrama esquemático que muestra una forma de realización del circuito en puente de la Fig. 4.

La Fig. 6 es un diagrama esquemático que muestra otra forma de realización del circuito en puente de la Fig. 4.

La Fig. 7 es un diagrama esquemático que muestra otro circuito para detectar un contacto electrodo - tejido.

La Fig. 8A es una lista de sección transversal de un extremo distal de un catéter en la cual el electrodo de referencia está protegido de su contacto con el tejido mediante su recubrimiento con una membrana.

La Fig. 8B es una vista de sección transversal de un extremo distal de un catéter en la cual el electrodo de referencia está protegido de su contacto con el tejido mediante su alojamiento dentro del cuerpo del catéter.

La Fig. 9A es una vista en planta desde arriba del extremo distal de un catéter con un diseño de punta extendida para su uso en el sistema y procedimiento de la invención.

La Fig. 9B es una vista terminal de la punta distal del catéter de la Fig. 9A.

La Fig. 9C es una vista terminal del extremo proximal del montaje de electrodo del catéter de la Fig. 9A.

La Fig. 9D es una vista en sección transversal longitudinal del extremo distal del catéter de la Fig. 9A.

La Fig. 10 es un diagrama esquemático que muestra un sistema para la representación gráfica de la actividad eléctrica de una cámara de un corazón para la extirpación de determinadas zonas dentro de la cámara.

La Fig. 11 es una vista en perspectiva de un extremo distal de un catéter que tiene un diseño alternativo de catéter de punta escindida para su uso en la practica del sistema y procedimiento de la invención.

La Fig. 12 es una vista de sección transversal del extremo distal de otra forma de realización de un catéter para su uso en el sistema de la invención.

La Fig. 13A es un dibujo esquemático de un catéter de un diseño alternativo para su uso en el sistema de la invención.

La Fig. 13B es un dibujo esquemático de un catéter de otro diseño para su uso en el sistema de la invención.

Descripción detallada de las formas de realización preferentes

La presente invención se refiere a un sistema novedoso para detectar el contacto de un electrodo con un tejido, como por ejemplo la pared de una cámara de un corazón. La presente invención es particularmente adecuada para su uso en sistemas y procedimientos para la cartografía de las características eléctricas de una cámara de un corazón, o para efectuar procedimientos electroterapéuticos como por ejemplo unas ablación cardiaca.

El sistema de la invención para detectar un contacto electrodo - tejido está basada en mediciones de la impedancia diferencial. Los valores de impedancia de un tejido, como por ejemplo la pared cardiaca, tienden a ser mayores que la impedancia de la sangre. El sistema de la invención mide la impedancia entre un electrodo de contacto de un catéter, preferentemente situado sobre la punta distal del catéter, y un electrodo de retorno. El sistema de la invención también mide simultáneamente la impedancia entre un electrodo de referencia y un electrodo de retorno. El electrodo de referencia está dentro del cuerpo y preferentemente se impide que esté en contacto con el tejido. Midiendo simultáneamente y comparando la impedancia a través del electrodo de contacto y del contacto de retorno con respecto a la impedancia a través de un electrodo de referencia con respecto a un electrodo de retorno, el sistema de la presente invención resuelve las limitaciones anteriormente expuestas de muchos de los procedimientos de detección del contacto de la técnica anterior. Tal como se utiliza en la presente memoria, el término "tejido" pretende describir toda materia sólida o semisólida celular existente dentro del cuerpo, como por ejemplo músculo, nervio, tejido conjuntivo, vasculatura y hueso. La sangre y demás material líquido, como por ejemplo la linfa, los fluidos intersticiales u otros fluidos del cuerpo, están excluidos de la definición " tejidos" tal como se define en la presente memoria.

Una forma de realización de la presente invención, incluida dentro del sistema de suministro terapéutico y de cartografía diagnóstica, genéricamente designado con la referencia numeral 18, se muestra de forma óptima en la Fig. 1. El sistema comprende un catéter 20 para su inserción dentro del cuerpo humano, y preferentemente, situado dentro de una cámara de un corazón 29 de una persona (Fig. 2). El catéter 20 incluye un cuerpo 20a del catéter que tiene un extremo distal 22. el extremo distal 22 incluye un electrodo de contacto 24 situado en la punta distal 26 para medir las propiedades eléctricas del tejido cardíaco. El electrodo de contacto 24 es también útil para enviar señales eléctricas al corazón con fines diagnósticos, por ejemplo, para una cartografía de ritmo cardíaco, y/o con fines terapéuticos, por ejemplo, para la extirpación de tejido cardíaco defectuoso. Aunque el electrodo de contacto 24 está diseñado para situarse en contacto con el tejido cuando efectúa sus funciones de recepción de señales eléctricas procedentes de y transmitiendo señales eléctricas al corazón, debe entenderse que el electrodo de contacto 24 no está siempre en contacto con el tejido. Por ejemplo, el electrodo de contacto 24 puede no estar en contacto con el tejido cuando se le está haciendo avanzar a través de la vasculatura hasta el corazón, cuando está siendo dirigido desde un punto hasta otro punto dentro de la cámara cardiaca. De acuerdo con ello, es un objeto del sistema y procedimiento de la invención el detectar un contacto del electrodo de contacto con el tejido.

El extremo distal 22 del catéter 20 incluye así mismo un electrodo de referencia 25 para proporcionar una medición de referencia interna de la impedancia mientras que el electrodo de referencia 25 está en contacto con la sangre pero no está en contacto con el tejido. El extremo distal 22 del catéter 20 incluye así mismo un sensor de localización 28 que genera señales utilizadas para determinar la posición y orientación del catéter dentro del cuerpo. El sensor de localización 28 es preferentemente adyacente a la punta distal 26 del catéter 20. Hay preferentemente una relación posicional y de orientación fija del sensor de localización 28, de la punta 26 y del electrodo 24.

El catéter 20 preferentemente incluye un asidero 30, el cual incluye unos mandos 32 para dirigir el extremo distal 22 del catéter 20 en una dirección deseada, como por ejemplo desviar el extremo distal 22 o para situarlo y/u orientarlo según se desee.

El sistema 18, como se muestra en las Figuras 1 y 2, comprende adicionalmente una consola 34 que posibilita que el usuario observe y regule las funciones del catéter 20. La consola 34 preferentemente incluye un ordenador 36, un teclado 38 y una pantalla 42. El ordenador 36 contiene unos circuitos de control para permitir el control y la operación del sistema e iniciar y detener la recogida de datos procedentes de electrodo 24 de la punta del catéter, del electrodo de referencia 25 y del sensor de localización 28. El ordenador 36 utiliza así mismo la información eléctrica y/o mecánica y de localización obtenida por los electrodos 24 y 25 del catéter y del sensor de localización 28 y procesada por unos circuitos 40 de procesamientos de señales de la reconstrucción y visualización de un mapa eléctrico o electromecánico de una cámara del corazón.

