DE69233091T2

DE69233091T2 - Ablationselektrode mit isoliertem temperaturmesselement

Info

Publication number: DE69233091T2
Application number: DE69233091T
Authority: DE
Inventors: D. Stuart EDWARDS; A. Roger STERN
Original assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Current assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Priority date: 1991-11-08
Filing date: 1992-11-05
Publication date: 2004-05-06
Anticipated expiration: 2012-11-06
Also published as: DE69233091D1; US5456682A; CA2106410A1; ES2201051T3; WO1993008755A1; EP0566725B1; ATE241938T1; US5688266A; US5897552A; JP3530528B2; CA2106410C; JPH08503381A; AU3067292A; EP0566725A1; EP0566725A4

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft Ablationselektroden für Ablationskatheter, die nach dem Einführen und Positionieren im Inneren des Körpers Energie zur Bildung von Läsionen für therapeutische Zwecke übertragen.
Ärzte verwenden Katheter heutzutage in medizinischen Eingriffen, um Zugang ins Innere des Körpers zu gewinnen, um bestimmte Gewebebereiche zu abladieren. Es ist für den Arzt wichtig, die Emission von Energie innerhalb des Körpers, die zum Abladieren des Gewebes verwendet wird, sorgfältig zu regulieren.
Die Notwendigkeit für eine sorgfältige und genaue Regulierung des Katheters ist besonders bei Eingriffen wesentlich, bei denen Gewebe im Herzen abladiert wird. Die Durchführung solcher Eingriffe, elektrophysiologische Therapie genannt, zum Behandeln von Herzrhythmusstörungen verbreitet sich immer mehr.
Bei diesen Eingriffen lenkt ein Arzt einen Katheter durch eine Hauptvene oder -arterie (gewöhnlich die femorale Arterie) in den zu behandelnden Innenbereich des Herzens. Der Arzt betätigt dann einen Lenkmechanismus weiter, um die Ablationskathode auf der distalen Spitze des Katheters mit dem zu abladierenden Gewebe direkt in Kontakt zu bringen, und leitet Funkfrequenzenergie von der Ablationselektrodenspitze durch Gewebe zu einer indifferenten Elektrode, um das Gewebe zu abladieren und eine Läsion zu bilden.
Eine Herzablation erfordert insbesondere die Fähigkeit, die Ausstrahlung von Energie von der Ablationselektrode genau zu überwachen und zu regulieren.
Die DE-A-3838840 offenbart eine Koagulationsvorrichtung zum Einführen in Gewebe, mit Temperatursensoren, die in Quarzsand eingebettet sind, der von einem Edelstahlmantel umschlossen ist, der mit Hochfrequenzenergie erhitzt wird. Dabei sind die Sensoren durch den Mantel und Sand vom Gewebe getrennt und durch den Sand von dem Gewebe thermisch isoliert. Die US-A-4960109 offenbart einen Temperatursensor, der mit einem Material mit einem bekannten Ultraschall-Absorptionskoeffizienten bedeckt ist.
Die vorliegende Erfindung stellt eine Ablationselektrode zum Übertragen von Energie zum Abladieren von Gewebe im Herzen bereit, wobei die Elektrode Folgendes umfasst: (a) einen Energie ausstrahlenden Körper zum Kontaktieren des Gewebes und für eine Verbindung mit einer Energiequelle, um Energie von einer solchen Quelle zum Abladieren des Gewebes zu übertragen; und (b) Temperaturfühlmittel; dadurch gekennzeichnet, dass:
das genannte Temperaturfühlmittel so in dem genannten Körper angeordnet wird, dass es mit solchem abladiertem Gewebe Kontakt erhält, um die Temperatur des genannten Gewebes zu fühlen, und
ein Wärmeisoliermittel zwischen dem genannten Fühlmittel und dem genannten Körper vorgesehen ist, das die Aufgabe hat, den Wärmeenergietransfer zwischen dem genannten Fühlmittel und dem genannten Körper während des Abladierens von Herzgewebe mit der genannten Elektrode im Wesentlichen zu blockieren.
Temperaturfühlmittel und Wärmeisoliermittel können sich in einer Mulde in der Elektrode befinden.
Die Erfindung stellt Ablationselektroden und zugehörige Vorrichtungen mit verbesserter Gewebetemperaturfühlfähigkeit bereit. Die verbesserte Temperaturfühlfähigkeit kann zum Erweitern von Vorrichtungssteuerfunktionen auf der Basis von Gewebetemperatur genutzt werden.
In einer Ausgestaltung trägt die Ablationselektrode mehrere Temperaturfühlmittel, und wenigstens ein, vorzugsweise alle, Temperaturfühlmittel ist thermisch isoliert.
Das thermisch isolierte Temperaturfühlmittel fühlt die echte Gewebetemperatur, ohne durch die thermische Umgebungsmasse der Elektrode beeinflusst zu werden.
Die Ablationselektrode gemäß der Erfindung kann in Ablationsvorrichtungen eingesetzt werden, wobei ein Funkfrequenzgenerator mit der Elektrode verbunden ist, um dem Körper Funkfrequenzenergie zuzuführen, und mit einem Temperaturüberwachungsmittel zum Steuern des Generators als Reaktion auf die erfasste Gewebetemperatur und Änderungen der erfassten Gewebetemperatur. Das Temperaturüberwachungsmittel erzeugt vorzugsweise als Reaktion auf Änderungen der erfassten Gewebetemperatur Signale, die den Generatorleistungsausgang erhöhen oder verringern, um die erfasste Gewebetemperatur in einem voreingestellten Bereich zu halten, und/oder erzeugt ein Signal zum Unterbrechen des Generatorleistungsausgangs, wenn sich die erfasste Gewebetemperatur aus einem eingestellten Bereich bewegt. Das Temperaturüberwachungsmittel kann Mittel zum Anzeigen von Gewebetemperaturwerten beinhalten.
