ES2261350T3 - Cateter multielectrodo, sistema y procedimiento. - Google Patents
Cateter multielectrodo, sistema y procedimiento.Info
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Abstract
Un sistema (200) 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 (160; 232), teniendo dicho extremo distal una punta distal (162; 236); ii) una pluralidad de electrodos de contacto (164; 234) adaptados para su contacto con el tejido (29) en una pluralidad de puntos, para recibir señales eléctricas desde los mismos y transmitir señales eléctricas hasta los mismos, definiendo dichas señales eléctricas una información eléctrica, y iii) un sensor de posición (28) que genera señales en respuesta a la posición de dicho extremo distal, definiendo las citadas señales de respuesta en una posición de dicho extremo distal, una información de posición; b) un electrodo de referencia (25; 184) para medir una característica eléctrica cuando dicho electrodo de referencia está en contacto con un fluido y no está en contacto con el tejido; c) un circuito (214) dedetección de contacto, que comprende: i) un generador de señal (56; 90) para enviar señales de prueba a los citados electrodos de contacto (164; 234) y a dicho electrodo de referencia (25; 184), y ii) un circuito (94) para medir la respuesta eléctrica diferencial a las citadas señales de prueba, siendo dicha respuesta eléctrica diferencial indicativa del contacto de dichos electrodos de contacto (164; 234) con el tejido (29), y d) un mapa de dicho tejido (29) generado a partir de las citadas información eléctrica e información de posición, siendo sopesadas en dicho mapa la citada información eléctrica y la citada información de posición en cada uno de dichos puntos, en concordancia con que se haya detectado contacto entre dichos electrodos de contacto (164, 234) y dicho tejido (29) en los puntos citados.
Description
Catéter multielectrodo, sistema y
procedimiento.
La presente invención está dirigida a un nuevo
sistema para detectar el contacto de un electrodo con el tejido. El
sistema de la invención es particularmente adecuado para su uso
junto con estudios electromecánicos o de electrofisiología
intracardíaca, o junto con procedimientos terapéuticos tales como
ablación cardíaca.
Las arritmias cardíacas, la más común de las
cuales es la taquicardia ventricular (VT), son una causa principal
de muerte. En una mayoría de pacientes, la VT se origina a partir de
una lesión de 1 mm a 2 mm localizada cerca de la superficie interna
de la cámara cardíaca. Uno de los tratamientos de la VT comprende
mapear las trayectorias eléctricas del corazón, para localizar la
lesión, seguido de una ablación del sitio activo.
La Patente U.S. núm. 5.546.951, la solicitud de
Patente U.S. 08/793.371 (publicada ahora como U.S. núm. 6.690.693),
y la solicitud PCT núm. WO 96/05768, describen procedimientos para
detectar una propiedad eléctrica del tejido del corazón, tal como el
momento de activación local en función de la localización precisa
dentro del corazón. Los datos son adquiridos haciendo avanzar por el
corazón uno o más catéteres que tienen sensores eléctricos y de
posición en sus puntas distales. La localización tridimensional
precisa de la punta del catéter se averigua mediante el sensor de
posición contenido en la misma. El sensor de posición opera mediante
la generación de señales que son una respuesta respecto a su
localización precisa en el interior de un campo no ionizante
generado externamente, tal como un campo electromagnético. De manera
simultánea con la adquisición de información de posición, se
adquiere también información eléctrica mediante al menos un
electrodo contenido en la punta distal del catéter. La detección
precisa de información eléctrica y de posición por parte de los
sensores contenidos en el catéter, requiere por lo general un alto
grado de seguridad de que el electrodo del catéter está en contacto
con el
tejido.
tejido.
En los sistemas que utilizan medios acústicos
para determinar la posición de mapeo y los electrodos de ablación,
resulta igualmente importante determinar que los electrodos están en
contacto con el tejido que va a ser mapeado o extirpado. Por
ejemplo, la Patente U.S. núm. 5.409.000 describe el uso de una sonda
de catéter que tiene una pluralidad de brazos flexibles separados
circunferencialmente, que se extienden longitudinalmente, adaptados
para ser dispuestos en el interior de una cámara de un corazón. Los
electrodos son portados por los brazos y están adaptados para
enganchar con la pared del corazón. Marcadores ultrasónicamente
visibles, son portados por los brazos para codificar los brazos, de
modo que un brazo pueda ser distinguido de otro. Un catéter de
ablación que tiene medios de visión ultrasónica, tal como un sensor
o un transductor de ultrasonidos, en su extremo distal, está portado
por, y está montado deslizablemente en, la sonda de catéter. El
extremo distal del catéter de ablación es móvil en posiciones para
ver ultrasónicamente los marcadores portados por los brazos de la
sonda de catéter de modo que los brazos puedan ser identificados, y
se pueda averiguar la separación de los brazos.
La solicitud PCT WO 99/05971 describe un sistema
que utiliza uno o más catéteres de ultrasonidos de referencia, para
establecer un sistema de coordenadas tridimensional, fijo, en el
interior del corazón del paciente, utilizando principios de
triangulación. El sistema de coordenadas se representa gráficamente
en tres dimensiones sobre un monitor de vídeo, y se presenta para
ayudar al médico clínico a guiar otros dispositivos médicos, que
estén provistos de sensores o transductores de ultrasonidos, a
través del cuerpo, hasta las posiciones en las que se necesita
realizar procedimientos clínicos. El sistema se ha considerado que
es útil para ayudar a un médico clínico a guiar catéteres de mapeo
para la medición de la actividad eléctrica, y catéteres de ablación
para extirpar las zonas elegidas de tejido cardíaco, hasta las
posiciones deseadas en el interior del corazón.
Procedimientos de creación de un mapa de la
actividad eléctrica del corazón en base a estos datos, se encuentran
descritos en los documentos EP-A-
0 974 936 y EP-A-1 070 480.
0 974 936 y EP-A-1 070 480.
En medios clínicos, no resulta infrecuente
acumular datos en 100 o más lugares del interior del corazón para
generar un mapa amplio, detallado, de la actividad eléctrica de la
cámara del corazón. El uso de los sensores de posición, según se ha
descrito en lo que antecede, resulta altamente útil para la
provisión de un mapa detallado y preciso de la actividad de la
cámara del corazón.
También se pueden utilizar catéteres que
contienen sensores de posición o de localización, para determinar
la trayectoria de puntos sobre la superficie cardíaca. Estas
trayectorias pueden ser utilizadas para inferir características de
movimiento mecánico tales como la contractilidad del tejido.
Según se describe en la Patente U.S. núm.
5.738.096, mapas que representan tales características de
movimiento, que pueden ser superpuestos con mapas que representan la
información eléctrica local, pueden ser construidos cuando la
información de trayectoria se muestrea en un número suficiente de
puntos en el corazón. Los mapas precisos de tales características de
movimiento, requieren nuevamente la seguridad de que los datos son
adquiridos cuando la punta del catéter está en contacto con el
tejido cardíaco.
Los mapas detallados generados como se ha
descrito en lo que antecede, pueden servir como base para decidir
sobre una vía de acción terapéutica, por ejemplo, la ablación del
tejido, para alterar la propagación de la actividad eléctrica del
corazón y para restaurar el ritmo cardíaco normal. En la ablación
cardíaca, la energía, típicamente comprendida en la gama de la
radiofrecuencia (RF), se suministra a los puntos seleccionados sobre
la superficie intracardíaca por medio de un catéter que tiene un
electrodo de ablación en su punta distal. La ablación se efectúa
llevando el electrodo de punta distal a contactar con el sitio de la
actividad eléctrica aberrante, e iniciando el suministro de energía
de RF a través del electrodo de punta distal desde un generador de
RF externo en comunicación con el electrodo de punta distal. La
ablación se realiza de manera más efectiva cuando el electrodo de
punta distal está en contacto con la pared cardíaca. La ausencia de
contacto o un contacto pobre del electrodo de punta con la pared del
corazón, conduce a la disipación de la energía de RF en la sangre,
así como al posible atoramiento del electrodo de punta con la
posibilidad inherente de formación de un coágulo de sangre. En
consecuencia, es importante que tanto el mapeo como la ablación
vayan acompañados de métodos y sistemas para detectar y asegurar el
contacto electrodo-tejido.
Un número de referencias han informado sobre
métodos para determinar el contacto
electrodo-tejido, incluyendo las Patentes U.S. núms.