Los circuitos 40 de procesamiento de señales típicamente reciben, amplifican, filtran y digitalizan las señales procedentes del catéter 20, incluyendo las señales generadas por el sensor de localización 28, del electrodo 24 de la punta y del electrodo de la punta 25. Los circuitos 40 computan así mismo la posición y orientación del catéter así como las características eléctricas de la cámara cardíaca procedentes de las señales generadas por el sensor de localización 28 y del electrodo 24 de la punta. Los circuitos 40 también procesan las señales electrocardiográfícas de las superficies del cuerpo. Las señales digitalizadas generadas por los circuitos 40 de procesamiento de señales son recibidas y utilizadas por el ordenador 36 para reconstruir y visualizar un mapa eléctrico o electromagnético de la cámara cardiaca. Los circuitos 40 contienen también una circuitería de detección del contacto, incluyendo un generador 56 de señales (Fig, 3) que envía señales de prueba al electrodo 24 de la punta, al electrodo de referencia 25 y al electrodo de retorno 48, así como una circuitería para medir la respuesta eléctrica diferencial a estas señales de prueba. El electrodo de retorno 48 está acoplado a los circuitos 40 mediante un cable 49 en el que el electrodo de retorno 48 funciona como absorbente de las señales de prueba.

Cuando se aplica al cuerpo 110 del paciente como se muestra en la Fig.2, el electrodo de retorno 48 es con preferencia relativamente grande para proporcionar una impedancia baja entre el electrodo de retorno 48 y el cuerpo 110. Por ejemplo, el modelo 1149F de Placa Electroquirúrgica de Paciente, suministrada por 3M de St.Paul, Minnesota, que tiene un área de aproximadamente de 130 cm^{2}, puede satisfactoriamente utilizarse como electrodo de retorno en el sistema de invención.

Alternativamente, puede asociarse con el mismo catéter 20 una circuitería apropiada de forma que los circuitos 40 reciban señales que ya estén amplificadas, filtradas y/o digitalizadas.

El catéter 20 está acoplado a los circuitos 40 mediante un cable de extensión 21, el cual en su extremo proximal comprende un conector 44 adaptado para su acoplamiento con un receptáculo de encaje 46 situado sobre los circuitos 40. El extremo distal del cable 21 comprende un receptáculo 33 que conecta con el asidero 30 del catéter. El receptáculo 33 está preferentemente configurado para recibir catéteres de un modelo especifico, y preferentemente incluye una identificación de comprobación por un usuario del modelo especifico. Una de las ventajas de la utilización del cable 21 es la capacidad para su conexión con diferentes modelos y tipos de catéteres, como por ejemplo, los catéteres que tienen configuraciones de asidero diferentes, a los mismos circuitos 40. Diferentes cables 21 pueden utilizarse para conectar con una amplia variedad de catéteres a los circuitos 40. Otra ventaja de tener un cable separado 21 reside en el hecho de que el cable 21 no necesita ponerse en contacto con los pacientes, y por consiguiente, es posible reutilizar el cable 21 sin esterilización.

Los circuitos 40 contienen una barrera de aislamiento para aislar eléctricamente todas las partes del sistema en contacto con el paciente desde la consola 34. La transferencia de datos desde los circuitos 40 hasta el ordenador 36 se efectúa utilizando dispositivos tales como transformadores de aislamiento, optoacopladores y similares.

Los componentes adicionales utilizados en el sistema 18 con el catéter 20 de la presente invención se ilustran esquemáticamente en la Fig. 2. Un médico 51 inserta un catéter 20 mediante una incisión practicada en la vasculatura, por ejemplo, utilizando una vía de acceso intravascular, dentro de una cámara de un corazón 29 de un paciente 110, de forma que el electrodo 24 de la punta distal y el sensor de localización 28 estén dentro de la cámara. De acuerdo con un sensor de localización ejemplar descrito en la solicitud de patente PCT número WO96/05768 solicitado el 24 de enero de 1995, y en la patente estadounidense 5,391,199 el sensor 28 genera señales en respuesta a los campos magnéticos externamente aplicados generados por las bobinas 27 del generador de campo electromagnético fijadas a la mesa de operaciones 31 en proximidad al paciente 110. La magnitud de las señales generadas por el sensor 28 depende de la posición y orientación del sensor del campo magnético aplicado. Las bobinas 27 del generador del campo están conectadas mediante un cable 41 a unos circuitos accionadores los cuales son parte de los circuitos 40 de procesamiento de señales. Los circuitos 40 están conectados al ordenador 36 ( Fig.1) mediante un cable 43. El ordenador 36 controla el funcionamiento de las bobinas 27 del generador y el sistema global 18.

Alternativamente, el sistema de la invención puede emplear bobinas generadoras del campo situadas en el catéter y sensores externos al paciente.

Aunque el catéter utilizado en el sistema de la invención ha sido descrito en la presente memoria conteniendo un único electrodo de contacto en su punta distal y un único electrodo de referencia, el sistema y el procedimiento de la invención pueden emplear catéteres de diseños diferentes. Por ejemplo, el electrodo de la punta puede ser un diseño unipolar o bipolar. En la configuración bipolar, el catéter tendría otro electrodo circular proximal al electrodo de la punta. Alternativamente, el catéter puede tener una pluralidad de electrodos circulares a lo largo de su extensión.

Aunque el sistema de la invención se describe en la presente memoria con referencia a unos sensores electromagnéticos, cualquier otro sensor de localización que proporcione una información de la posición en tres dimensiones y, opcionalmente información de la orientación, puede utilizarse en la práctica de la invención. Sensores ilustrativos útiles también incluyen sensores acústicos y sensores magnéticos. Por ejemplo, sensores acústicos del tipo divulgado en la patente estadounidense 5,409,000 y en la solicitud PCT WO99/05971 pueden ser utilizados de acuerdo con el sistema y procedimiento de la invención.