In den Begleitzeichnungen zeigen die 6 bis 8 erfindungsgemäße Gewebeablationselektroden, während die 1 bis 5 Merkmale der erfindungsgemäßen Gewebeablationsvorrichtung zeigen, in der die Gewebeablationselektroden zum Einsatz kommen können.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine perspektivische Ansicht einer Gewebeablationsvorrichtung, die eine Ablationselektrode gemäß der Erfindung ausgestaltet;
2 ist eine schematische Ansicht des Generators und der zugehörigen Überwachungs- und Steuerschaltungen für die Vorrichtung;
3 ist eine schematische Ansicht der Schaltung zum Überwachen und Regeln der Leistung für die Vorrichtung;
4 ist eine schematische Ansicht der Schaltung zum Überwachen und Regeln der Gewebeimpedanz für die Vorrichtung;
5A und 5B zeigen schematisch die Schaltung zum Überwachen und Regeln der Gewebetemperatur für die Vorrichtung;
6A bis 6C sind Ansichten einer erfindungsgemäßen Ablationselektrode, die in der Vorrichtung der 1 bis 5 zum Einsatz kommen kann;
7A bis 7C sind Ansichten einer anderen Ablationselektrode gemäß der Erfindung, mit mehreren thermisch isolierten Temperaturerfassungsmitteln, die in der Vorrichtung der 1 bis 5 zum Einsatz kommen können; und
8A bis 8C sind Ansichten einer weiteren erfindungsgemäßen Ablationselektrode, speziell für die Verwendung in Herzklappenregionen ausgestaltet und mit mehreren thermisch isolierten Temperaturerfassungsmitteln, die in der Vorrichtung der 1 bis 5 zum Einsatz kommen können.
Beschreibung der bevorzugten Ausgestaltung
In 1 umfasst eine Vorrichtung zum Durchführen von Ablationen an menschlichem Gewebe einen Funkfrequenzgenerator 12, der Funkfrequenzenergie zuführt. Die Vorrichtung 10 weist auch einen lenkbaren Katheter 14 auf, der eine Funkfrequenz emittierende Ablationselektrode 16 gemäß der Erfindung trägt.
In der illustrierten Ausgestaltung arbeitet die Vorrichtung 10 in einem monopolaren Modus. In dieser Ausgestaltung beinhaltet sie eine Hautelektrode, die als indifferente zweite Elektrode 18 dient. Beim Gebrauch wird die indifferente Elektrode 18 auf dem Rücken oder auf einem anderen Außenhautbereich des Patienten befestigt.
Alternativ kann die Vorrichtung 10 in einem bipolaren Modus betrieben werden. In diesem Modus trägt der Katheter 14 beide Elektroden.
In der illustrierten Ausgestaltung bestehen die Ablationselektrode 16 und die indifferente Elektrode 18 aus Platin.
Bei der Verwendung der Vorrichtung 10 für eine Herzablationstherapie lenkt ein Arzt den Katheter 14 durch eine Hauptvene oder -arterie (gewöhnlich die femorale Arterie) in den zu behandelnden Innenbereich des Herzens. Der Arzt betätigt den Katheter 14 dann weiter, um die Ablationselektrode 16 mit dem zu abladierenden Gewebe im Herzen in Kontakt zu bringen, und leitet Funkfrequenzenergie vom Generator 12 in die Ablationselektrode 16, um eine Läsion an dem kontaktierten Gewebe zu bilden.
In der in 1 gezeigten Ausgestaltung umfasst der Katheter 14 einen Griff 20, ein Führungsrohr 22 und eine Spitze 24, die die Ablationselektrode 16 trägt. Der Griff weist einen Lenkmechanismus 26 für die Katheterspitze 24 auf.
Ein von der Rückseite des Griffs 20 ausgehendes Kabel 28 hat Stecker (nicht dargestellt). Die Stecker verbinden den Katheter 14 mit dem Generator 12, um Funkfrequenzenergie zur Ablationselektrode 16 zu übertragen. Die Funkfrequenz erhitzt das Gewebe, um die Läsion zu bilden.
Ein linker und ein rechter Lenkdraht (nicht dargestellt) verlaufen durch das Führungsrohr 22, um den Lenkmechanismus 26 mit der linken und der rechten Seite der Spitze 24 zu verbinden. Durch Drehen des Lenkmechanismus 26 nach links wird am linken Lenkdraht gezogen, so dass sich die Spitze 24 nach links biegt. Ebenso wird durch Drehen des Lenkmechanismus 26 nach rechts am rechten Lenkdraht gezogen, so dass sich die Spitze 24 nach rechts biegt. Auf diese Weise lenkt der Arzt die Ablationselektrode 16 in Kontakt mit dem zu abladierenden Gewebe.
Der Generator 12 weist eine Funkfrequenzenergiequelle 30 auf, die durch einen Hauptisolationstransformator 32 mit der ersten und der zweiten Leitung 34 und 36 verbunden ist.
In der illustrierten Umgebung führt die Energiequelle 30 bis zu 50 Watt Leistung mit einer Frequenz von 500 kHz zu. Die erste Leitung 34 führt zur Ablationselektrode 16. Die zweite Leitung 36 führt zur indifferenten Hautelektrode 18.
In der in 6A bis 6C gezeigten erfindungsgemäßen Ablationselektrode wird das Temperaturerfassungsmittel 84 in der Ablationselektrode 16 getragen; und wie 5 zeigt, hat die Vorrichtung 10 ein Temperaturüberwachungsmittel 82 mit Steuermitteln 86 für den Generator 12, das auf die erfasste Gewebetemperatur damit reagiert, dass es Generatorsteuerfunktionen ausführt.
Das Wärmeisolationsmittel 88 isoliert das Temperaturerfassungsmittel 84 thermisch von der thermischen Masse der Ablationselektrode l6. Somit trägt das Temperaturerfassungsmittel 84 nicht zur thermischen Masse der Ablationselektrode 16 bei oder ist Teil davon. Es dient lediglich dazu, die wahre Temperatur des Gewebes aufzuzeigen, mit dem sie in Kontakt ist, ohne zur thermischen Masse der Ablationselektrode 16 beizutragen und ohne von der Temperatur der umgebenden thermischen Masse der Ablationselektrode 16 beeinflusst zu werden.
In der in 6A bis 6C illustrierten Ausgestaltung hat die Ablationselektrode 16 einen internen Hohlraum 90 an ihrer Spitze 92. In diesem Hohlraum befindet sich das Temperaturerfassungsmittel 84.
In dieser Anordnung isoliert das Wärmeisolationsmittel 88 das Temperaturerfassungsmittel 84 von der Innenfläche des Hohlraums 90 und dem Rest der thermischen Masse der Ablationselektrode 16.