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 núm. 2.285.342. Un número de estas referencias,
por ejemplo las Patentes U.S. núms. 5.935.079, 5.836.990 y
5.447.529, determinan el contacto electrodo-tejido
mediante la medición de la impedancia entre el electrodo de punta y
un electrodo de retorno. Según se describe en la Patente 5.447.529,
se conoce en general el hecho de que la impedancia a través de la
sangre es, por lo general, más baja que la impedancia a través del
tejido. En consecuencia, el contacto del tejido se detecta mediante
la comparación de los valores de impedancia a través de un conjunto
de electrodos con valores de impedancia previamente medidos cuando
se sabe que un electrodo está en contacto con el tejido y cuando se
sabe que está en contacto solamente con la sangre. Un problema de
utilizar este método durante los procedimientos intracardíacos,
consiste en el hecho de que las impedancias del tejido y de la
sangre pueden cambiar durante un procedimiento. Además, la
impedancia a través del tejido también depende del estado del
tejido. Por ejemplo, la impedancia a través del tejido infartado se
sabe que es más baja que la impedancia a través del tejido
sano.
sano.
La Patente U.S. núm. 5.341.807 describe un
procedimiento de detectar el contacto de un electrodo de punta de
catéter con el tejido. El procedimiento de la Patente 5.341.807
emplea un catéter que tiene un electrodo de punta y una pluralidad
de electrodos en anillo axialmente separados, montados a lo largo de
la superficie de catéter. Se aplica una señal de prueba a través de
un par de electrodos externos dispuestos a lo largo del catéter.
Cada electrodo externo está emparejado con un electrodo interno para
desarrollar una señal de detección característica de la impedancia
para el tejido entre los electrodos. Un inconveniente importante
del catéter y del procedimiento asociado descrito en la Patente
5.341.807, consiste en que se basa en la medición de la impedancia
del tejido como la única manera para determinar la posición y la
orientación del catéter. Además, si los electrodos de catéter
utilizados en las mediciones de impedancia son utilizados también
con un dispositivo de ECG, para recoger señales de la superficie
corporal y de ECG intracardíaco, las componentes de medición de
impedancia de la Patente 5.341.807 requerirían una puesta a masa
separada en relación con el dispositivo de ECG, lo que complica la
circuitería.
La presente invención está dirigida a un nuevo
sistema para detectar el contacto electrodo-tejido.
De acuerdo con la invención, se proporciona un sistema del tipo que
se define en la reivindicación 1 que se acompaña.
Otros aspectos de la invención se encuentran
expuestos en las reivindicaciones dependientes 2 a 41.
Un objeto de la invención consiste en
proporcionar un sistema multi-electrodo para
detectar el contacto electrodo-tejido.
Un objeto de la invención consiste en
proporcionar un sistema diferencial para detectar el contacto
electrodo-tejido con una pluralidad de electrodos de
contacto en comparación con un electrodo de referencia.
Otro objeto de la invención consiste en
proporcionar un sistema diferencial para detectar el contacto
electrodo-tejido con una pluralidad de electrodos de
contacto por comparación con un electrodo de referencia que no está
en contacto con el tejido.
Otro objeto de la invención consiste en
proporcionar un sistema para detectar el contacto
electrodo-tejido en un sistema que comprende un
sensor de posición de alta precisión.
Otro objeto de la invención consiste en
proporcionar un sistema para detectar el contacto
electrodo-tejido de una pluralidad de electrodos
para su uso en procedimientos de mapeo cardíaco.
Otro objeto de la invención consiste en
proporcionar un sistema para detectar el contacto
electrodo-tejido de una pluralidad de electrodos
para su uso en procedimientos de ablación.
Estos y otros objetos, características y
ventajas de la presente invención, resultarán más fácilmente
evidentes a partir de la descripción detallada que se realiza en lo
que sigue, tomada junto con los dibujos que se acompañan.
La Figura 1 es una ilustración esquemática que
muestra los elementos de un sistema terapéutico y de diagnóstico
cardíaco que incorpora el sistema y el procedimiento de la
invención.
La Figura 2 es una ilustración esquemática que
muestra componentes adicionales utilizados en el sistema de la
Figura 1, en uso sobre un paciente.
La Figura 3 es un diagrama esquemático que
muestra una realización de un circuito utilizado para detectar el
contacto electrodo-tejido.
La Figura 4 es un diagrama esquemático que
muestra un circuito de puente utilizado para detectar el contacto
electrodo-tejido.
La Figura 5 es un diagrama esquemático que
muestra una realización del circuito de puente de la Figura 4.
La Figura 6 es un diagrama esquemático que
muestra otra realización del circuito de puente de la Figura 4.
La Figura 7 es un diagrama esquemático que
muestra otro circuito para detectar el contacto
electrodo-tejido.
La Figura 8A es una vista en sección transversal
de un extremo distal de un catéter, en el que el electrodo de
referencia está protegido frente a su contacto con el tejido, al
estar recubierto con una membrana.
La Figura 8B es una vista en sección transversal
de un extremo distal de un catéter en el que el electrodo de
referencia está protegido frente a su contacto con el tejido, al
estar retrasado en el cuerpo del catéter.
La Figura 9A es una vista en planta superior del
extremo distal de un catéter con un diseño de punta dividida para su
uso en el sistema y procedimiento de la invención.
La Figura 9B es una vista extrema de la punta
distal del catéter de la Figura 9A.
La Figura 9C es una vista extrema del extremo
proximal del conjunto de electrodo del catéter de la Figura 9A.
La Figura 9D es una vista en sección transversal
longitudinal del extremo distal del catéter de la Figura 9A.
La Figura 10 es un diagrama esquemático que
muestra un sistema para el mapeo de la actividad eléctrica de una
cámara del corazón y para la ablación de lugares en el interior de
la cámara.
La Figura 11 es una vista en perspectiva de un
extremo distal de un catéter que tiene un diseño alternativo de
catéter de punta dividida, para su uso en la puesta en práctica del
sistema de la invención.
La Figura 12 es una vista en sección transversal
del extremo distal de otra realización de un catéter para su uso en
el sistema de la invención.
La Figura 13A es un dibujo esquemático de un
catéter con un diseño alternativo para su uso en el sistema de la
invención.
La Figura 13B es un dibujo esquemático de un
catéter de otro diseño para su uso en el sistema de la
invención.
La presente invención está dirigida a un nuevo
sistema para detectar el contacto de un electrodo con el tejido, tal
como la pared de una cámara de un corazón. La presente invención
resulta particularmente adecuada para su uso con sistemas y
procedimientos para el mapeo de las características eléctricas de
una cámara de un corazón, o para realizar procedimientos
electro-terapéuticos tales como la ablación
cardíaca.
El sistema de la invención para detectar el
contacto electrodo-tejido, está basado en la
medición de impedancia diferencial. Los valores de impedancia del
tejido, tal como la pared cardíaca, tienden a ser mayores que la
impedancia de la sangre. El sistema de la invención mide la
impedancia entre un electrodo de contacto de catéter, posicionado
con preferencia en la punta distal del catéter, y un electrodo de
retorno. El sistema de la invención mide también simultáneamente la
impedancia entre un electrodo de referencia y un electrodo de
retorno. El electrodo de referencia es interno al cuerpo, y con
preferencia se impide que entre en contacto con el tejido. Midiendo
y comparando, simultáneamente, la impedancia a través del electrodo
de contacto y del electrodo de retorno en relación con la impedancia
a través de un electrodo de referencia respecto a un electrodo de
retorno, el sistema de la presente invención supera las limitaciones
enunciadas anteriormente de muchos de los procedimientos de
detección de contacto de la técnica anterior.
Según se utiliza aquí, el término "tejido"
se entiende que describe materia celular o
semi-sólida del cuerpo, tal como músculo, nervio,
tejido conectivo, vasculatura y hueso. La sangre y otra materia
líquida, tal como la linfa, los fluidos intersticiales u otros
fluidos del cuerpo, están excluidos de la definición de
"tejido", según se define aquí.