Como se divulga en la patente estadounidense 5,391,199, la cartografía de la actividad eléctrica del corazón se efectúa situando la punta distal 26 del catéter 20 en un emplazamiento situado dentro del corazón, detectando la localización y la información eléctrica en el emplazamiento, procesando la localización y la información eléctrica detectada en el emplazamiento para crear un punto de dato, y repetir estas etapas un número suficiente de veces para crear un mapa de las vías eléctricas del corazón. En un mapa preciso de la actividad eléctrica de la cámara, los datos de localización y eléctricos son preferentemente detectados cuando el electrodo 24 de la punta está en contacto con la pared cardiaca en cada emplazamiento.

Habiendo identificado una lesión responsable de una vía eléctrica aberrante a partir del mapa eléctrico resultante de la cámara cardiaca, la vía aberrante puede tratarse extirpando la superficie intracardiaca en el emplazamiento de la lesión. Como se muestra en la figura 2, la extirpación se efectúa típicamente suministrando una energía RF sobre el emplazamiento desde una fuente de energía 53 de la extirpación a través de los circuitos 40 y del cable 20 hasta el electrodo 24 de la punta situado en el extremo 22 del catéter 20. La extirpación se efectúa de un modo sumamente efectivo cuando el electrodo 24 de la punta está en contacto con la pared cardiaca. La ausencia de contacto o un contacto deficiente del electrodo 24 de la punta con el corazón conlleva la disipación de la energía de RF en la sangre, así como la posible distorsión del electrodo de la punta. De acuerdo con ello, es importante que tanto la cartografía como la extirpación se vean acompañadas por procedimientos y sistemas para detectar el contacto electrodo - tejido.

Una forma de realización de un circuito para detectar el contacto electrodo - tejido en combinación con el sistema de la Fig. 1 se muestra en la Fig. 3. El extremo distal 22 del catéter 20 se muestra en sección transversal longitudinal. El electrodo 24 de la punta, el electrodo de referencia 25 y el sensor de localización 28 están conectados mediante unos cables 50, 52, y 54, respectivamente, al asidero 30 del catéter a partir del cual se efectúan las conexiones eléctricas a los circuitos 40 de procesamiento de señales. El generador 56 de señales, contenido dentro de los circuitos 40 envía una corriente continua (cc) de alta frecuencia preferentemente en una extensión de frecuencia entre aproximadamente 10 kHz y hasta aproximadamente 100 kHz, al electrodo 24 de contacto de la punta distal y al electrodo de referencia 25 mediante los alimentadores de impedancia de alta potencia de 58 y 60 respectivamente, una frecuencia de señales de aproximadamente de 50 kHz es máximamente preferente. La corriente hasta el electrodo 24 de la punta distal es igual a la corriente al electrodo de referencia 25. El electrodo de retorno 48 es también activado mediante el generador 56 de señales. La señal al electrodo de retorno 48 es primeramente invertida en fase mediante el invertidor 62 y acondicionada por el alimentador de impedancia de alta energía 64. La corriente de las señales que activan el electrodo 24 de la punta, el electrodo de referencia 25 y el electrodo de retorno 48 deben situarse por debajo del nivel que estimularía el tejido cardiaco. A 50 kHz, los estándares de seguridad generalmente aceptados dictan que la corriente no debe exceder los 0,5 miliamperios (véanse los ejemplos CEI IF601-1, Equipamiento Eléctrico Médico parte 1-Requisitos Generales de Seguridad, Bureau Central de la Commissión Electrotechnique Internationale, Ginebra Suiza, 1968). El primer amplificador diferencial 66 mide una señal diferencial específicamente, el voltaje a través del electrodo 24 de la punta distal y del electrodo de retorno 48. Un segundo amplificador diferencial 68 se utiliza para medir el voltaje a través del electrodo de referencia 25 y del electrodo de retorno 48. La señales procedentes del los amplificadores diferenciales 66 y 68 son así mismos amplificadas por los amplificadores 70 y 72, respectivamente. Las salidas de los amplificadores 70 y 72 son, a su vez, alimentadas hasta el amplificador diferencial 74. La señal de salida diferencial procedente del amplificador diferencial 74 es adicionalmente modificada por el amplificador 76. La señal amplificada del amplificador 76 es entonces enviada al detector sincrónico 78, el cual transforma la señal de corriente alterna en señal de corriente continua (cc) así mismo reduce la sensibilidad del sistema respecto del ruido exterior. La señal procedente del detector sincrónico 78 es entonces utilizada por los circuitos 40 de procesamiento de señales.

Cuando los electrodos de la punta y de referencia están ambos en un medio común, esto es, en la sangre, y ningún electrodo está en contacto con el tejido, los voltajes medidos en los electrodos de la punta y de los electrodos referencia contra el electrodo de retorno común serán inversamente proporcionales al área de los respectivos electrodos. De acuerdo con ello la relación de las ganancias de los amplificadores 70 y 72 es preferentemente ajustada para que sea proporcional a la relación de las áreas del electrodo 24 de la punta y del electrodo de referencia 25. En estas condiciones, esto es, cuando el electrodo 24 de la punta y el electrodo de referencia 25 están ambos dentro de la sangre y no en contacto con el tejido y cuando las ganancias de los amplificadores están ajustadas de acuerdo con lo anteriormente descrito, las señales que abandonan los amplificadores 70 y 72 serán de igual voltaje y la salida del amplificador diferencial 74 y del amplificador 76 será una señal nula de 0 voltios. Cuando la punta 24 del electrodo es situada en contacto con el tejido, como por ejemplo la pared cardiaca, la cual tiene una impedancia más elevada que la sangre, y cuando el electrodo de referencia 25 permanece dentro de la sangre y no contacta con el tejido, el voltaje a través del electrodo 24 de la punta y del electrodo de retorno 48 excederá del voltaje existente a través del electrodo de referencia 25 y del electrodo de retorno 48, dando como resultado una señal de voltaje superior a 0 procedente del amplificador diferencial 74 y del amplificador 76. Esta señal inferior a 0, la cual detecta el cambio de impedancia a través del electrodo 24 de la punta del catéter y del electrodo de retorno 48 cuando el electrodo 24 de la punta contacta con el tejido, se utiliza por la electrónica del sistema de los circuitos 40 de procesamiento de señales para proporcionar una señal visible o audible indicativa del contacto del tejido.

El contacto del tejido es señalado mediante una diversidad de técnicas. Una forma de señalización del contacto del tejido, por ejemplo, es la iluminación de una luz o de un LED sobre un panel instrumental. Alternativamente, el contacto del tejido puede señalizarse mediante un aparato medidor, visualizado en un monitor de ordenador por ejemplo, junto con otros parámetros del sistema.