In 6A bis C weist das Temperaturerfassungsmittel 84 einen kleinen Kugelthermistor 94 mit zwei zugehörigen Leitungsdrähten 96 und 98 auf. Die Temperaturfühlspitze des Thermistors 94 ist an der Spitze 92 der Ablationselektrode 16 für den Gewebekontakt exponiert.
Das Temperaturüberwachungsmittel 82 umfasst Mittel zum Kalibrieren des Thermistors 94, um Abweichungen des Nennwiderstands zwischen verschiedenen Thermistoren 94 zu berücksichtigen. Bei der Herstellung des Katheters 10 wird der Widerstand des Thermistors 94 bei einer bekannten Temperatur von beispielsweise 75 Grad C gemessen. Ein Kalibrationswiderstand, der dem Messwert entspricht, wird in den Kathetergriff 20 eingebaut. Die Leitungen des Kalibrationswiderstandes werden an das Temperaturüberwachungsmittel 82 angeschlossen.
Der Thermistor 94 des gezeigten Typs ist im Handel von Fenwal Co. (Massachusetts) unter der Handelsbezeichnung 111-202 CAK-BD1 erhältlich. Als Leitungsdrähte 96 und 98 wird ein #36 AWG Signaldraht aus mit Cu⁺ überzogenem Stahl (schwere Isolierung) verwendet.
Eine Vergussmasse 100 verkapselt den Thermistor 94 und die Leitungsdrähte 96 und 98 im Elektrodenhohlraum. Isolationsmanschetten 102 schirmen ebenfalls die verkapselten Leitungsdrähte 96 und 98 ab. Masse 100 und Manschetten 102 isolieren gemeinsam den Thermistor 94 elektrisch gegenüber der umgebenden Ablationselektrode 16.
Die Vergussmasse 100 und die Isolationsmanschetten 102 können aus verschiedenen Materialien bestehen. In der illustrierten Ausgestaltung dient Loctite-Klebstoff als Vergussmasse 100, aber es kann auch Cyanoacrylat-Klebstoff oder RTV-Klebstoff und dergleichen verwendet werden. Die Manschetten 102 bestehen aus Polyimid-Material, aber es können auch andere konventionelle elektrische Isoliermaterialien zum Einsatz kommen.
In der illustrierten Ausgestaltung umfasst das Wärmeisolationsmittel 88 eine Röhre 104, die den verkapselten Thermistor 94 und die Leitungsdrähte 96 und 98 umhüllt. Die Wärmeisolationsröhre 104 wird wiederum mit Klebstoff an die Innenwand des Hohlraums 90 geklebt.
Das Wärmeisolationsmaterial der Röhre 104 kann variieren. In der illustrierten Ausgestaltung ist es ein Polyimidmaterial mit einer Wanddicke von etwa 0,076 mm (0,003 Zoll). Es können auch andere Wärmeisolationsmaterialien wie Mylar oder Kapton verwendet werden.
Die Leitungsdrähte 96 und 98 für den Thermistor 94 verlaufen vom Elektrodenhohlraum 90 durch das Führungsrohr 22 in den Kathetergriff 20. Dort sind die Leitungsdrähte 96 und 98 elektrisch mit dem vom Griff 20 ausgehenden Kabel 28 verbunden. Ein Kabelstecker (nicht dargestellt) stellt eine Verbindung zum Generator 12 zur Übertragung des Temperatursignals vom Thermistor 94 zum Temperaturüberwachungsmittel 82 her.
7A bis C zeigen eine alternative Ausgestaltung einer Ablationselektrode 16 mit einer Anordnung von Temperaturerfassungsmitteln 84. Wenigstens ein Temperaturerfassungsmittel 84, vorzugsweise alle, ist/sind auf die in den 6A bis C gezeigte Weise thermisch von der Ablationselektrode 16 isoliert.
Gemäß den 7A bis C weist die Ablationselektrode 16 in der Version mit mehreren Anordnungen einen internen Kernhohlraum 106 auf. Vom Kernhohlraum 106 gehen fünf Abzweigungshohlräume 108A bis E ab. Die Abzweigungshohlräume 108A bis E münden an der Oberfläche der Ablationselektrode 16. Ein Abzweigungshohlraum 108A mündet an der Spitze der Ablationselektrode 16, wie das in den 6A bis C gezeigte Temperaturerfassungsmittel 84. Die anderen vier Abzweigungshohlräume 100B bis E verlaufen in einem Winkel vom Kernhohlraum 106 in bogenförmigen Intervallen von 45 Grad. Die vier Abzweigungshohlräume 108B bis E münden an der Seite der Ablationselektrode 16 und umgeben die Spitzenhohlraumabzweigung 100A.
In jedem Abzweigungshohlraum 108A bis E befindet sich ein Temperaturerfassungsmittel 84. In der illustrierten und bevorzugten Ausgestaltung isoliert ein Wärmeisolationsmittel 88 jedes Temperaturerfassungsmittel 84 gegenüber der Innenseite des assoziierten Abzweigungshohlraums 108A bis E und der übrigen thermischen Masse der Ablationselektrode 16.
Wie in der in 6A bis C gezeigten Ausgestaltung, weist jedes Wärmeerfassungsmittel 84 einen kleinen Kugelthermistor 94 mit zwei assoziierten Leitungsdrähten 96 und 98 auf. Die Temperaturfühlspitzen der Thermistoren 94 sind an der Spitze der Ablationselektrode 16 für einen Mehrfachkontakt mit dem Gewebe exponiert. Die zugehörigen Leitungsdrähte 96 und 98 werden im mittleren Kernhohlraum 106 gebündelt und gehen durch das Führungsrohr 22 zum Griff 20.
Wie in der in 6A bis C gezeigten Ausgestaltung, verkapselt die Vergussmasse 100 jeden Thermistor 94 und seine Leitungsdrähte 96 und 98 im zugehörigen Abzweigungshohlraum. Isolationsmanschetten 102 schirmen ebenfalls die verkapselten Leitungsdrähte 96 und 98 ab. Vergussmasse 100 und Manschetten 102 isolieren gemeinsam jeden Thermistor 94 elektrisch von der umgebenden Ablationselektrode 16.
In der in 6A bis C gezeigten Ausgestaltung umhüllt eine Wärmeisolationsröhre 104 jeden elektrisch verkapselten Thermistor 94 und seine Leitungsdrähte 96 und 98. Und wie in der Ausgestaltung der 6A bis C, wird jede Wärmeisolationsröhre 104 mit Klebstoff an die Innenwand jedes Abzweigungshohlraums 108A bis E geklebt.