Una realización de la presente invención,
incluida dentro de un sistema de mapeo diagnóstico y de suministro
terapéutico, designada en general con 18, ha sido mostrada mejor en
la Figura 1. El sistema comprende un catéter 20 para su inserción en
el cuerpo humano, y con preferencia, en una cámara de un corazón
humano 29 (Figura 2). El catéter 20 incluye un cuerpo de catéter 20a
que tiene un extremo distal 22. El extremo distal 22 incluye un
electrodo de contacto 24 en la punta distal 26, para medir las
propiedades eléctricas del tejido del corazón. El electrodo de
contacto 24 es también útil para enviar señales eléctricas al
corazón a efectos de diagnóstico, por ejemplo, para mapeo de ritmo,
y/o para propósitos terapéuticos, por ejemplo para extirpar tejido
cardíaco defectuoso. Mientras que el electrodo de contacto 24 está
diseñado para estar en contacto con el tejido cuando realiza sus
funciones de recepción de señales eléctricas desde, y de transmisión
de señales eléctricas hasta, el corazón, se debe entender que el
electrodo de contacto 24 no está siempre en contacto con el tejido.
Por ejemplo, el electrodo de contacto 24 no puede estar en contacto
con el tejido según está avanzando a través de la vasculatura hasta
el corazón, o cuando está siendo dirigido desde un punto hasta otro
punto en el interior de la cámara del corazón. En consecuencia, un
objeto del sistema y del procedimiento de la invención consiste en
detectar el contacto del electrodo de contacto con el tejido.
El extremo distal 22 del catéter 20 incluye
además el electrodo de referencia 25 para proporcionar una medición
de impedancia de referencia interna mientras el electrodo de
referencia 25 está en contacto con la sangre, pero no en contacto
con el tejido. El extremo distal 22 del catéter 20 incluye un sensor
de posición 28 que genera señales utilizadas para determinar la
posición y la orientación del catéter mientras está en el interior
del cuerpo. El sensor de posición 28 es, con preferencia, adyacente
a la punta distal 26 del catéter 20. Existe preferentemente una
relación fija de posición y de orientación del sensor de posición
28, la punta 26 y el electrodo 24.
El catéter 20 incluye con preferencia una manija
30, que incluye controles 32 para guiar el extremo distal 22 del
catéter 20 en la dirección deseada, tal como desviar el extremo
distal 22, o posicionarlo y/o orientarlo según se desee.
El sistema 18, según se muestra en las Figuras 1
y 2, comprende además una consola 34, la cual permite al usuario
observar y regular las funciones del catéter 20. La consola 34
incluye con preferencia un ordenador 36, un teclado 38, y un
visualizador 42. El ordenador 36 contiene circuitos de control para
permitir el control y la operación del sistema, y para poner en
marcha y detener la recogida de datos desde el electrodo de punta 24
del catéter, el electrodo de referencia 25 y desde el sensor de
posición 28. El ordenador 26 utiliza además la información eléctrica
y/o mecánica y de posición, adquirida por medio de los electrodos 24
y 25 de catéter y del sensor de posición 28, y procesada por medio
de los circuitos 40 de procesamiento de señal, en cuanto a la
reconstrucción y visualización de un mapa eléctrico o
electromecánico de una cámara del corazón.
Los circuitos 40 de procesamiento de señal
típicamente reciben, amplifican, filtran y digitalizan señales
procedentes del catéter 20, incluyendo señales generadas por el
sensor de posición 28, el electrodo de punta 24 y el electrodo de
referencia 25. Los circuitos 40 calculan además la posición y
orientación del catéter, así como también las características
eléctricas de la cámara del corazón, a partir de las señales
generadas por el sensor de posición 28 y por el electrodo de punta
24. Los circuitos 40 procesan también señales de electrocardiograma
de la superficie corporal. Las señales digitalizadas generadas por
los circuitos 40 de procesamiento de señal son recibidas y
utilizadas por el ordenador 36 para reconstruir y visualizar un mapa
eléctrico o electromecánico de la cámara del corazón. Los circuitos
40 contienen también circuitería de detección de contacto,
incluyendo un generador de señal 56 (Figura 3), que envía señales de
prueba al electrodo de punta 24, al electrodo de referencia 25, y al
electrodo de retorno 48, así como también circuitería para medir la
respuesta eléctrica diferencial a estas señales. El electrodo de
retorno 48 está acoplado a los circuitos 40 por medio del cable 49,
donde el electrodo de retorno 48 funciona como sumidero para las
señales de prueba.
Cuando se aplica externamente al cuerpo 110 del
paciente como se muestra en la Figura 2, el electrodo de retorno 48
es con preferencia relativamente grande para proporcionar una baja
impedancia 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 130
cm^{2} aproximadamente, puede ser utilizado satisfactoriamente en
el sistema de la invención.
Alternativamente, una circuitería apropiada
puede estar asociada al propio catéter 20 de modo que los circuitos
40 reciban señales que estén ya amplificadas, filtradas y/o
digitalizadas.
El catéter 20 está acoplado a los circuitos 40
por medio de un cable de extensión 21, el cual comprende en su
extremo proximal un conector 44 adaptado para acoplarse a un
receptáculo 46 de emparejamiento en los circuitos 40. El extremo
distal del cable 21 comprende un receptáculo 33 que conecta con la
manija de catéter 30. El receptáculo 33 está configurado, con
preferencia, para recibir el catéter de un modelo específico, y con
preferencia incluye una identificación de evidencia de usuario del
modelo específico. Una de las ventajas de la utilización del cable
21 consiste en la capacidad para conectar diferentes modelos y tipos
de catéteres, tales como los catéteres que tienen diferentes
configuraciones de manijas, a los mismos circuitos 40. Se pueden
utilizar diferentes cables 21 para conectar una amplia diversidad de
catéteres a los circuitos 40. Otra ventaja de tener un cable 21
separado consiste en el hecho de que el cable 21 no entra en
contacto con los pacientes, y por lo tanto 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 respecto a 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 catéter 20 de la presente invención, han sido
ilustrados esquemáticamente en la Figura 2. Un médico 51 introduce
el catéter 20 a través de una incisión realizada en la vasculatura,
por ejemplo utilizando un acceso intravascular, hacia una cámara de
un corazón 29 de un paciente 110, de modo que el electrodo 24 de
punta distal y el sensor de posición 28, están en el interior de la
cámara. De acuerdo con un ejemplo de sensor de posición descrito en
la solicitud de Patente PCT número WO 96/05768, depositada el 24 de
Enero de 1995, y en la Patente U.S. núm. 5.391.199, un sensor 28
genera señales en respuesta a campos magnéticos aplicados
externamente generados por medio de bobinas 27 generadoras de
campos electromagnéticos, fijadas a la mesa de operación 31 en las
proximidades del paciente 110. La magnitud de las señales generadas
por el sensor 28 depende de la posición y de la orientación del
sensor en el campo magnético aplicado. Las bobinas 27 generadoras de
campo están conectadas a través de un cable 41 a circuitos
excitadores que forman parte de los circuitos 40 de procesamiento de
señal. Los circuitos 40 están conectados al ordenador 36 (Figura 1),
a través del cable 43. El ordenador 36 controla la actuación de las
bobinas generadoras 27 y del sistema 18 en su conjunto.
Alternativamente, el sistema de la invención
puede emplear bobinas generadoras de campo en el catéter y sensores
externos al paciente.
Mientras el catéter utilizado en el sistema de
la invención ha sido descrito aquí como que contiene un único
electrodo de contacto en su punta distal y un único electrodo de
referencia, el sistema de la invención puede emplear catéteres de
diferentes diseños. Por ejemplo, el electrodo de punta puede ser de
diseño unipolar o bipolar. En la configuración bipolar, el catéter
podrá tener otro electrodo de anillo proximal al electrodo de punta.
Alternativamente, el catéter puede tener una pluralidad de
electrodos de anillo a lo largo de su longitud.
Mientras que el sistema de la invención ha sido
descrito aquí con referencia a sensores electromagnéticos,
cualquier otro sensor de posición que proporcione información de
posición tridimensional y, opcionalmente, información de
orientación, puede ser utilizado en la puesta en práctica de la
invención. Sensores ilustrativos que también son útiles, incluyen
sensores acústicos y sensores magnéticos. Por ejemplo, los sensores
acústicos del tipo descrito en la Patente U.S. núm. 5.409.000 y en
la solicitud PCT núm. WO 99/05971, pueden ser utilizados de acuerdo
con el sistema de la invención.
Según se describe en la Patente U.S. núm.