Se prevén un número indeterminado de variantes respecto de la presente forma de realización del sistema de la invención. Por ejemplo, en la forma de realización anteriormente descrita, el electrodo de referencia 25 está situado sobre el catéter 22 de cartografía/ablación comprendiendo el electrodo 24 de la punta distal y el sensor de localización 28. Alternativamente, un electrodo de referencia 25 puede estar situado sobre un catéter separado contenido en la vasculatura. La Fig. 13A muestra una vista esquemática de un catéter 20 de un diseño alternativo para su uso en el sistema de la invención. El catéter 20 de la Fig. 13A no contiene un electrodo de referencia. En uso, en el sistema de la invención, se proporcionaría un electrodo de referencia con un segundo catéter (no mostrado). Así mismo, el electrodo de retorno 48 puede incorporarse en el catéter 20 obteniendo el electrodo 24 de la punta distal y el sensor de localización 28, en cuyo caso el electrodo de retorno 48 estaría dentro del cuerpo durante su uso. La Fig. 13B muestra una vista esquemática de un catéter 20 de un diseño alternativo que incorpora tanto el electrodo de referencia 25 como el electrodo de retorno 48.

Alternativamente, el catéter 20 puede estar equipado con un termopar en el electrodo 24 de la punta distal para vigilar la temperatura del electrodo durante la extirpación y para controlar el suministro de energía de extirpación sobre el electrodo durante la extirpación.

El sistema mostrado en la Fig.3 muestra el electrodo de retorno 48 activado por un generador 56 de señales. Alternativamente, el electrodo de retorno 48 puede estar conectado a una toma de tierra aislada, como por ejemplo, de un dispositivo electrocardiográfico (ECG). El electrodo del ECG del ramal derecho está típicamente conectado en muchos dispositivos ECG a una toma a tierra aislada, y funcionaria satisfactoriamente como electrodo de retorno en el sistema y procedimiento de la invención.

En la Fig. 5 y en la Fig. 6 se ilustran forman de realización adicionales de circuitos para detectar el contacto electrodo - tejido. Los circuitos de estas formas de realización pueden entenderse de forma óptima considerando el circuito mostrado en la figura 4, en el cual el generador 90 de señales está conectado a una primera entrada 92 del circuito en puente 94. Una segunda entrada 96 del circuito en puente 94 está conectada a una toma a tierra aislada a través del resistor 98. El puente 94 está compuesto de un primer resistor (R1) 100, un segundo resistor (R2) 102, un tercer resistor (R3) 104 y un cuarto resistor (R4) 106. La primera salida en puente 108 y la segunda salida de un puente 110 están conectadas al amplificador diferencial 112 para la medición del voltaje de salida del circuito. La señal procedente del amplificador diferencial 112 es adicionalmente amplificada dentro del amplificador 114, desde el cual pasa al detector sincrónico 116.

Es bien sabido que para el circuito en puente de la Fig.4, el voltaje de salida del puente a través de los puntos de salida 108 y 110 es igual a cero cuando se cumple la relación siguiente:

\frac{R1}{R2} = \frac{R3}{R4}

La Fig. 5 ilustra una forma de realización de un circuito en puente utilizado para detectar el contacto electrodo - tejido del sistema de la invención. El sistema utiliza el mismo catéter descrito con referencia a la Fig. 3. En la forma de realización mostrada en la Fig.5, el tercer resistor R3 (referencia 104 de la Fig. 4) ha sido sustituido por la trayectoria de señales procedente del electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48, y el cuarto resistor R4 (referencia 106 de la Fig.4) ha sido sustituido por la trayectoria de señales procedente del electrodo de contacto 24 de la punta distal hasta el electrodo de retorno 48. El resistor 98 de la Fig.4 es sustituido por la trayectoria de señales procedente de la piel hasta el electrodo de retorno externo 48. El electrodo de retorno 48 está preferentemente conectado a una toma a tierra aislada, como por ejemplo, a una toma a tierra aislada a un dispositivo ECG. Por razones de claridad, el sensor de localización 28 no se muestra en los catéteres de las Figuras 5, 6 y 7.

Si el electrodo 24 de la punta y el electrodo de referencia 25 están dentro de la sangre y si ambos electrodos tienen la misma área entonces la impedancia desde el electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48 será igual a la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48. En estas condiciones, y si la resistencia del resistor R1 100 es igual a la resistencia del resistor R2 102, la corriente en puente tendrá un voltaje de salida nulo. El contacto del electrodo 24 de la punta con un tejido que tiene una impedancia mas alta que la sangre provocará que la impedancia desde el electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48 se incremente por encima de la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48, dando como resultado una señal de voltaje superior a cero desde el amplificador diferencial 112, el amplificador 114 y el detector sincrónico 116.

En el caso de que los resistores R1 y R2 tengan una resistencia igual y que el electrodo 24 de la punta distal y que el electrodo de referencia 25 tengan áreas superficiales desiguales, la impedancia a lo largo de las ramas individuales del circuito será inversamente proporcional al área de los respectivos electrodos. En esta situación, el puente no tendrá un voltaje de salida nulo cuando tanto el electrodo 24 de la punta como el electrodo de referencia 25 estén en la sangre y ningún electrodo esté en contacto con el tejido. Preferentemente, la resistencia de los resistores 100 y 102 se ajusta para producir una señal cero desde el amplificador diferencial 112 cuando el electrodo 24 de la punta distal y el electrodo de referencia 25 están ambos en la sangre y ningún electrodo está en contacto con el tejido. El ajuste se obtiene cuando la relación de las resistencias del resistor 100 al resistor 102 es proporcional a la relación del área del electrodo 24 de la punta con el área del electrodo de referencia 25.

Para una mayor sensibilidad del procedimiento de detección del contacto, es preferente que la impedancia de los resistores 100 y 102 sea al menos igual a o mayor que la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48 y desde el electrodo 24 de la punta distal hasta el electrodo de referencia 48. Preferentemente, la impedancia de los resistores 100 y 102 debe ser al menos aproximadamente diez veces y, más preferentemente, al menos aproximadamente 100 veces la impedancia a través del electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48 y a través del electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48.