Die 8A bis C zeigen eine weitere alternative Ausgestaltung einer Ablationselektrode 16 mit mehreren Temperaturerfassungsmitteln 84.
In der in 8A bis C gezeigten Anordnung hat die Ablationselektrode 16 eine vordere Elektrodenregion 110 und eine hintere Elektrodenregion 12. Die vordere Elektrodenregion 110 und die hintere Elektrodenregion 112 haben eine allgemein sphärische Form.
Eine elektrische und thermische Isolationshülse 114 trennt die vordere Elektrodenregion 110 von der hinteren Elektrodenregion 112. Die Hülse 114 hat eine allgemein zylindrische Form. Die resultierende "Erdnuss"-Form eignet. sich sehr gut für den Einsatz in den Klappenregionen des Herzens.
In der illustrierten Ausgestaltung bestehen die vordere Elektrodenregion 110 und die hintere Elektrodenregion 112 aus Platin. Die Hülse 114 besteht aus einem Polysulfonmaterial.
Mehrere Temperaturerfassungsmittel 84 nehmen die Oberfläche jeder vorderen und hinteren Elektrodenregion 110 und 112 ein. Wenigstens ein, vorzugsweise alle, Temperaturerfassungsmittel 84 ist/sind thermisch vom Rest des umgebenden Körpers der zugehörigen Elektrodenregion 110 und 112 isoliert.
Jede Elektrodenregion 110 und 112 beinhaltet einen internen Kernhohlraum 116 und Abzweigungshohlräume 118, die an der Oberfläche der zugehörigen Elektrodenregion 110 und 112 münden. In jedem Abzweigungshohlraum befindet sich ein Temperaturerfassungsmittel 84. In der illustrierten und bevorzugten Ausgestaltung isoliert das Wärmeisolationsmittel 88 auch jedes Temperaturerfassungsmittel 84 von der Innenfläche des zugehörigen Abzweigungshohlraums 116 und 118 und vom Rest der thermischen Masse der Elektrodenregion 110 und 112.
Wie in der in 6A bis C gezeigten Ausgestaltung weist jedes Wärmefühlmittel 84 einen kleinen Kugelthermistor 94 mit zugehörigen Leitungsdrähten 96 und 98 auf. Die Temperaturfühlspitzen der Thermistoren 94 sind an der Oberfläche der zugehörigen Elektrodenregionen 110 und 112 für einen Mehrfachkontakt mit dem Gewebe exponiert. Die zugehörigen Leitungsdrähte 96 und 98 sind im mittleren Kernhohlraum 116 gebündelt und laufen durch das Führungsrohr 22 zum Griff 20.
Wie in den vorherigen Ausgestaltungen, verkapselt die Vergussmasse 100 jeden Thermistor 94 und seine Leitungsdrähte 96 und 98 innerhalb des zugehörigen Abzweigungshohlraums 116 und 118. Isolationsmanschetten 102 schirmen ebenfalls die verkapselten Leitungsdrähte 96 und 98 ab. Ebenfalls wie in den vorherigen Ausgestaltungen, umhüllt eine Wärmeisolationsröhre 104 jeden elektrisch verkapselten Thermistor 94 und seine Leitungsdrähte 96 und 98. Die Wärmeisolationsröhre 104 wird mit Klebstoff an die Innenwand jedes Abzweigungshohlraums 116 und 118 geklebt.
Anzahl und Anordnung möglicher Gruppen von mehreren Temperaturfühlmitteln 84 können natürlich von den in 6, 7 und 8 gezeigten spezifischen Konfigurationen abweichen. So könnte(n) sich beispielsweise ein oder mehrere Temperaturfühlmittel 84 in der Seitenregion der Ablationselektrode 16 unterhalb ihrer Spitze befinden. Die das Temperaturfühlmittel 84 aufnehmenden Abzweigungshohlräume können auch vom mittleren Hohlraum in verschiedenen Winkeln, spitz, stumpf oder im rechten Winkel, verlaufen. Es müssen nicht alle Temperaturfühlmittel 84 thermisch von der Elektrode 16 isoliert sein, dies wird jedoch bevorzugt.
Wie 5 zeigt, kann das Temperaturüberwachungsmittel 82 andere Anzeige- und Steuerfunktionen als Reaktion auf erfasste Temperaturbedingungen gemäß verschiedenen vorgegebenen Kriterien ausführen.
Das Temperaturüberwachungsmittel 82 reagiert nicht nur auf die gefühlte Gewebetemperatur im absoluten Sinne, sondern zeichnet auch Änderungen der Gewebetemperatur mit der Zeit auf und reagiert auf diese Änderungen. Das Temperaturüberwachungsmittel 82 beinhaltet einen Steuerausgang für jedes Temperaturerfassungsmittel 84, das von der zugehörigen Ablationselektrode 16 getragen wird.
Die Leitungsdrähte 96 und 98 für jeden Thermistor 94 stellen den Eingang für die Steuerausgänge 120 bereit. Alternativ kann, wenn die Ablationselektrode 16 mehrere Thermistoren 94 trägt, die Zahl der durch das Führungsrohr 22 laufenden Leitungsdrähte 96 und 98 auf ein Minimum reduziert werden, indem eine integrierte Schaltung in dem Temperaturüberwachungsmittel 82 vorgesehen wird, um die Eingangssignale der Thermistoren zu multiplexieren. Das Temperaturüberwachungsmittel 82 beinhaltet einen Wandler, um eine Durchschnittstemperatur für jede Gruppe von Thermistoren 94 während einer vom Benutzer vorgegebenen Periode zu erhalten (die in der illustrierten Ausgestaltung jeweils etwa 0,01 Sekunden beträgt).
Die in 6A bis C gezeigte Ausgestaltung weist einen Thermistor 94 auf, so dass Eingangssignal und Durchschnittswert gleich sind.
Die in 7A bis C gezeigte Ausgestaltung beinhaltet eine einzige Gruppe von fünf Thermistoren 94, die an der Spitze der Ablationselektrode 16 gebündelt sind. Für diese Gruppe addiert der Wandler die einzelnen Eingangssignale und dividiert sie durch fünf.