5.391.199, el mapeo de la actividad eléctrica del corazón se realiza
posicionando la punta distal 26 del catéter 20 en un lugar del
interior del corazón, detectando la información eléctrica y de
posición en el lugar, procesando la información eléctrica y de
posición detectada en el lugar para crear un punto de datos, y
repitiendo estas etapas un número de veces suficiente para crear un
mapa de las trayectorias eléctricas del corazón. Para un mapa
preciso de la actividad eléctrica de la cámara, los datos eléctricos
y de posición se detectan con preferencia cuando el electrodo de
punta 24 está en contacto con la pared cardíaca en cada lugar.
Teniendo identificada una lesión responsable de
una trayectoria eléctrica aberrante a partir del mapa eléctrico
resultante de la cámara del corazón, la trayectoria aberrante puede
ser tratada mediante ablación de la superficie intracardíaca en el
lugar de la lesión. Según se muestra en la Figura 2, la ablación se
realiza típicamente suministrando energía de RF al lugar desde una
fuente 53 de potencia de ablación a través de los circuitos 40 y del
cable 21 hasta el electrodo de punta 24 en el extremo distal 22 del
catéter 20. La ablación se realiza de forma más efectiva cuando el
electrodo de punta 24 está en contacto con la pared cardíaca. La
ausencia de contacto o un contacto pobre del electrodo de punta 24
con la pared del corazón conduce a la disipación de la energía de RF
en la sangre, así como también a un posible atoramiento del
electrodo de punta. En consecuencia, es importante que tanto el
mapeo como la ablación vayan acompañados de métodos y sistemas para
detectar el contacto electrodo-tejido.
Una realización de un circuito para detectar el
contacto electrodo-tejido junto con el sistema de la
Figura 1, ha sido mostrado en la Figura 3. El extremo distal 22 del
catéter 20 se ha mostrado en sección longitudinal. El electrodo de
punta 24, el electrodo de referencia 25 y el sensor de posición 28,
están conectados por medio de hilos 50, 52 y 54, respectivamente,
con la manija de catéter 30 desde la que se han hecho las conexiones
eléctricas hasta los circuitos 40 de procesamiento de señal. El
generador de señal 56, contenido dentro de los circuitos 40, envía
una corriente alterna (CA) de alta frecuencia, con preferencia
comprendida en la gama de alrededor de 10 kHz a alrededor de 100
kHz, hasta el electrodo de contacto 24 de punta distal y hasta el
electrodo de referencia 25, a través de separadores 58 y 60 de alta
impedancia de salida, respectivamente. Una frecuencia de señal de
alrededor de 50 kHz es la más preferida. La corriente hasta el
electrodo 24 de punta distal es igual a la corriente hasta el
electrodo de referencia 25. El electrodo de retorno 48 está excitado
también por el generador de señal 56. La señal hasta el electrodo de
retorno 48 se invierte primero de fase mediante el inversor 62, y se
acondiciona mediante el separador 64 de alta impedancia de salida.
La corriente de las señales excitadoras del electrodo de punta 24,
del electrodo de referencia 25 y del electrodo de retorno 48, deben
estar por debajo del nivel que podría estimular el tejido cardíaco.
A 50 kHz, los estándares de seguridad generalmente aceptados
determinan que la corriente no deberá exceder de 0,5 miliamperios
(véase, por ejemplo, CEI IEC 601-1, Equipamiento
Médico Eléctrico, Parte I - Requisitos Generales de Seguridad,
Bureau Central de la Commissión Electrotechnique Internationale,
Ginebra, Suiza, 1988). El primer amplificador diferencial 66 mide
una señal de diferencia, específicamente, la tensión a través del
electrodo 24 de punta distal y del electrodo 48 de retorno. Un
segundo amplificador diferencial 68 se utiliza para medir la tensión
a través del electrodo de referencia 25 y del electrodo de retorno
48. Las señales procedentes de los amplificadores diferenciales 66 y
68 son amplificadas adicionalmente por los amplificadores 70 y 72,
respectivamente. Las salidas de los amplificadores 70 y 72 son
alimentadas, a su vez, al amplificador diferencial 74. La señal de
salida diferencial del amplificador diferencial 74 se amplifica
adicionalmente mediante el amplificador 76. La señal amplificada
procedente del amplificador 76, se envía a continuación a un
detector síncrono 78, el cual transforma la señal de AC en una señal
de corriente continua (DC), y también reduce la sensibilidad del
sistema al ruido externo. La señal procedente del detector síncrono
78 es utilizada a continuación por los circuitos 40 de procesamiento
de señal.
Cuando los electrodos de punta y de referencia
están ambos en un medio común, es decir, en la sangre, y ninguno de
los electrodos está en contacto con el tejido, las tensiones medidas
en los electrodos de punta y de referencia respecto al electrodo de
retorno común, serán inversamente proporcionales al área de los
electrodos respectivos. En consecuencia, la relación de las
ganancias de los amplificadores 70 y 72 se ajustan con preferencia
de modo que sean proporcionales a las relaciones de las áreas del
electrodo de punta 24 y del electrodo de referencia 25. Bajo estas
condiciones, es decir, cuando el electrodo 24 de punta distal y el
electrodo de referencia 25 están ambos en la sangre y no están en
contacto con el tejido, y cuando las ganancias de los amplificadores
se han ajustado como se ha descrito anteriormente, las señales que
salen de los amplificadores 70 y 72 serán de igual tensión, y la
salida del amplificador diferencial 74 y del amplificador 76 será
una señal nula de cero voltios. Cuando el electrodo de punta 24 se
lleva a contactar con el tejido, tal como la pared cardíaca, que
tiene una impedancia más alta que la sangre, y cuando el electrodo
de referencia 25 se mantiene en la sangre y no contacta con el
tejido, la tensión a través del electrodo de punta 24 y del
electrodo de retorno 48 excederá de la tensión en el electrodo de
referencia 25 y en el electrodo de retorno 48, dando como resultado
una señal de tensión distinta de cero desde el amplificador
diferencial 74 y el amplificador 76. Esta señal distinta de cero,
que detecta el cambio de impedancia a través del electrodo de punta
24 del catéter y del electrodo de retorno 48 cuando el electrodo de
punta 24 está en contacto con el tejido, es utilizada por la
electrónica de los circuitos 40 de procesamiento de señal del
sistema, para proporcionar una señal audible o visible indicativa
del contacto con el tejido.
El contacto con el tejido se indica mediante una
diversidad de técnicas. Una forma de indicar el contacto con el
tejido, por ejemplo, consiste en la iluminación de una luz o LED
sobre un panel de instrumentos. Alternativamente, el contacto con el
tejido puede ser indicado mediante un medidor, mostrado en el
monitor de un ordenador, por ejemplo, junto con otros parámetros de
sistema.
Se prevé un número de variaciones para la
presente realización del sistema de la invención. Por ejemplo, en
la realización descrita en lo que antecede, el electrodo de
referencia 25 se sitúa en un catéter 22 de mapeo/ablación, que
comprende un electrodo 24 de punta distal y un sensor de posición
28. Alternativamente, el electrodo de referencia 25 puede ser
posicionado en un catéter separado contenido en la vasculatura. La
Figura 13A muestra una vista esquemática de un catéter 20 de diseño
alternativo para su uso en el sistema de la invención. El catéter 20
de la Figura 13A no contiene ningún electrodo de referencia. Durante
su uso en el sistema de la invención, un electrodo de referencia
podría está dotado de un segundo catéter (no representado). De igual
modo, el electrodo de retorno 48 puede estar incorporado en el
catéter 20 que contiene el electrodo 24 de punta distal y el sensor
de posición 28, en cuyo caso el electrodo de retorno 48 deberá estar
presente en el cuerpo durante su uso. La Figura 13B muestra una
vista esquemática de un catéter 20 de diseño alternativo que
incorpora tanto un electrodo de referencia 25 como un electrodo de
retorno 48.
Alternativamente, el catéter 20 puede estar
equipado con un termopar en el electrodo 24 de punta distal, para
monitorizar la temperatura del electrodo durante la ablación, y para
controlar el suministro de energía de ablación al electrodo durante
la
ablación.
ablación.
El sistema mostrado en la Figura 3 muestra el
electrodo de retorno 48 excitado por el generador de señal 56.
Alternativamente, el electrodo de retorno 48 puede estar conectado a
una masa aislada, por ejemplo de un dispositivo de
electrocardiograma (ECG). El electrodo de ECG de la pierna derecha,
está conectado típicamente en muchos dispositivos de ECG a una masa
aislada, y podría funcionar satisfactoriamente como electrodo de
retorno en el sistema y procedimiento de la invención.