La Fig. 6 muestra otra forma de realización de un circuito en puente utilizado para detectar el contacto de tejido en el sistema y en el procedimiento de la invención. En esta forma de realización los resistores 100 y 102 de la Fig. 5 son sustituidos por compensadores de la impedancia de alta energía 120 y 122. Los compensadores 120 y 122 convierten la señal de voltaje constante procedente del generador 90 de señales en una señal de corriente constante. Como en el circuito mostrado en la Fig. 5, si tanto el electrodo 24 de la punta como el electrodo de referencia 25 están en la sangre y si ambos electrodos tienen la misma área superficial, entonces la impedancia desde el electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48 será igual a la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48. En estas condiciones, si la corriente de salida del compensador 120 es igual a la corriente de salida del compensador 122, el puente tendrá un voltaje de salida nulo. El contacto del electrodo 24 de la punta con un tejido que tenga una impedancia más alta que la sangre provocará, que la impedancia del electrodo 24 de la punta con respecto al electrodo de retorno 48 se incremente por encima de la impedancia del electrodo de referencia 25 con respecto al electrodo de retorno 48, dando como resultado una señal del voltaje cero desde el amplificador diferencial 112, el amplificador 114 y el detector sincrónico 116.

Como en el circuito de la Fig.5, en el caso de que el electrodo 24 de la punta distal y el electrodo de referencia 25 tengan unas áreas superficiales desiguales, la impedancia desde el electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48 y la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48 serán inversamente proporcionales al área de los respectivos electrodos cuando el electrodo 24 de la punta y el electrodo de referencia 25 estén ambos en un medio común. Las corrientes de salida de los compensadores de la impedancia de alta potencia 120 y 122 son una función de la funciones de conversión de los compensadores individuales. Preferentemente, las funciones de conversión de los compensadores 120 y 122 se ajustan para producir una señal nula desde el amplificador diferencial 112 cuando el electrodo 24 de la punta distal y el electrodo de referencia 25 están ambos en la sangre y ningún electrodo está en contacto con el tejido. Este ajuste se obtiene cuando la relación de la corriente de salida procedente del compensador 120 con relación a la corriente de salida procedente del compensador 122 es proporcional a la relación del área del electrodo 24 de la punta respecto del área del electrodo de referencia 25.

Con el fin de proporcionar una corriente constante sobre el electrodo 24 de la punta y sobre el electrodo de referencia 25 y con el fin de que esta corriente no resulte afectada por el contacto electrodo - tejido, la impedancia de los compensadores 120 y 122 es preferentemente al menos aproximadamente mil veces las impedancias del cuerpo desplegadas a través del electrodo 24 de la punta hasta el electrodo 48 y a través del electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48.

La Fig. 7 representa otra forma de realización adicional de un circuito para detectar el contacto electrodo - tejido. En la forma de realización mostrada en la Fig. 7, una señal de alta frecuencia es suministrada directamente sobre el electrodo 24 de contacto de la punta distal del catéter y al electrodo de referencia 25. Los sensores de corriente 130 y 132 vigilan la corriente sobre el electrodo de referencia 25 y sobre el electrodo 24 de la punta, respectivamente. Los sensores de corriente pueden ser de cualquier tipo conocido en la técnica. Por ejemplo, pueden utilizarse transformadores de corriente y sensores de efecto Hall en la práctica del sistema y procedimiento de la invención. Las señales de voltaje de salida de los sensores de corriente 130 y 132 son alimentados al amplificador diferencial 112 para medir las corrientes relativas respecto hasta el electrodo de referencia 25 y hasta al electrodo 24 de la punta. La señal de salida procedente del amplificador diferencial 112 es adicionalmente amplificada mediante el amplificador 114 y transmitida al detector sincrónico 116.

Como en las formas de realizaciones anteriormente descritas, si el electrodo 24 de la punta y el electrodo de referencia 25 están ambos en la sangre, si ningún electrodo está en contacto con el tejido y si ambos electrodos tienen la misma área superficial, entonces la impedancia desde el electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48 será igual a la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48. En estas condiciones, la corriente medida por el sensor de corriente 130 será igual a la corriente medida por el sensor de corriente 132, y el amplificador diferencial 112 producirá un voltaje nulo. El contacto del electrodo 24 de la punta con el tejido que tenga una impedancia mayor que la sangre provocará que la impedancia del electrodo 24 de la punta con respecto al electrodo de retorno 48 se incremente pro encima de la impedancia desde el electrodo de referencia 25 con respecto al electrodo de retorno 48 lo cual, a su vez, dará como resultado una corriente inferior hasta el electrodo 24 de la punta distal con respecto al electrodo de referencia 25. La reducción de la corriente sobre el electrodo 24 de la punta con respecto al electrodo de referencia 25 dará como resultado una señal de voltaje superior a cero desde el amplificador diferencial 112, el amplificador 114 y el detector sincrónico 116.

Como en las formas de realización anteriormente descritas, en el caso en que el electrodo 24 de la punta distal y el electrodo de referencia 25 tengan unas áreas superficiales desiguales, la impedancia desde el electrodo 24 de la punta hasta el electrodo de retorno 48 y la impedancia desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de retorno 48, y con ello los voltajes de salida de los sensores de corriente 130 y 132, será inversamente proporcional al área de los respectivos electrodos cuando el electrodo 24 de la punta y el electrodo de referencia 25 estén ambos en un medio común y ningún electrodo esté en contacto con el tejido. Preferentemente, los voltajes de salida de los sensores 130 y 132 se ajustan para producir una señal nula desde el amplificador diferencial 112 cuando tanto el electrodo 24 de la punta distal como el electrodo de referencia 25 están en la sangre y ningún electrodo está en contacto con el tejido. Este ajuste se obtiene cuando la relación de la ganancia del sensor 130 con respecto a la ganancia del sensor 132 es proporcional a la relación del área del electrodo 24 de la punta respecto del área del electrodo de referencia 25.

El electrodo de referencia 25 está preferentemente protegido de su contacto con el tejido. Un modo de proteger el electrodo de referencia 25 respecto del tejido es cubrir el electrodo de referencia 25 por una membrana porosa o semipermeable 150 (Fig.8A). La membrana 150 se presenta en forma de un manguito que cubre el electrodo de referencia 25, permite el contacto del electrodo de referencia 25 con la sangre pero evita el contacto con el tejido. El cuerpo 20a del catéter está hecho de un material no conductor, no tóxico, como por ejemplo poliuretano, polieterimida o acetona de polietereter (PEEK). Alternativamente, como se muestra en la Fig. 8B, el electrodo de referencia 25 puede protegerse de su contacto con el tejido mediante su inclusión dentro de un canal 155 situado sobre el cuerpo 20a del catéter.