Die in 8A bis C gezeigte Ausgestaltung beinhaltet zwei Gruppen, eine mit fünf Thermistoren 94 an der vorderen Elektrodenregion 110, die andere mit vier Thermistoren 94 an der hinteren Elektrodenregion 112. Der Wandler addiert die Eingangssignale für jede Gruppe und dividiert sie durch die entsprechende Zahl der Thermistoren 94 in jeder Gruppe, um einen Durchschnittswert für die vordere Elektrodenregion 110 und einen separaten Durchschnittswert für die hintere Elektrodenregion 112 zu erhalten.
Das Temperaturüberwachungsmittel 82 weist einen A/D-Wandler auf, der den/die gefühlte(n) Temperaturdurchschnittswert (e) für die Vorrichtung 10 digitalisiert. Er digitalisiert auch den Wert des Kalibrationswiderstandes. Der Thermistorwiderstandswert wird durch den Kalibrationswiderstandswert dividiert, um einen normalisierten widerstand für den Thermistor 94 zu erhalten. Dieser Wert ist der Eingang in einen Festwertspeicher (ROM) 136 (siehe 5B), der gespeicherte Thermistortemperaturdaten enthält. Der Ausgang des ROM 136 ist die tatsächlich gemessene Gewebetemperatur (in Grad C), unter Berücksichtigung von Abweichungen des Nennwiderstands des Thermistors 94.
Obwohl dies in den Zeichnungen nicht dargestellt ist, würden Ausgestaltungen mit mehreren Thermistoren 94 eine gleiche Anzahl von Kalibrationswiderständen beinhalten, einen für jeden Thermistor 94.
Der/die digitale(n) Ausgang/Ausgänge des Wandlers kann/können zum Anzeigen von Messergebnissen verwendet werden. In der illustrierten Ausgestaltung beinhaltet die Vorrichtung 10 ein digitales Display 128 am Generator 12, um dem Benutzer die erfasste Durchschnittstemperatur anzuzeigen.
Wenn die in 8A bis C gezeigte "Erdnuss"-Elektrode verwendet wird, dann hat die Vorrichtung 10 ein separates Display für die vordere und die hintere Elektrodenregion 110 und 112.
Der/die digitale(n) Ausgang/Ausgänge des Wandlers kann/können auch zum Steuern des Betriebs des Generators 12 verwendet werden. Mit den Temperaturregelsignalen des Temperaturerfassungsmittels 82 wird vorzugsweise auch die Funktion der nachfolgend beschriebenen Leistungs- und Impedanzüberwachungsmittel 38 und 76 noch mehr erweitert.
In der illustrierten Ausgestaltung verwendet die Vorrichtung 10 die digitalisierten Temperaturausgänge in einer Feedback-Schleife, die die Funkfrequenzausgangsspannung innerhalb eines gewünschten Bereiches oder auf einem konstanten Wert hält, um die Funkfrequenzenergie an der Ablationselektrode 16 zu regeln. Durch Regeln der vom Generator 12 zugeführten Energie auf der Basis der Temperatur kann der Arzt die Größe der erzeugten Läsion bestimmen.
Zu diesem Zweck beinhaltet die Vorrichtung 10 einen Eingang 130, damit der Benutzer einen für die Gewebetemperatur gewünschten Betriebswert eingeben kann.
Wenn die Gewebetemperatur innerhalb eines eingestellten Bereiches bleibt, aber um einen vorgegebenen Betrag innerhalb des Bereiches abweicht, dann erzeugt das Temperaturüberwachungsmittel 82 ein Steuersignal, das den Leistungsausgang entweder erhöht oder verringert, ihn aber nicht unterbricht. Wenn die Gewebetemperatur ansteigt, dann reduziert das Steuersignal den Leistungsausgang. Fällt die Gewebetemperatur ab, dann erhöht das Steuersignal den Leistungsausgang. Wenn sich die gemessene Gewebetemperatur aus dem eingestellten Bereich bewegt, dann erzeugt das Temperaturüberwachungsmittel 82 ein Befehlssignal, um die Energiezufuhr zur Ablationselektrode 16 abzuschalten. Man ist der Ansicht, dass ein repräsentativer Sollbereich für die Gewebetemperatur für die Herzablation bei etwa 40 Grad bis 100 Grad C liegt.
Wenn die Temperatur im Sollbereich beginnt und diesen im Laufe der Zeit verlässt, dann ist die wahrscheinlichste Ursache eine Blutkoagulation an der Ablationselektrode 16, was ein Herausziehen und Reinigen der Ablationselektrode 16 erfordert. Eine plötzliche Änderung der Gewebetemperatur aus dem Sollbereich hinaus weist auf eine Verschiebung der Position der Ablationselektrode 16 hin, was eine Umpositionierung der Ablationselektrode 16 erfordert.
Die Vorrichtung 10 beinhaltet vorzugsweise Blinklichter und einen akustischen Alarm (nicht dargestellt), um den Benutzer zu warnen, wenn diese temperaturbedingten Zustände auftreten.
Wie 2 und 3 zeigen, beinhaltet die Vorrichtung 10 ein Leistungsüberwachungsmittel 38 zum Messen von Funkfrequenzstrom und Funkfrequenzspannung, die dem Patienten vom Generator 12 zugeführt bzw. an diesen angelegt werden. Das Leistungsüberwachungsmittel 38 leitet auch Steuersignale ab, die für die Spannungseffektivwert (in Volt), den Stromeffektivwert (in Ampere) und die phasensensitive Wirkleistung (in Watt) Indikativ sind, um weitere Steuerfunktionen des Generators 12 zu unterstützen.
Das Leistungsüberwachungsmittel 38 kann auf verschiedene Weisen konfiguriert und aufgebaut werden. In der illustrierten Ausgestaltung umfasst es ein Stromüberwachungsmittel 40 zum Messen des Funkfrequenzstroms, der von der ersten Leitung 34 durch das Gewebe zur zweiten Leitung 36 fließt (d. h. von der Ablationselektrode 16 zur indifferenten Hautelektrode 18).
Das Leistungsüberwachungsmittel 38 beinhaltet auch ein Spannungsüberwachungsmittel 42, das die zwischen der ersten und der zweiten Leitung 34 und 36 (d. h. zwischen der Ablationselektrode 16 und der indifferenten Hautelektrode 18) generierte Funkfrequenzspannung misst.