Realizaciones adicionales de circuitos para
detectar el contacto electrodo-tejido han sido
ilustrados en la Figura 5 y en la Figura 6. Los circuitos de estas
realizaciones pueden ser mejor comprendidos considerando primero el
circuito mostrado en la Figura 4, en el que el generador de señal 90
está conectado a la primera entrada 92 del circuito de puente 94.
La segunda entrada 96 del circuito de puente 94 se ha conectado a
una masa aislada por medio del resistor 98. El puente 94 está
compuesto por un primer resistor (R1) 100, un segundo resistor (R2)
102, un tercer resistor (R3) 104, y un cuarto resistor (R4) 106. La
primera salida de puente 108 y la segunda salida de puente 110 están
conectadas al amplificador diferencial 112 para la medición de la
tensión de salida del circuito. La señal procedente del amplificador
diferencial 112 se amplifica además en el amplificador 114, desde el
que se envía al detector síncrono 116.
Se conoce bien el hecho de que en el circuito de
puente de la Figura 4, la tensión de salida del puente a través de
los puntos de salida 108 y 110 es igual a cero cuando se cumple la
siguiente relación:
\frac{R1}{R2}
=
\frac{R3}{R4}
La Figura 5 ilustra una realización de un
circuito de puente utilizado para detectar el contacto
electrodo-tejido en el sistema de la invención. El
sistema utiliza el mismo catéter que se ha descrito con referencia a
la Figura 3. En la realización mostrada en la Figura 5, el resistor
R3 (104 de la Figura 4), ha sido sustituido por la trayectoria de la
señal desde el electrodo de referencia 25 hasta el electrodo de
retorno 48, y el cuarto resistor R4 (106 de la Figura 4) ha sido
sustituido por la trayectoria de la señal desde el electrodo de
contacto 24 de punta distal hasta el electrodo de retorno 48. El
resistor 98 de la Figura 4 se ha sustituido por la trayectoria de la
señal desde la piel hasta el electrodo de retorno 48 externo. El
electrodo de retorno 48 se ha conectado, con preferencia, a una masa
aislada, como por ejemplo, la masa aislada del dispositivo de ECG.
Por motivos de claridad, el sensor de posición 28 no se ha mostrado
en los catéteres de las Figuras 5, 6 y 7.
Si el electrodo de punta 24 y el electrodo de
referencia 25 están ambos en la sangre y si ambos electrodos tienen
la misma área, entonces la impedancia del electrodo de punta 24
respecto al electrodo de retorno 48 será igual a la impedancia del
electrodo de referencia 25 respecto al electrodo de retorno 48. Bajo
estas condiciones, y si la resistencia del resistor R1 100 es igual
a la resistencia del resistor R2 102, el puente tendrá una tensión
de salida nula. El contacto del electrodo de punta 24 con el tejido,
que tiene mayor impedancia que la sangre, provocará que la
impedancia del electrodo de punta 24 respecto al electrodo de
retorno 48 se incremente por encima de la impedancia del electrodo
de referencia 25 respecto al electrodo de retorno 48, dando como
resultado una señal de tensión distinta de cero procedente del
amplificador diferencial 112, el amplificador 114 y el detector
síncrono 116.
En caso de que los resistores R1 y R2 tengan
igual resistencia y el electrodo 24 de punta distal y el electrodo
de referencia 25 tengan áreas superficiales desiguales, la
impedancia a lo largo de las patas individuales del circuito será
inversamente proporcional al área de los electrodos respectivos. En
estas condiciones, el puente no tendrá una tensión de salida nula
cuando el electrodo de punta 24 y el electrodo de referencia 25
están ambos en la sangre, y ninguno de los electrodos está en
contacto con el tejido. Con preferencia, la resistencia de los
resistores 100 y 102 se ajusta de modo que produzca una señal nula
desde el amplificador diferencial 112 cuando el electro 24 de punta
distal y el electrodo de referencia 25 están ambos en la sangre y
ninguno de los electrodos está en contacto con el tejido. Este
ajuste se consigue cuando la relación de resistencias del resistor
100 al resistor 102 es proporcional a la relación del área del
electrodo de punta 24 respecto al área del electrodo de referencia
25.
Para una mayor sensibilidad del método de
detección de contacto, es preferible que la impedancia de los
resistores 100 y 102 sea al menos igual a, o mayor que, la
impedancia del electrodo de referencia 25 respecto al electrodo de
retorno 48, y del electrodo 24 de punta distal respecto al electrodo
de referencia 48. Con preferencia, la impedancia de los resistores
100 y 102 debe ser al menos alrededor de diez veces, y más
preferiblemente, al menos alrededor de 100 veces la impedancia a
través del electrodo de referencia 25 con respecto al electrodo de
retorno 48, y a través del electrodo de punta 24 con respecto al
electrodo de retorno 48.
La Figura 6 muestra otra realización de un
circuito de puente utilizado para detectar el contacto con el tejido
en el sistema y el procedimiento de la invención. En esta
realización, los resistores 100 y 102 de la Figura 5 se han
sustituido por separadores 120 y 122 de alta impedancia de salida.
Los separadores 120 y 122 convierten la señal de tensión constante
procedente del generador de señal 90 en una señal de corriente
constante. Al igual que con el circuito mostrado en la Figura 5, si
el electrodo de punta 24 y el electrodo de referencia 25 están ambos
en la sangre, y si ambos electrodos tienen la misma área
superficial, entonces la impedancia del electrodo de punta 24
respecto al electrodo de retorno 48 será igual a la impedancia del
electrodo de referencia 25 respecto al electrodo de retorno 48. Bajo
estas condiciones, y si la corriente de salida del separador 120 es
igual a la corriente de salida del separador 122, el puente tendrá
una tensión de salida nula. El contacto del electrodo de punta 24
con el tejido que tiene mayor impedancia que la sangre, provocará
que la impedancia del electrodo de punta 24 respecto al electrodo de
retorno 48 se incremente por encima de la impedancia del electrodo
de referencia 25 respecto al electrodo de retorno 48, dando como
resultado una señal de tensión distinta de cero procedente del
amplificador diferencial 112, el amplificador 114 y el detector
síncrono 116.
Al igual que en el circuito de la Figura 5, en
caso de que el electrodo 24 de punta distal y el electrodo de
referencia 25 tengan áreas superficiales desiguales, la impedancia
del electrodo de punta 24 respecto al electrodo de retorno 48 y la
impedancia del electrodo de referencia 25 respecto al electrodo de
retorno 48, serán inversamente proporcionales al área de los
electrodos respectivos cuando el electrodo de punta 24 y el
electrodo de referencia 25 están ambos en un medio común. Las
corrientes de salida de los separadores 120 y 122 de alta
impedancia de salida son una función de las funciones de conversión
de los separadores individuales. Con preferencia, las funciones de
conversión de los separadores 120 y 122 están ajustadas de modo que
producen una señal nula desde el amplificador diferencial 112 cuando
el electrodo 24 de punta distal y el electrodo de referencia 25
están ambos en la sangre, y ninguno de los electrodos está en
contacto con el tejido. Este ajuste se consigue cuando la relación
de la corriente de salida desde el separador 120 respecto a la
corriente de salida desde el separador 122, es proporcional a la
relación del área del electrodo de punta 24 respecto al área del
electrodo de referencia 25.
Con el fin de proporcionar corriente constante
al electrodo de punta 24 y al electrodo de referencia 25, y con el
fin de que esta corriente no se vea afectada por el contacto
electrodo-tejido, la impedancia de los separadores
120 y 122 es con preferencia al menos alrededor de mil veces las
impedancias corporales presentadas a través del electrodo de punta
24 respecto al electrodo de retorno 48, y a través del electrodo de
referencia 25 respecto al electrodo de retorno 48.
La Figura 7 representa otra realización de un
circuito para la detección de contacto
electrodo-tejido. En la realización mostrada en la
Figura 7, se suministra una señal de alta frecuencia directamente al
electrodo 24 de contacto de punta distal de catéter y al electrodo
de referencia 25. Los sensores de corriente 130 y 132 monitorizan
la corriente para el electrodo de referencia 25 y para el electrodo
de punta 24, respectivamente. Los sensores de corriente pueden ser
de cualquier tipo conocido en la técnica. Por ejemplo, se pueden
utilizar transformadores de corriente y sensores de efecto Hall en
la realización práctica del sistema y del procedimiento de la
invención. Las señales de tensión de salida de los sensores de
corriente 130 y 132, son alimentadas al amplificador diferencial 112
para medir las corrientes relativas para el electrodo de referencia
25 y para el electrodo de punta 24. La señal de salida del
amplificador diferencial 112 se amplifica adicionalmente mediante el
amplificador 114, y se transmite al detector síncrono 116.