El procedimiento de la invención puede practicarse introduciendo el catéter 20 dentro del cuerpo a través de una incisión practicada en la vasculatura. El catéter 20 es entonces avanzado hacia el interior o próximo al tejido que interesa, como por ejemplo, dentro de una cámara del corazón. En funcionamiento, el sistema y procedimiento de la invención de detección del contacto electrodo - tejido puede emplearse de forma intermitente, o, preferentemente, de forma continua. Empleado continuamente durante un procedimiento de cartografía electrofisiológica, por ejemplo, el procedimiento de la invención puede emplearse mientras se registran electrocardiogramas intracardiacos con el electrodo 24 de la punta. Las señales electrocardiográficas se sitúan típicamente en la banda de frecuencia entre aproximadamente 0,05 Hz y aproximadamente 500 Hz. Por el contrario, las señales de contacto de prueba enviadas al electrodo 24 de la punta por el generador 56 o 90 de señales se sitúan típicamente en la banda de frecuencia de aproximadamente 10 kHz y de aproximadamente 100 kHz. La información del electrocardiograma puede desacoplarse de la señal de contacto de pruebas utilizando un filtro de banda apropiado.

El sistema y procedimiento de la invención puede utilizarse para crear un mapa eléctrico de una cámara de un corazón de acuerdo con lo divulgado en la Patente estadounidense 5,546,951; la solicitud de la Patente estadounidense 08/793,371 publicada ahora como documento US 6,690,963; y la solicitud PCT WO 96/05768. Pueden también ser utilizados para generar un mapa mecánico o electromecánico de una cámara de un corazón de acuerdo con lo divulgado en la Patente estadounidense 5,738,096. Emplea en conexión con un estudio electrofisiológico, por ejemplo, para la generación de un mapa eléctrico o electromecánico y una cámara de un corazón, la adquisición de datos puede controlarse de forma que la información de localización eléctrica no se obtengan a menos que se determine que el electrodo de la punta esté en contacto con el tejido. Alternativamente, si se determina que algunos de los datos son obtenidos bajo condiciones en las cuales el electrodo de la punta no está en contacto con el tejido, dichos datos pueden suministrarse con menos peso (o, en el límite, sin peso) en el mapa eléctrico o electromecánico resultante. De modo similar, en un procedimiento de extirpación cardiaco, la fuente de energía de extirpación puede interbloquearse con el sistema de detección del contacto de forma que la energía de extirpación sea únicamente suministrada sobre el electrodo de la punta cuando se detecta el contacto del electrodo de la punta con el tejido.

Las Figuras 9A, 9B, 9C y 9D muestran una forma de realización alternativa del extremo distal del catéter 20 para su uso en el sistema de la invención. El catéter 20 tiene un extremo distal 160 que comprende un montaje de 162 del electrodo de la punta distal. El montaje 162 del electrodo de la punta distal comprende una pluralidad de electrodos individuales 164 de la punta distal situado en la punta distal 166. Cada electrodo individual 164 de la punta distal situados dentro del montaje 162 de electrodo está eléctricamente aislado de los demás electrodos individuales de la punta distal mediante un elemento no conductor 168, el cual puede consistir en un material de tipo polivetano, por ejemplo. Cada electrodo individual 164 de la punta distal tiene un orificio 170 con un calibre para un conductor dentro del cual un conductor está soldado para su comunicación con la circuitería de adquisición de datos y de control. Así, en esta forma de realización, el catéter 20 incluye cuatro conductores para su conexión con los electrodo individuales de la punta distal (dos de los cuatros conductores, 172 y 174, se muestran en la Fig. 9D). El extremo distal 160 del catéter 20 comprende también un sensor de localización 180 el cual está conectado a los circuitos 40 de procesamiento de señales a través del conductor 182, así como al electrodo de referencia 184 el cual comunica con los circuitos 40 de procesamiento de señales mediante el conductor 186.

En la forma de realización mostrada en las Figs. 9A a 9D, el montaje 162 de electrodos comprenden cuatro electrodos individuales 164 de la punta distal en cuatro cuadrantes distintos. Alternativamente, el montaje de electrodos situado en la punta distal 166 del catéter puede comprender un número mayor o menor de los cuatro electrodos individuales de la punta distal.

El catéter de las Figs. 9A a 9D puede utilizarse con cualesquiera circuitos de medición del contacto mostrados en las Figs. 3 a 7. Como se muestra en la Fig. 10, un sistema 200 se utiliza para la cartografía de la actividad eléctrica de una cámara de un corazón y para efectuar una extirpación terapéutica utilizando un catéter multielectrodo del tipo mostrado en las Fig. 9A a 9D y un circuito de detección del contacto del tipo mostrado en las Fig. 3 a 7. El sistema 200 consiste en cuatro canales 202, 204, 206 y 208. Cada canal está en comunicación con uno de los electrodos individuales 164 de la punta distal situados sobre el extremo distal 160 del catéter mediante los conductores 224, 226, 228 y 230. Operando en un primer modo, el controlador 210 dispone de un multiplexor 212 para la conmutación entre los canales 202 a 208 para permitir las mediciones de la impedancia diferencial a través de cada uno de los electrodos individuales 164 de la punta y del electrodo de retorno 48 mediante el circuito de detección 214 del contacto. Además de comunicar con los electrodos individuales 164 de la punta mediante el multiplexor 212, el circuito 214 de detección del contacto comunica con el electrodo de referencia mediante el conductor 225 y con el electrodo de retorno 48 mediante el conductor 227. El circuito 214 de detección del contacto puede contener en cualquier circuitería mostrada en las figuras 3 a 7. El generador de señales asociado con el circuito 214 de detección del contacto envía secuencialmente una señal de detección del contacto a través del multiplexor 212 a cada uno de los electrodos 164 de la punta distal. Las señales diferenciales son medidas a través de cada uno de los electrodos individuales 164 de la punta y del electrodo de retorno 48, y estas señales diferenciales son comparadas por el circuito 214 de detección del contacto con las señales diferenciales a través del electrodo de referencia 184 y con el electrodo de retorno 48. La detección del contacto del tejido por cada electrodo individual 164 de la punta se lleva a cabo de acuerdo con lo anteriormente descrito. Operando con el segundo modo, el controlador 210 comanda el multiplexor 216 para cerrar selectivamente los circuitos de conmutación cerrados selectivamente y para permitir que la energía de extirpación fluya desde la fuente 218 de energía de extirpación hacia aquellos electrodos 164 determinados en el primer modo para estar en contacto con el tejido. Así, el sistema 200 extirpa selectivamente al nivel de cada uno de los electrodos seleccionados 164 de la punta, esto es, únicamente en aquellos electrodos 164 de la punta que están en contacto con el tejido.