Das Leistungsüberwachungsmittel 38 beinhaltet drei Steuerausgänge 44, 46 und 48.
Der erste Steuerausgang 44 führt ein Signal, das für einen von der Ablationselektrode 16 geleiteten Stromeffektivwert repräsentativ ist.
Der zweite Steuerausgang 46 führt ein Signal, das für den Spannungseffektivwert zwischen der Ablationselektrode 16 und der indifferenten Hautelektrode 18 repräsentativ ist.
Der dritte Steuerausgang 48 führt ein Signal, das für die von der Ablationselektrode 16 übertragene phasensensitive Wirkleistung repräsentativ ist.
In der illustrierten Ausgestaltung (gemäß 2 und 3) beinhaltet das Stromüberwachungsmittel 40 einen isolierten Stromfühltransformator 50, der an die zweite Leitung 36 angeschlossen ist. In dieser Anordnung misst der Stromfühltransformator 50 direkt den durch die Ablationselektrode 16 zur indifferenten Hautelektrode 18 fließenden Funkfrequenzstrom.
Der gemessene Wert ist ein Funkfrequenzsignal, das mit der gewählten Frequenz variiert, in der illustrierten Ausgestaltung 500 kHz.
Der Stromfühltransformator 50 ist mit dem ersten Steuerausgang 44 verbunden, der Effektivstrom ableitet. Der erste Steuerausgang 44 beinhaltet einen IC-Effektivwert-Wandler 52 für diese Funktion. Dieser Effektivstromwandler erhebt zunächst das Funkfrequenzstromeingangssignal vom Stromfühltransformator 50 zum Quadrat und mittelt dann das zum Quadrat erhobene. Signal über eine vom Benutzer vorgegebene Periode (in der illustrierten Ausgestaltung etwa alle 0,01 Sekunden). Der Effektivstromwandler 52 errechnet dann die Quadratwurzel des zum Quadrat erhobenen Mittelwertes. Das Ergebnis repräsentiert den Effektivstrom.
Das Effektivstromsignal hat die Form eines relativ langsam variierenden Signals im Vergleich zu dem schnell variierenden Funkfrequenzstromeingangssignal.
Wie die 2 und 3 zeigen, beinhaltet das Spannungsüberwachungsmittel 42 einen isolierten Spannungsfühltransformator 54, der zwischen der ersten und der zweiten Leitung geschaltet ist. In dieser Anordnung misst der Spannungsfühltransformator 54 direkt die Funkfrequenzspannung über das Körpergewebe zwischen der Ablationselektrode 16 und der indifferenten Hautelektrode 18.
Wie der vom Stromfühltransformator 50 gemessene Wert, so ist auch der gemessene Spannungswert ein Funkfrequenzsignal, das mit der gewählten Frequenz von 500 kHz variiert.
Der Spannungsfühltransformator 54 ist mit dem zweiten Steuerausgang 46 verbunden, der Effektivwertspannung ableitet. Der zweite Steuerausgang 46 beinhaltet einen IC-Effektivwert-Wandler 56 für diese Funktion. Der Effektivwertspannungswandler 56 erhebt das Funkfrequenzspannungseingangssignal zum Quadrat und mittelt es dann über dieselbe vom Benutzer vorgegebene Periode, die auch für den Stromwandler 52 verwendet wurde. Der Effektivwertspannungswandler 56 errechnet dann die Quadratwurzel des zum Quadrat erhobenen Spannungsmittelwertes.
Das resultierende Effektivwertspannungssignal (wie das Effektivstromsignal) hat die Form eines relativ langsam variierenden Signals.
Der Stromfühltransformator 54 ist auch mit dem dritten Steuerausgang 48 verbunden, der phasensensitive Wirkleistung ableitet. Der dritte Steuerausgang 48 hat eine analoge integrierte Vervielfacherschaltung 58 für diese Funktion. Die Vervielfacherschaltung 58 erhält als Eingang das Funkfrequenz-Eingangsstromsignal direkt vom Stromfühltransformator 50. Die Vervielfacherschaltung 58 erhält als zweiten Eingang auch das Funkfrequenz-Eingangsspannungssignal direkt vom Spannungsfühltransformator 54.
Der Ausgang der Vervielfacherschaltung 58 ist das Produkt dieser beiden Eingänge, das die von der Ablationselektrode 16 übertragene Funkfrequenzwirkleistung repräsentiert.
Der Leistungswert ist (wie seine Strom- und Spannungseingangskomponenten) ein Funkfrequenzsignal, das mit einer relativ hohen Funkfrequenz variiert.
Der dritte Steuerausgang 48 beinhaltet auch einen Tiefpassfilter 60. In der illustrierten Ausgestaltung, die mit einer Funkfrequenz von 500 kHz arbeitet, ist die gewählte Grenzfrequenz des Filters 60 etwa 100 Hz. Der schnell variierende gemessene Eingangsleistungswert wird vom Filter 60 zu einem relativ langsam variierenden Signal tiefpassgefiltert.
Dieses Signal repräsentiert das phasensensitive Wirkleistungssignal der Funkfrequenzenergie, die die Ablationselektrode 16 dem Zielgewebe zuführt.
Der erste, zweite und dritte Steuerausgang 44, 46 und 48 beinhalten jeweils geeignete Inline-Skalierschaltungen 62. Die Skalierschaltungen 62 skalieren das Effektivstromsignal, das Effektivwertspannungssignal und das phasensensitive Wirkleistungssignal auf einen vorgegebenen Spannungsbereich, der vom Rest des Schaltkomplexes des Generators 12 benutzt werden kann. In der illustrierten Ausgestaltung ist der skalierte Bereich 0,0 bis 5,0 Volt.
Das Leistungsüberwachungsmittel 38 beinhaltet auch einen A/D-Wandler 64. Der Wandler 64 digitalisiert ein oder mehrere gewählte analoge Effektivstromausgangssignale, Effektivwert-Spannungsausgangssignale und das phasensensitive Wirkleistungssignal.
Der/die digitale(n) Ausgang/Ausgänge des Wandlers 64 kann/können zum Anzeigen von Messergebnissen verwendet werden. In der illustrierten Ausgestaltung beinhaltet die Vorrichtung 10 ein erstes digitales Display 66 auf dem Generator 12, um dem Benutzer das phasensensitive Wirkleistungssignal anzuzeigen.