Al igual que para las realizaciones descritas
anteriormente, si el electrodo de punta 24 y el electrodo de
referencia 25 están ambos en la sangre, si ninguno de los electrodos
está en contacto con el tejido, y si ambos electrodos tienen la
misma área superficial, entonces la impedancia del electrodo de
punta 24 respecto al electrodo de retorno 48 será igual a la
impedancia del electrodo de referencia 25 respecto al electrodo de
retorno 48. Bajo 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
una tensión nula. El contacto del electrodo de punta 24 con el
tejido, que tiene una impedancia más alta que la sangre, provocará
que la impedancia del electrodo de punta 24 respecto al electrodo de
retorno 48 se incremente por encima de la impedancia del electrodo
de referencia 25 respecto al electrodo de retorno 48, lo que dará
como resultado, a su vez, una corriente más baja hasta el electrodo
24 de punta distal en relación al electrodo de referencia 25. La
reducción de corriente hasta el electrodo de punta 24 con relación
al electrodo de referencia 25, dará como resultado una señal de
tensión distinta de cero desde el amplificador diferencial 112, el
amplificador 114 y el detector síncrono 116.
Al igual que en las realizaciones descritas
anteriormente, en caso de que el electrodo 24 de punta distal y el
electrodo de referencia 25 tengan áreas superficiales desiguales, la
impedancia del electrodo de punta 24 respecto al electrodo de
retorno 48 y la impedancia del electrodo de referencia 25 respecto
al electrodo de retorno 48, y con ello las tensiones de salida de
los sensores de corriente 130 y 132, serán inversamente
proporcionales al área de los electrodos respectivos cuando el
electrodo de punta 24 y el electrodo de referencia 25 están ambos en
un medio común, y ninguno de los electrodos está en contacto con el
tejido. Con preferencia, las tensiones de salida de los sensores 130
y 132 están ajustadas de modo que producen una señal nula desde el
amplificador diferencial 112 cuando el electrodo de punta 24 y el
electrodo de referencia 25 están ambos en la sangre y ninguno de los
electrodos está en contacto con el tejido. Este ajuste se consigue
cuando la relación de la ganancia del sensor 130 respecto a la
ganancia del sensor 132 es proporcional a la relación del área del
electrodo de punta 24 respecto al electrodo de referencia 25.
El electrodo de referencia 25 está con
preferencia protegido para que no haga contacto con el tejido. Una
manera de proteger el electrodo de referencia 25 frente a un
contacto con el tejido, consiste en cubrir el electrodo de
referencia 25 con una membrana 150 porosa o
semi-permeable (Figura 8A). La membrana 150, en
forma de manguito que cubre el electrodo de referencia 25, permite
el contacto del electrodo de referencia 25 con la sangre, pero
impide el contacto con el tejido. El cuerpo de catéter 20a está
hecho de un material no conductor, no tóxico, tal como poliuretano,
polieterimida o polieteréter cetona (PEEK). Alternativamente, según
se muestra en la Figura 8B, el electrodo de referencia 25 puede
estar protegido de un contacto con el tejido por estar contenido en
el canal 155 en el cuerpo de catéter 20a.
El procedimiento de la invención puede ser
empleado mediante la introducción del catéter 20 en el cuerpo a
través de una incisión de la vasculatura. El catéter 20 se hace
avanzar a continuación hacia el, o próximo al, tejido de interés,
por ejemplo, hacia una cámara del corazón. En operación, el sistema
y el procedimiento de la invención para detectar contacto
electrodo-tejido, pueden ser empleados de una manera
intermitente o, con preferencia, continua. Empleado continuamente
durante un procedimiento de mapeo de electrofisiología, por ejemplo,
el procedimiento de la invención puede ser empleado mientras se
graban electrogramas intracardíacos con el electrodo de punta 24.
Las señales de ECG están típicamente en la gama de frecuencia de
alrededor de 0,05 Hz a alrededor de 500 Hz. Por el contrario, las
señales de prueba-contacto enviadas al electrodo de
punta 24 por el generador de señal 56 ó 90, están típicamente en la
gama de alrededor de 10 kHz a alrededor de 100 kHz. La información
de electrocardiograma puede ser desacoplada de la señal de
prueba-contacto con la utilización de un filtro
pasabanda adecuado.
El sistema y el procedimiento de la invención
pueden ser utilizados para la creación de un mapa eléctrico de una
cámara del corazón como se describe en la Patente U.S. núm.
5.546.951; la solicitud de Patente U.S. núm. 08/793371 (ahora
publicada como U.S. núm. 6.690.693), y la solicitud PCT WO 96/05768.
También pueden ser utilizados en la generación de un mapa mecánico
o electromecánico de una cámara de un corazón como se describe en
la Patente U.S. núm. 5.738.096. Empleados en relación con un estudio
de electrofisiología, por ejemplo, para la generación de un mapa
eléctrico o electromecánico de una cámara de un corazón, la
adquisición de datos puede ser controlada de modo que la información
eléctrica y de posición no sea adquirida a menos que se determine
que el electrodo de punta está en contacto con el tejido.
Alternativamente, si se determina que algunos de los datos están
adquiridos bajo condiciones en las que el electrodo de punta no está
en contacto con el tejido, tales datos pueden ser proporcionados con
un menor peso (o, en el límite, sin ningún peso) en el mapa
eléctrico o electromecánico resultante. De forma similar, en un
procedimiento de ablación cardíaca, la fuente de potencia de
ablación puede estar entrelazada con el sistema de detección de
contacto de modo que la energía de ablación se suministre solamente
al electrodo de punta cuando se haya detectado el contacto del
electrodo de punta con el tejido.
Las Figuras 9A, 9B, 9C y 9D muestran una
realización alternativa de extremo distal para el catéter 20, para
su uso en el sistema de la invención. El catéter 20 tiene un extremo
distal 160 que comprende un conjunto 162 de electrodo de punta
distal. El conjunto 162 de electrodo de punta distal comprende una
pluralidad de electrodos individuales 164 de punta distal en la
punta distal 166. Cada electrodo individual 164 de punta distal en
el conjunto de electrodo 162, está aislado eléctricamente de los
otros electrodos individuales de punta distal por medio de un no
conductor 168, que puede comprender un material tal como el
poliuretano, por ejemplo. Cada electrodo individual 164 de punta
distal tiene un orificio taladrado 170 para cable, en el que se
suelda un cable para su comunicación con la circuitería de control y
de adquisición de datos. De este modo, en esta realización, el
catéter 20 incluye cuatro cables para la conexión con los cuatro
electrodos individuales de punta distal (dos de los cuatro cables,
172 y 174, se muestran en la Figura 9D). El extremo distal 160 del
catéter 20 comprende también un sensor de posición 180 que está
conectado a los circuitos 40 de procesamiento de señal por medio del
cable 182, así como también el electrodo de referencia 184 que
comunica con los circuitos 40 de procesamiento de señal por medio
del cable 186.
En la realización mostrada en las Figuras 9A a
9D, el conjunto de electrodo 162 comprende cuatro electrodos
individuales 164 de punta distal en cuatro cuadrantes distintos.
Alternativamente, el conjunto de electrodo de la punta distal 166
del catéter puede comprender un número menor o mayor de cuatro
electrodos individuales de punta distal.
El catéter de las Figuras 9A a 9D puede ser
utilizado con cualquiera de los circuitos de medición de contacto
mostrados en las Figuras 3 a 7. Según se muestra en la Figura 10, se
utiliza un sistema 200 para mapear la actividad eléctrica de una
cámara de un corazón, y para realizar ablación terapéutica
utilizando un catéter multi-electrodo del tipo que
se muestra en las Figuras 9A a 9D y un circuito de detección de
contacto del tipo que se muestra en las Figuras 3-7.