El sistema 200 contiene también una circuitería 220 de vigilancia y registro de electrocardiogramas (ECG) para permitir la vigilancia y registro de electrocardiogramas desde cada electrodo 164 de la punta distal. La circuitería 220 de ECG contiene también medios para vigilar y registrar electrocardiogramas de contacto corporal externo mediante los conductores 222 superficiales corporales externos.

La Fig. 11 muestra otra forma de realización alternativa de un extremo distal 232 del catéter 20 conteniendo un electrodo segmentado 236 de la punta distal para su uso en el sistema y el procedimiento de la invención. Como en el catéter de las Figs. 9A a 9D, el catéter 236 de la punta distal contiene cuatro electrodos individuales 234 de la punta distal equiangularmente separados alrededor de la circunferencia de la punta distal 236 del catéter. Cada electrodo 234 tiene una porción situada sobre la punta distal del extremo distal 232 y una porción que se extiende longitudinalmente orientada a lo largo del eje longitudinal del cuerpo 20a del extremo distal 232 del catéter. Cada electrodo 234 de la punta distal está eléctricamente aislado de los demás electrodos por un material aislante, como por ejemplo poliuretano. Cada electrodo 234 de la punta distal tiene una anchura aproximada de alrededor de 1,0 mm y una longitud entre aproximadamente 2 y aproximadamente 8 mm, y está conectado mediante unos conectores (no mostrados) a los circuitos 40 de procesamiento de señales. Así mismo, el extremo distal 232 del catéter 20 contiene un electrodo de referencia 184. Cada electrodo 234 de la punta distal extirpa selectivamente el tejido en base a la medición de la impedancia del modo anteriormente descrito.

La Fig. 12 muestra el extremo distal 240 de otra forma de realización del catéter 20 que puede utilizarse en el sistema y procedimiento de la invención. El extremo distal 240 del catéter 20 tiene un electrodo 244 de la punta en la punta distal 245 y los electrodos anulares 246, 248 y 250 están separados longitudinalmente de la punta distal 245. Los electrodos anulares 246, 248 y 250 tienen una longitud cada uno de entre aproximadamente 3 y aproximadamente 6 mm y están separados por un área que tiene una distancia de separación interelectrodo de aproximadamente 2 mm. El catéter 242 comprende así mismo preferentemente un sensor de localización del tipo anteriormente descrito (no mostrado). El catéter 20 de la Fig. 12 puede utilizarse con en el sistema 200 de la Fig. 10 en la cartografía y extirpación cardiacas de acuerdo con lo anteriormente descrito. El catéter 242 es especialmente útil en la generación de una "línea de bloque" en el tejido cardiaco, primeramente mediante la detección del contacto de cada uno de los electrodos 244, 246, 248, y 250 con el tejido, y a continuación, bien simultánea o secuencialmente, para suministrar energía de RF a cada uno de los electrodos determinados para estar en contacto con el tejido para llevar a cabo la extirpación selectiva.

La forma de realización del catéter 20 de la Fig. 12 se muestra con tres electrodos anulares. Alternativamente, el extremo distal 240 del catéter 20 puede contener menos de o más de tres electrodos anulares. El número de canales del sistema 200 debe al menos ser igual al número de electrodos contenidos en el catéter utilizados en combinación con el sistema. Cada uno de los electrodos de la formas de realización multielectrodo mostrados en las figuras 9A a 9D 11 y 12 pueden estar equipado con un par térmico para la vigilancia de la temperatura de los electrodos y el control de suministro de energía hacia los electrodos mediante las extirpación selectiva.

Debe apreciarse que las formas de realización preferentes anteriormente descritas se exponen a modo de ejemplo y que el ámbito total de la invención queda únicamente limitado por las reivindicaciones adjuntas que siguen.

Claims

1. Sistema (18) para detectar el contacto de un electrodo con el tejido (29), comprendiendo dicho sistema:

a) Un catéter (20) que comprende

i): un cuerpo (20a) que tiene un extremo proximal y un extremo distal (22), teniendo dicho extremo distal una punta distal (26);

ii): un electrodo de contacto (24) adaptado para su contacto con el tejido (29) en el que dicho electrodo (24) de contacto está situado en dicha en punta distal (26) del catéter, y

iii): un sensor de localización (28) para determinar una posición de dicho extremo distal (22);

b) Un electrodo de referencia (25) en el que dicho electrodo de referencia está situado sobre dicho catéter (20);

c) Un electrodo de retorno (48), estando dicho electrodo de retorno adaptado para funcionar como sumidero de dichas señales de prueba sobre dicho electrodo (24) de la punta distal y sobre dicho electrodo de referencia (25); y

d) Un circuito (40) de detección del contacto que comprende:

i): un generador (56; 90) de señales para enviar señales de prueba a dicho electrodo de contacto (24) y a dicho electrodo de referencia (25); y

ii): un circuito (94) para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de dichas señales de prueba, siendo dicha respuesta eléctrica diferencial indicativa del contacto de dicho electrodo de contacto (24) con el tejido (29); en el que dicho circuito para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de dichas señales de prueba comprende:

i): un primer amplificador diferencial (66) para medir una primera señal de diferencia eléctrica entre dicho electrodo (24) de la punta distal y dicho electrodo de retorno (48); y

ii): un segundo amplificador diferencial (68) para medir una segunda señal de diferencia eléctrica entre dicho electrodo de referencia (25) y dicho electrodo de retorno (48), en el que dicho electrodo de referencia (25) está protegido de hacer contacto con el tejido (29).

2. El sistema de la reivindicación 1 en el que dicho electrodo de referencia (25) está protegido por una membrana (150) que cubre dicho electrodo permitiendo la membrana el contacto de dicho electrodo de referencia (25) con la sangre pero no permitiendo el contacto de dicho electrodo de referencia con el tejido (29).

3. El sistema de la reivindicación 1 en el que dicho electrodo de referencia (25) está retraído con respecto dicho cuerpo (20a) del catéter.

4. El sistema de cualquier reivindicación precedente en el que dicho electrodo de retorno (48) está adaptado para situarse internamente en el cuerpo.

5. El sistema de reivindicación 4 en el que dicho electrodo de retorno (48) está situado sobre dicho catéter (20).

6. El sistema de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5 en el que dicho electrodo de retorno (48) está adaptado para contactar con la piel exterior del cuerpo.

7. El sistema de cualquier reivindicación precedente en el que dicho electrodo de retorno (48) está destinado a medir las señales diferenciales con dicho electrodo (24) de la punta distal y con dicho electrodo de referencia (25).

8. El sistema de cualquier reivindicación precedente en que dicho electrodo de retorno (48) está conectado a una toma de tierra aislada.