Der/die digitale(n) Ausgang/Ausgänge des Wandlers 64 kann/können auch zum Steuern des Betriebs des Generators 12 verwendet werden. Die illustrierte Ausgestaltung verwendet die digitalisierten Ausgänge in einer Feedback-Schleife, die die Funkfrequenzausgangsspannung innerhalb eines gewünschten Bereiches oder auf einem konstanten Wert hält, um die Funkfrequenzleistung an der Ablationselektrode 16 zu regeln. Durch Regeln der vom Generator 12 zugeführten Leistung kann der Arzt während eines Ablationseingriffs auf reproduzierbare Weise Läsionen mit der gewünschten Tiefe erzeugen.
In dieser Ausgestaltung beinhaltet die Vorrichtung 10 einen Eingang 68, damit der Benutzer einen für die phasensensitive Wirkleistung für den Generator 12 gewünschten Betriebswert eingeben kann. Sie beinhaltet ein Leistungsregelmittel 70, das einen Komparator 71 aufweist, um die gewünschte Leistung mit der phasensensitiven Wirkleistung zu vergleichen. Der Ausgang des Komparators variiert die Ausgangsspannung der Funkfrequenzenergiequelle 30, um Fehler zwischen der gemessenen Wirkleistung und dem Leistungssollwert minimal zu halten.
In der illustrierten Ausgestaltung überwacht das Leistungsregelmittel 70 auch Phasendifferenzen zwischen Funkfrequenzspannung und -strom. Das Leistungsregelmittel 70 führt diese Funktion durch Errechnen der Scheinleistung und durch Vergleichen der errechneten Scheinleistung mit der phasensensitiven Wirkleistung aus. Wenn die Funkfrequenzspannungs- und -stromsignale genau phasengleich sind, dann sind Scheinleistung und phasensensitive Wirkleistung gleich. Wenn jedoch ein Phasenunterschied vorliegt, dann unterscheiden sich phasensensitive Wirkleistung und Scheinleistung um einen Faktor, der den Kosinus des Phasenwinkels repräsentiert.
In der illustrierten Ausgestaltung beinhaltet das Leistungsregelmittel 70 eine Vervielfacherschaltung 72, die das Produkt von Effektivstrom und Effektivwertspannung ermittelt. Das Ergebnis der Vervielfacherschaltung 72 bildet die Scheinleistung (d. h. nicht phasensensitiv) des Systems 10. Das Leistungsregelmittel 70 beinhaltet einen Komparator 74 zum Vergleichen der abgeleiteten Scheinleistung mit der phasensensitiven Wirkleistung. Die Größe des Ausgangs des Komparators 74 quantifiziert die Menge an Phasenverschiebung.
Wenn der Ausgang des Phasenverschiebungskomparators 74 einen vorgewählten Betrag überschreitet, dann erzeugt das Leistungsregelmittel 70 ein Warnsignal, um zu zeigen, dass eine Phasenverschiebung zwischen Funkfrequenzspannung und -strom aufgetreten ist. Die Vorrichtung 10 kann ein Blinklicht und einen akustischen Alarm (nicht dargestellt) zum Warnen des Benutzers beinhalten.
Das Leistungsregelmittel 70 hat die Aufgabe, eine konstante Sollleistung aufrechtzuerhalten, wenn der Ausgang des Phasenverschiebungskomparators 74 innerhalb eines zulässigen Bereiches oberhalb des Schwellenbetrags bleibt. Das Leistungsregelmittel 70 hat die Aufgabe, die Ausgangsspannung der Quelle 30 zu reduzieren, wenn der, Ausgang des Phasenverschiebungskomparators 74 diesen Bereich übersteigt. Wenn der Ausgang des Phasenverschiebungskomparators 74 eine Phasenverschiebung jenseits eines maximalen Schwellenwertes zeigt, dann erzeugt das Leistungsregelmittel 70 ein Signal, um sämtliche Leistungszufuhr zur Ablationselektrode 16 abzuschalten.
Wie 4 zeigt, beinhaltet die Vorrichtung 10 ferner ein Impedanzüberwachungsmittel 76 zum Ableiten der Impedanz des abladierten Gewebes. Das Impedanzüberwachungsmittel 76 leitet die Gewebeimpedanz nicht nur im absoluten Sinne ab, sondern zeichnet auch Änderungen der Gewebeimpedanz im Laufe der Zeit auf.
Das Impedanzüberwachungsmittel 76 erzeugt geeignete Steuersignale auf der Basis beobachteter Absolutwerte der Gewebeimpedanz sowie von erfassten Änderungen gemäß vorprogrammierten Kriterien.
Das Impedanzüberwachungsmittel 76 kann auf verschiedene weise konfiguriert und aufgebaut werden. In der illustrierten Ausgestaltung beinhaltet es einen Mikroprozessor 78. Der Mikroprozessor 78 tastet die digitalisierten Ausgänge des A/D-Wandlers 64 in vorgeschriebenen Intervallen ab (z. B. alle 20 Millisekunden, was einer Abtastrate von 50 Hz entspricht).
Der Mikroprozessor 78 dividiert auch das abgetastete digitalisierte Effektivwertspannungssignal durch das abgetastete digitalisierte Effektivstromsignal. Das digitale Ergebnis ist die Gewebeimpedanz (in Ohm) für die Probe. Die Vorrichtung 10 beinhaltet vorzugsweise ein Display 80 am Generator 12, das dem Benutzer die abgetastete Gewebeimpedanz anzeigt.
Der Mikroprozessor 78 führt auch Aufzeichnungen abgetasteter Gewebeimpedanzen im Laufe der Zeit. Anhand dieser Aufzeichnungen errechnet der Mikroprozessor 78 die Änderungen der Gewebeimpedanz während eines gewählten Intervalls und erzeugt entsprechende Steuersignale auf der Basis vorbestimmter Kriterien.
Die vorbestimmten Kriterien, gemäß denen der Mikroprozessor 78 die Steuersignale auf der Basis der Gewebeimpedanz erzeugt, können variieren. Die Gewebeimpedanz-Steuersignale werden vorzugsweise zum Erweitern der Überwachungs- und Steuerfunktionen des soeben beschriebenen Leistungsregelmittels 70 verwendet.