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 punta distal del extremo distal 160 del catéter 20, por medio
de cables 224, 226, 228 y 230. Operando en un primer modo, el
controlador 210 comanda al multiplexor 212 para que conmute entre
los canales 202 a 208, con el fin de permitir las mediciones de
impedancia diferencial a través de cada uno de los electrodos
individuales de punta 164 y del electrodo de retorno 48 por medio
del circuito 214 de detección de contacto. Además de comunicar con
los electrodos individuales de punta 164 por medio del multiplexor
212, el circuito 214 de detección de contacto comunica con el
electrodo de referencia 184 por medio del cable 225, y con el
electrodo de retorno 48 por medio del cable 227. El circuito 214 de
detección de contacto puede contener cualquier circuitería de la
mostrada en las Figuras 3 a 7. El generador de señal asociado al
circuito 214 de detección de contacto envía secuencialmente una
señal de detección de contacto a través del multiplexor 212 hasta
cada uno de los electrodos 164 de punta distal. Se miden señales
diferenciales a través de cada uno de los electrodos de punta 164
individuales y del electrodo de retorno 48, y estas señales
diferenciales se comparan, mediante el circuito 214 de detección de
contacto, con las señales diferenciales a través del electrodo de
referencia 184 respecto al electrodo de retorno 48. La detección de
contacto con el tejido por cada electrodo de punta 164 individual,
se realiza como se ha descrito en lo que antecede. Operando en un
segundo modo, el controlador 210 comanda el multiplexor 216 para
cerrar selectivamente los circuitos de conmutación y permitir que la
energía de ablación circule desde la fuente 218 de potencia de
ablación hasta los electrodos 164 determinados en el primer modo
para que estén en contacto con el tejido. De este modo, el sistema
200 extirpa selectivamente en cada electrodo de punta 164
seleccionado, es decir, solamente en aquellos electrodos de punta
164 que están en contacto con el
tejido.
tejido.
El sistema 200 contiene también circuitería 220
de monitorización y grabación de electrocardiograma (ECG), para
permitir la monitorización y la grabación de electrogramas desde
cada electrodo 164 de punta distal. La circuitería 220 de ECG
contiene también provisiones para monitorizar y grabar electrogramas
de contacto corporal externos a partir de los cables 222 de la
superficie corporal externa.
La Figura 11 muestra otra realización
alternativa del extremo distal 232 del catéter 20 que contiene un
electrodo segmentado 236 de punta distal, para su uso en el sistema
de la invención. Al igual que con el catéter de las Figuras
9A-9D, la punta distal de catéter 236 contiene
cuatro electrodos individuales 234 de punta distal, equiespaciados
angularmente alrededor de la circunferencia de la punta distal de
catéter 236. Cada electrodo 234 tiene una porción situada en 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 de catéter 232. Cada electrodo 234 de
punta distal está aislado eléctricamente de los otros electrodos por
medio de material aislante tal como poliuretano. Cada electrodo 234
de punta distal es de aproximadamente 1,0 mm de ancho, y de
aproximadamente 2 hasta aproximadamente 8 mm de largo, y está
conectado por medio de cables (no representados) a circuitos 40 de
procesamiento de señal. Además, el extremo distal 232 del catéter 20
contiene un electrodo de referencia 184. Cada electrodo 234 de punta
distal extirpa selectivamente tejido en base a la medición de
impedancia de la manera que se ha descrito en lo que antecede.
La Figura 12 muestra el extremo distal 240 de
otra realización del catéter 20 que puede ser utilizada en el
sistema de la invención. El extremo distal 240 del catéter 20 tiene
un electrodo de punta 244 en la punta distal 245, y electrodos en
anillo 246, 248 y 250 separados longitudinalmente de la punta distal
245. Los electrodos en anillo 246, 248 y 250 tienen, cada uno de
ellos, desde alrededor de 3 hasta alrededor de 6 mm de longitud, y
están separados por un área aislada que tiene una distancia de
separación inter-electrodo de alrededor de 2 mm. El
catéter 242 comprende además preferentemente un sensor de posición
del tipo que se ha descrito anteriormente (no representado). El
catéter 20 de la Figura 12 puede ser utilizado con el sistema 200
de la Figura 10 en el mapeo y ablación cardíaca como se ha descrito
en lo que antecede. El catéter 242 resulta especialmente útil en la
generación de una "línea de bloqueo" en el tejido cardíaco
mediante la detección en primer lugar del contacto de cada uno de
los electrodos 244, 246, 248 y 250 con el tejido, y suministrando a
continuación, ya sea simultáneamente o ya sea secuencialmente,
energía de RF a cada uno de los electrodos que se haya determinado
que están en contacto con el tejido para la provisión de una
ablación selectiva.
La realización de catéter 20 de la Figura 12, ha
sido mostrada con tres electrodos en anillo. Alternativamente, el
extremo distal 240 del catéter 20 puede contener menos o más de tres
electrodos de anillo. El número de canales en el sistema 200 será al
menos igual al número de electrodos contenidos en el catéter
utilizado junto con el sistema.
Cada uno de los electrodos de las realizaciones
multi-electrodo mostradas en las Figuras
9A-9D, 11 y 12, puede estar equipado con un termopar
para la monitorización de la temperatura del electrodo y el control
del suministro de energía a los electrodos durante la ablación
selectiva.
Se apreciará que las realizaciones preferidas
descritas en lo que antecede, han sido citadas a título de ejemplo,
y que el alcance total de la invención está limitado solamente por
las reivindicaciones que siguen.
Claims (41)
1. Un sistema (200) 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 (160; 232), teniendo dicho extremo distal una punta distal (162; 236);
- ii)
- una pluralidad de electrodos de contacto (164; 234) adaptados para su contacto con el tejido (29) en una pluralidad de puntos, para recibir señales eléctricas desde los mismos y transmitir señales eléctricas hasta los mismos, definiendo dichas señales eléctricas una información eléctrica, y
- iii)
- un sensor de posición (28) que genera señales en respuesta a la posición de dicho extremo distal, definiendo las citadas señales de respuesta en una posición de dicho extremo distal, una información de posición;
b) un electrodo de referencia (25; 184) para
medir una característica eléctrica cuando dicho electrodo de
referencia está en contacto con un fluido y no está en contacto con
el tejido;
c) un circuito (214) de detección de contacto,
que comprende:
- i)
- un generador de señal (56; 90) para enviar señales de prueba a los citados electrodos de contacto (164; 234) y a dicho electrodo de referencia (25; 184), y
- ii)
- un circuito (94) para medir la respuesta eléctrica diferencial a las citadas señales de prueba, siendo dicha respuesta eléctrica diferencial indicativa del contacto de dichos electrodos de contacto (164; 234) con el tejido (29), y
d) un mapa de dicho tejido (29) generado a
partir de las citadas información eléctrica e información de
posición, siendo sopesadas en dicho mapa la citada información
eléctrica y la citada información de posición en cada uno de dichos
puntos, en concordancia con que se haya detectado contacto entre
dichos electrodos de contacto (164, 234) y dicho tejido (29) en los
puntos citados.
2. El sistema de la reivindicación 1, en el que
dicha pluralidad de electrodos de contacto (164; 234) se posiciona
en la citada punta distal (162; 236) del catéter.
3. El sistema de la reivindicación 1, en el que
dicha pluralidad de electrodos de contacto (164; 234) se encuentran
posicionados longitudinalmente a lo largo de dicho cuerpo de catéter
(20a).
4. El sistema de la reivindicación 1, en el que
dicha pluralidad de electrodos de contacto (164; 234) se posicionan
circunferencialmente en torno a dicho cuerpo de catéter (20a).
5. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 4, en el que dicho sensor de posición (28)
consiste en un sensor de posición electromagnético.
6. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 6, en el que dicho electrodo de referencia (25;
184) está protegido frente a su contacto con el tejido (29).
7. El sistema de la reivindicación 1, en el que
dicho electrodo de referencia (25; 184) está posicionado en el
citado catéter (20).
8. El sistema de la reivindicación 7, en el que
dicho electrodo de referencia (25; 184) está protegido por medio de
una membrana (150) que cubre dicho electrodo, permitiendo dicha
membrana el contacto de dicho electrodo de referencia (25; 184) con
la sangre, pero no permitiendo el contacto de dicho electrodo de
referencia con el tejido (29).
9. El sistema de la reivindicación 7, en el que
dicho electrodo de referencia (25; 184) está retrocedido en
relación con el citado cuerpo de catéter (20a).
10. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 9, que comprende además un electrodo de retorno
(48), funcionando dicho electrodo de retorno como sumidero para
dichas señales de prueba respecto a los citados electrodos de
contacto (164; 234) y respecto a dicho electrodo de referencia (25;
184).