9. El sistema de cualquier reivindicación precedente en el que dicho electrodo de retorno (48) está conectado a una toma a tierra aislada de un dispositivo electrocardiográfico.

10. El sistema de cualquier reivindicación precedente en el que dicho electrodo (24) de la punta distal y dicho electrodo de referencia (25) están adaptados para ser suministrados con una primera corriente constante y con una segunda corriente constante, respectivamente, siendo la primera corriente constante igual a dicha segunda corriente constante.

11. El sistema de la reivindicación 10 en el que dicho electrodo de retorno (48) está adaptado para ser accionado con una tercera corriente constante, siendo dicha tercera corriente opuesta en fase con dicha primera corriente constante y dicho segunda corriente constante.

12. El sistema de cualquier reivindicación precedente, el cual comprende así mismo un tercer amplificador diferencial (74) para medir una señal de diferencia eléctrica entre dicha primera señal diferencial y dicha segunda señal diferencial.

13. El sistema de la reivindicación 12 en el que dicho primer amplificador diferencial (66) está adaptado para medir una primera diferencia de voltaje entre dicho electrodo (24) de la punta distal y dicho electrodo de retorno (25), estando adaptado dicho segundo amplificador diferencial (68) para medir una segunda diferencia de voltaje entre dicho electrodo de referencia (25) y dicho electrodo de retorno (48), y dicho tercer amplificador diferencial (74) está adaptado para medir una diferencia de voltaje entre dicho primer voltaje y dicho segundo voltaje.

14. El sistema de la reivindicación 12 en el que dicha señal de diferencia eléctrica medida por dicho tercer amplificador diferencial (74) es rectificado por un detector sincrónico (78).

15. El sistema de cualquier reivindicación precedente en que dicho electrodo (24) de la punta y dicho electrodo de referencia (25) tienen una primera área y una segunda área, respectivamente, y dicho primer amplificador (66) y dicho segundo amplificador (68) tienen una primera ganancia y una segunda ganancia, respectivamente, siendo dicha primera ganancia respecto de dicha segunda ganancia proporcional a dicha primera área respecto de dicha segunda área.

16. El sistema de cualquier reivindicación precedente en el que dicho circuito (94) para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de dichas señales de prueba comprende un circuito en puente, comprendiendo dicho circuito en puente un primer elemento resistivo (100; 120) y un segundo elemento resistivo (102; 122), teniendo cada uno de dichos elementos resistivos un primer lado y un segundo lado, estando dicho primer lado de dicho primer elemento resistivo conectado con dicho primer lado de dicho segundo elemento resistivo, estando dicho segundo lado de dicho primer elemento resistivo conectado con dicho electrodo de referencia, estando dicho segundo lado de dicho segundo elemento resistivo conectado con dicho electrodo de la punta distal, teniendo dicho puente una primera entrada (92) entre dicho primer elemento resistivo (100;120) y dicho segundo elemento resistivo (102;122) y una segunda entrada (96) conectada a dicho electrodo de retorno (48), y una primera salida (108) entre dicho primer elemento resistivo (100; 120) y dicho electrodo de referencia (25) y una segunda salida (110) entre dicho segundo elemento resistivo (102; 122) y dicho electrodo (24) de la punta distal.

17. El sistema de reivindicación 16 en el que dicho primer elemento resistivo es un primer resistor (100) y dicho segundo elemento resistivo es un segundo resistor (102).

18. El sistema de la reivindicación 17 en el que dicho primer resistor (100) tiene una primera resistencia y dicho segundo resistor (102) tiene una segunda resistencia, en el que dicho electrodo (24) de la punta tiene un área del electrodo de la punta y dicho electrodo de referencia (25) tiene un área del electrodo de referencia, siendo la relación de dicha primera resistencia respecto a dicha segunda resistencia proporcional a la relación de dicha área del electrodo de la punta respecto a dicha área del electrodo de referencia.

19. El sistema de la reivindicación 16 en el que dicho primer elemento resistivo es un primer compensador (120) de la impedancia de alta energía de salida y dicho segundo elemento resistivo es un segundo compensador (122) de la impedancia de alta energía de salida.

20. El sistema de reivindicación 19 en el que dicho primer compensador (120) de la impedancia de energía de salida tiene una primera corriente de salida, dicho segundo compensador (122) de alta energía de salida tiene una segunda corriente de salida, y en el que dicho electrodo (24) de la punta tiene un área del electrodo de la punta y dicho electrodo de referencia (25) tiene un área del electrodo de referencia, siendo la relación de dicha primera corriente de salida respecto a dicha segunda corriente de salida proporcional a la relación de dicha área del electrodo de la punta respecto a dicha área del electrodo de referencia.

21. El sistema de la reivindicación 16 en el que dichas salidas en puente (108, 110) están conectadas a un amplificador diferencial (112), estando dicho amplificador diferencial adaptado para medir un voltaje de salida en puente indicativo del contacto de dicho electrodo (24) de la punta distal con el tejido (29)

22. El sistema de una cualquiera reivindicación 1 a 15 en el que dicho circuito (94) para medir una respuesta eléctrica diferencial respecto de dichas señales de prueba comprende un primer sensor (130) de corriente para medir la corriente de dicho electrodo de referencia (25) y un segundo sector corriente (132) para medir la corriente de dicho electrodo de dicho electrodo (24) de la punta distal.

23. El sistema de la reivindicación 22 en el que dichos sensores (130, 132) de corriente son seleccionados entre unos trasformadores de corriente y los sensores de efecto Hall.

24. El sistema de la reivindicación 22 en el que dicho primer sensor (130) de corriente tiene una primera ganancia y dicho segundo sensor (132) de corriente tiene una segunda ganancia, dicho electrodo (24) de la punta distal tiene un área del electrodo de la punta y dicho electrodo de referencia (25) tiene un área del electrodo de referencia, siendo la relación de dicha primera ganancia respecto a dicha segunda ganancia proporcional a la relación de dicha área de la punta del electrodo respecto a dicha área del electrodo de referencia.

25. El sistema de al reivindicación 22 en el que dicho primer sensor (130) de corriente y dicho segundo sensor (132) de corriente tienen unas salidas conectadas a un amplificador diferencial (112), estando adaptado dicho amplificador para medir un voltaje indicativo del contacto de dicho electrodo (24) de la punta distal con el tejido (29).

26. El sistema de las reivindicaciones 21 ó 25 en el que dicho amplificador diferencial (112) tiene una salida que es rectificada por un detector sincrónico (116).

27. El sistema de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 26 en el que dicho sensor de localización (28) es un sensor de localización electromagnético.