In der illustrierten Ausgestaltung erzeugt, wenn die gemessene Gewebeimpedanz aus einem vorbestimmten Sollbereich fällt, der Mikroprozessor 78 ein Befehlssignal zum Abschalten der Energiezufuhr zur Ablationselektrode 16, unabhängig vom erfassten phasensensitiven Wirkleistungspegel. Man ist der Ansicht, dass der Sollbereich für die Gewebeimpedanz für einen Herzablationseingriff bei etwa 50 bis 300 Ohm liegt.
Wenn die Gewebeimpedanz im Sollbereich beginnt und im Laufe der Zeit darüber hinaus ansteigt, dann ist die. wahrscheinlichste Ursache eine Blutkoagulation an der Ablationselektrode 16. Ein plötzlicher Anstieg der Gewebeimpedanz über den Sollbereich weist auf eine plötzliche Koagulation oder eine plötzliche Verschiebung der Position der Ablationselektrode 16 hin. Schnelle Fluktuationen der Gewebeimpedanz könnten auch auf einen schlechten Kontakt zwischen Ablationselektrode 16 und Zielgewebe hinweisen. Alle Gründe erfordern eine schnelle Reaktion wie z. B. ein Herausziehen und Reinigen der Ablationselektrode 16 oder eine Umpositionierung der Ablationselektrode 16.
Die Vorrichtung 10 beinhaltet vorzugsweise Blinklichter und einen akustischen Alarm (nicht dargestellt), um den Benutzer zu warnen, wenn eine solche Situation eintritt.
Ein sehr hoher Gewebeimpedanzwert könnte auf einen schlechten Hautkontakt mit der indifferenten Elektrode 18 oder auf ein elektrisches Problem hinweisen. Auch dies erfordert eine schnelle Korrekturmaßnahme.
Wenn die Gewebeimpedanz innerhalb des Sollbereichs bleibt, aber innerhalb des Bereiches über einen vorgegebenen Betrag hinaus ansteigt, dann erzeugt das zweite Überwachungsmittel 76 ein Steuersignal, das die Energiezufuhr reduziert, aber nicht unterbricht. In dieser Ausgestaltung kann ein relativ enger Gewebeimpedanzbereich festgelegt werden (z. B. 80 bis 150 Ohm), um eine relativ konstante Leistung innerhalb dieses Bereiches zu halten.
Vorrichtung 10 gemäß Beschreibung kann eine präzise Steuerung des Ablationseingriffs bereitstellen. Überwachung und Regelung der phasensensitiven Wirkleistung gewährleisten eine effektive Verteilung von Funkfrequenz zur Ablationselektrode 16. Überwachung und Regelung von Gewebeimpedanz und Gewebetemperatur, sei es separat oder kombiniert, setzen sichere physiologische Grenzen im Sinne der Läsionsgröße oder der Erkennung von Koagulation. Überwachung und Regelung von Gewebeimpedanz und/oder Gewebetemperatur geben auch Informationen über die Ausrichtung der Ablationselektrode 16.

Claims

Ablationselektrode (16) zum Übertragen von Energie zum Abladieren von Gewebe im Herzen, wobei die Elektrode Folgendes umfasst: (a) einen Energie ausstrahlenden Körper zum Kontaktieren des Gewebes und für eine Verbindung mit einer Energiequelle (12), um Energie von einer solchen Quelle (12) zum Abladieren des Gewebes zu übertragen; und. (b) Temperaturfühlmittel; dadurch gekennzeichnet, dass das genannte Temperaturfühlmittel (84) so in dem genannten Körper angeordnet wird, dass es mit solchem abladiertem Gewebe Kontakt erhält, um die Temperatur des genannten Gewebes zu fühlen, und ein Wärmeisoliermittel (88) zwischen dem genannten Fühlmittel und dem genannten Körper vorgesehen ist, das die Aufgabe hat, den Wärmeenergietransfer zwischen dem genannten Fühlmittel und dem genannten Körper während des Abladierens von Herzgewebe mit der genannten Elektrode im Wesentlichen zu blockieren.
Elektrode (16) nach Anspruch 1, bei der das genannte Temperaturfühlmittel (84) und das genannte Wärmeisoliermittel (88) sich in einem Hohlraum (90) in dem genannten Körper befinden.
Elektrode (16) nach Anspruch 1, bei der das genannte Wärmeisoliermittel (88) eine Röhre (104) umfasst, die aus Isoliermaterial gebildet ist.
Elektrode (16) nach einem der vorherigen Ansprüche mit einem elektrischen Isolator (100) zwischen dem genannten Temperaturfühlmittel (84) und dem genannten Wärmeisoliermittel (88).
Elektrode (16) nach Anspruch 1, bei der der genannte elektrische Isolator (100) eine Vergussmasse umfasst.
Elektrode (16) nach einem der vorherigen Ansprüche, bei der das genannte Temperaturfühlmittel (84) einen Thermistor ( 94) umfasst.
Elektrode (16) nach einem der vorherigen Ansprüche, die mehrere der genannten Temperaturfühlmittel (84) mit dem genannten Wärmeisoliermittel (88) zwischen dem genannten Körper und jedem, bzw. wenigstens einem, der genannten Fühlmittel hat.
Elektrode (16) nach einem der vorherigen Ansprüche, mit einem daran angeschlossenen Funkfrequenzgenerator (12) zum Zuführen von Funkfrequenzenergie zu dem genannten Körper, und Temperaturüberwachungsmittel (82) zum Steuern des Generators als Reaktion auf die erfasste Gewebetemperatur und Änderungen der erfassten Gewebetemperatur, wobei das genannte Überwachungsmittel (82) bei Bedarf einen Eingang (130) für die Eingabe der gewünschten Gewebebetriebstemperatur hat.
Elektrode (16) nach Anspruch 8; bei der das genannte Temperaturüberwachungsmittel (82) als Reaktion auf Änderungen der erfassten Gewebetemperatur Signale erzeugt, die den Generatorleistungsausgang erhöhen oder verringern, um die erfasste Gewebetemperatur in einem voreingestellten Bereich zu halten, und/oder ein Signal zum Unterbrechen des Generatorleistungsausgangs erzeugt, wenn die erfasste Gewebetemperatur aus einem voreingestellten Bereich fällt.
Elektrode (16) nach Anspruch 8 oder 9, bei der das genannte Temperaturüberwachungsmittel (82) Mittel (128) zum Anzeigen von Gewebetemperaturwerten beinhaltet.