11. El sistema de la reivindicación 10, en el
que dicho electrodo de retorno (48) está adaptado para su
posicionamiento interno en el cuerpo.
12. El sistema de la reivindicación 11, en el
que dicho electrodo de retorno (48) se posiciona sobre dicho
catéter (20).
13. El sistema de la reivindicación 10, en el
que dicho electrodo de retorno (48) está adaptado para su contacto
con la piel por el exterior del cuerpo.
14. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 10 a 13, en el que dicho electrodo de retorno (48)
está dedicado a la medición de señales diferenciales con los citados
electrodos de contacto (164; 234) y con el citado electrodo de
referencia
(25; 184).
(25; 184).
15. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 10 a 14, en el que dicho electrodo de retorno (48)
está conectado a una masa aislada.
16. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 10 a 15, en el que dicho electrodo de retorno (48)
está conectado a una masa aislada de un dispositivo de
electrocardiograma.
17. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 10 a 16, en el que dicho circuito (94), para la
medición de una respuesta eléctrica diferencial a las citadas
señales de prueba, comprende:
i) un primer amplificador diferencial (66) para
medir una primera señal de diferencia eléctrica entre los citados
electrodos de contacto (164; 234) y dicho electrodo de retorno (48),
y
ii) un segundo amplificador diferencial (68)
para medir una segunda señal de diferencia eléctrica entre el
citado electrodo de referencia (25; 184) y el citado electrodo de
retorno (48).
18. El sistema de la reivindicación 17, en el
que dichos electrodos de contacto (164; 234) y dicho electrodo de
referencia (25; 184) se alimentan con una primera corriente
constante y una segunda corriente constante, respectivamente,
siendo dicha primera corriente constante igual a la citada segunda
corriente constante.
19. El sistema de la reivindicación 18, en el
que dicho electrodo de retorno (48) está excitado con una tercera
corriente constante, siendo dicha tercera corriente de fase opuesta
a la citada primera corriente constante y a la citada segunda
corriente constante.
20. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 17 a 19, que comprende además un tercer
amplificador diferencial (74) para medir una señal de diferencia
eléctrica entre la citada primera señal diferencial y la citada
segunda señal diferencial.
21. El sistema de la reivindicación 20, en el
que dicho primer amplificador diferencial (66) mide una primera
diferencia de tensión entre los citados electrodos de contacto (164;
234) y dicho electrodo de retorno (48), dicho segundo amplificador
diferencial (68) mide una segunda diferencia de tensión entre dicho
electrodo de referencia (25; 184) y dicho electrodo de retorno (48),
y dicho tercer amplificador diferencial (74) mide una diferencia de
tensión entre la citada primera diferencia de tensión y la citada
segunda diferencia de tensión.
22. El sistema de la reivindicación 21, en el
que dicha señal de diferencia eléctrica medida por el citado tercer
amplificador diferencial (74) es rectificada por medio de un
detector síncrono (78).
23. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 17 a 22, en el que cada uno de los citados
electrodos de contacto (164; 234) y dicho electrodo de referencia
(25; 184) 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 la relación de dicha primera
ganancia respecto a dicha segunda ganancia proporcional a la
relación de dicha primera área respecto a dicha segunda área.
24. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 16, en el que dicho circuito (94) para medir
una respuesta eléctrica diferencial a las citadas señales de prueba
comprende un circuito de puente, comprendiendo dicho circuito de
puente un primer elemento resistivo (100; 120) y un segundo elemento
resistivo (102; 122), y teniendo cada uno de los citados elementos
resistivos un primer lado y un segundo lado, estando dicho primer
lado del primer elemento resistivo citado conectado a dicho primer
lado de dicho segundo elemento resistivo, estando dicho segundo lado
de dicho primer elemento resistivo conectado con el citado electrodo
de referencia, estando dicho segundo lado de dicho segundo elemento
resistivo conectado con los citados electrodos de contacto, 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; 184) y una
segunda salida (110) entre dicho segundo elemento resistivo (102;
122) y dichos electrodos de contacto (164; 234).
25. El sistema de la reivindicación 24, en el
que dicho primer elemento resistivo es un primer resistor (100) y
dicho segundo elemento resistivo es un segundo resistor (102).
26. El sistema de la reivindicación 25, en el
que dicho primer resistor (100) tiene una primera resistencia y
dicho segundo resistor (102) tiene una segunda resistencia, y en el
que cada uno de los citados electrodos de contacto (164; 234) tiene
un área de electrodo de punta y dicho electrodo de referencia (25;
184) tiene un área de electrodo de referencia, siendo la relación
de dicha primera resistencia respecto a dicha segunda resistencia
proporcional a la relación de dicha área de electrodo de contacto
respecto a la citada área de electrodo de referencia.
27. El sistema de la reivindicación 24, en el
que dicho primer elemento resistivo es un primer separador (120) de
alta impedancia de salida, y dicho segundo elemento resistivo es un
segundo separador (122) de alta impedancia de salida.
28. El sistema de la reivindicación 27, en el
que dicho primer separador (120) de alta impedancia de salida tiene
una primera corriente de salida, dicho segundo separador (122) de
alta impedancia de salida tiene una segunda corriente de salida, y
en el que cada uno de los citados electrodos de contacto (164; 234)
tiene un área de electrodo de contacto y dicho electrodo de
referencia (25; 184) tiene un área de 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 de electrodo de contacto respecto a dicha área de
electrodo de referencia.
29. El sistema de la reivindicación 24, en el
que dichas salidas de puente (108, 110) están conectadas a un
amplificador diferencial (112), midiendo dicho amplificador
diferencial una tensión de salida de puente indicativa del contacto
de dichos electrodos de contacto (164; 234) con el tejido (29).
30. El sistema de la reivindicación 29, en el
que dicho amplificador diferencial (112) tiene una salida que se
rectifica mediante un detector síncrono
(116).
(116).
31. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 16, en el que dicho circuito (94) para la
medición de una respuesta eléctrica diferencial a las citadas
señales de prueba, comprende un primer sensor de corriente (130)
para medir la corriente para dicho electrodo de referencia (48), y
un segundo sensor de corriente (132) para medir la corriente para
dichos electrodos de contacto (164; 234).
32. El sistema de la reivindicación 31, en el
que dichos sensores de corriente (130, 132) se eligen entre los
transformadores de corriente y los sensores de efecto Hall.
33. El sistema de la reivindicación 31, en el
que dicho primer sensor de corriente (130) tiene una primera
ganancia y el citado segundo sensor de corriente (132) tiene una
segunda ganancia, cada uno de dichos electrodos de contacto (164;
234) tiene un área de electrodo de contacto, y dicho electrodo de
referencia (25; 184) tiene un área de electrodo de referencia,
siendo la relación de dicha primera ganancia respecto a la citada
segunda ganancia proporcional a la relación de dicha área de
electrodo de contacto respecto a dicha área de electrodo de
referencia.
34. El sistema de la reivindicación 31, en el
que dicho primer sensor de corriente (130) y dicho segundo sensor
de corriente (132), tienen salidas conectadas a un amplificador
diferencial (112), midiendo dicho amplificador una tensión
indicativa del contacto de los citados electrodos de contacto (164;
234) con el tejido (29).
35. El sistema de la reivindicación 34, en el
que dicho amplificador diferencial (112) tiene una salida
rectificada por medio de un detector síncrono
(116).
(116).
36. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 35, que comprende circuitería para medir
electrogramas locales a partir de dichos electrodos de contacto
(164; 234).
37. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 36, que comprende circuitería para medir
electrogramas de la superficie corporal.
38. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 37, que comprende una pluralidad de canales
(202-208), correspondiendo dicho número de canales
con el número de electrodos de la citada pluralidad de electrodos
de contacto (164; 234).
39. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 38, que comprende además un multiplexor (212)
para conmutar cada uno de los citados electrodos de contacto (164;
234) para su puesta en comunicación con el citado circuito (214) de
detección de contacto.
40. El sistema de una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 39, que comprende además una fuente (218) de
potencia de ablación.
41. El sistema de la reivindicación 40, que
comprende además un multiplexor (212) para conmutar cada uno de los
citados electrodos de contacto (164; 234) determinados por el citado
circuito (214) de detección de contacto para que estén en contacto
con el tejido (29), para su puesta en comunicación con la citada
fuente (218) de potencia de ablación.
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