[0002] 本
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背景技术
1.技术领域
[0003] 本
发明涉及用于诊断和外科意图的仪器。更具体地，本发明涉及用于在医疗器械中供应或分配电
力的
开关布置。
[0004] 2.相关技术描述
[0005] 本领域已知的是使用
电能来消融身体组织。通常用以下方法来执行消融：以足以破坏靶组织的功率向
电极施加交流电，例如射频
能量。例如，用于
治疗心律失常的手术包括以外科方式扰乱造成心律失常的
信号源，以及扰乱用于此类信号的传导通路。通过经由
导管施加能量来选择性地消融心脏组织，有时可能停止或改变不需要的
电信号从心脏的一部分到另一部分的传播。消融方法通过形成非导电消融灶来破坏不需要的电通路。通常，将电极安装在插入受检者体内的导管的远侧末端。
[0006] 从“壁”式电源运行的消融电源必须以非常高的标准进行绝缘，以便保护患者和用于心脏生理学研究的精密
电子器件。这在需要使用高功率时会变得非常昂贵。例如，一种类型的消融可能要求5kW持续4s(20kJ)。然而，虽然其他较低功率的系统可以使用数量级为100W的功率持续更长时间段，但即使对于这些系统而言，实现所期望的绝缘是昂贵的，例如由于劳力密集型制造成本。
发明内容
[0007] 本发明的公开实施方案通过运行来自电容器组和/或来自
电池的电源来消除消融导管中的绝缘要求。典型系统使用一对电池/电容器组，其中一个组总是被充电。控制单元(通常是继电器)通过一对开关确保组在被充电与向导管递送消融功率之间切换。当消融
电路连接到功率递送组时，其与壁式电源完全绝缘。切换电路确保总是有功率可用于消融电极和其他导管元件。
[0008] 通过使用一对电池/电容器组，本发明的实施方案确保可能影响消融导管的唯一功率
泄漏来自低功率的切换电路。通过减小通过导管的可能功率泄漏，对整个电源的绝缘要求显著减少。
[0009] 因此，本发明的实施方案提供了一种设备，包括：
[0010] 电源，该电源具有与相对高
电压源的第一电连接并且经由第二电连接可连接到导管中的消融电路。该电源中存在可再充电的第一辅助电源和第二辅助电源，并且还有控制单元。该设备还包括：第一开关，该第一开关响应于来自该控制单元的
控制信号而交替地将该消融电路连接到该第一辅助电源和该第二辅助电源；以及第二开关，该第二开关响应于该控制信号而交替地将该第一辅助电源和该第二辅助电源中的一个辅助电源连接到该高电压源以用于对其再充电，同时该第一辅助电源和该第二辅助电源中的该一个辅助电源与该消融电路断开连接并且该第一辅助电源和该第二辅助电源中的另一个通过该第一开关连接到该消融电路。
[0011] 在公开的实施方案中，该第一开关和该第二开关是双刀双掷开关。
[0012] 在另一个公开的实施方案中，第一开关和第二开关是一起联动的。
[0013] 在又另一个公开的实施方案中，该第一辅助电源和该第二辅助电源是电池或电容器。
[0014] 在替代性实施方案中，该第一辅助电源和该第二辅助电源输出比该高电压源更低的电压。
[0015] 在另一个替代实施方案中，该高电压源产生交流电(AC)，并且该第一辅助电源和该第二辅助电源产生直流电(DC)。该设备还包括：直流电发生器，该直流电发生器具有链接到该高电压源的AC输入和链接到该第一辅助电源和该第二辅助电源的DC输出；以及交流电发生器，该交流电发生器具有链接到该第一辅助电源和该第二辅助电源的DC输入和链接到该消融电路的AC输出。
[0016] 在又另一个替代性实施方案中，该控制单元可操作以使该第一辅助电源和该第二辅助电源两者与该消融电路和与该高电压源断开链接。
[0017] 通常，该控制单元可操作以同时将该第一辅助电源和该第二辅助电源两者链接到该消融电路，并且同时使该第一辅助电源和该第二辅助电源两者与该高电压源断开链接。
[0018] 根据本发明的实施方案，还提供了一种方法，包括：
[0019] 提供电源，该电源具有与相对高电压源的第一电连接并且经由第二电连接可连接到导管中的消融电路；
[0020] 在该电源中并入可再充电的第一辅助电源和第二辅助电源；
[0021] 提供控制单元；
[0022] 响应于来自该控制单元的控制信号，通过第一开关交替地将该消融电路连接到该第一辅助电源和该第二辅助电源；以及
[0023] 响应于该控制信号，通过第二开关交替地将该第一辅助电源和该第二辅助电源中的一个辅助电源连接到该高电压源以用于对其再充电，同时该第一辅助电源和该第二辅助电源中的该一个辅助电源与该消融电路断开连接，并且该第一辅助电源和该第二辅助电源中的另一个辅助电源通过该第一开关连接到该消融电路。
附图说明
[0024] 为更好地理解本发明，就本发明的详细说明以举例的方式做出参考，该详细说明应结合以下附图来阅读，其中类似的元件用类似的附图标号来表示，并且其中：
[0025] 图1为根据本发明的实施方案构造和操作的用于对活体受检者的心脏进行消融手术的系统的立体说明图；
[0026] 图2是根据本发明的实施方案的用于导管的电源的示意图；
[0027] 图3是根据本发明的实施方案的图2所示的电源的另一个示意图；
[0028] 图4是根据本发明的实施方案的图2所示的电源的另一个示意图；并且
[0029] 图5是根据本发明的实施方案的图2所示的电源的另一个示意图。
具体实施方式
[0030] 在以下描述中，列出了许多具体细节，以便提供对本发明的各种原理的全面理解。然而，对于本领域的技术人员而言将显而易见的是，并非所有这些细节都是实践本发明所必需的。在这种情况下，未详细示出熟知的电路、控制逻辑部件以及用于常规
算法和过程的
计算机程序指令的细节，以免不必要地使一般概念模糊不清。
[0031] 以引用方式并入本文的文献将被视作本
申请的整体部分，不同的是，就任何术语在这些并入文件中以与本
说明书中明确或隐含地作出的定义矛盾的方式定义而言，应仅考虑本说明书中的定义。
[0032] 术语“链接”(“link”，“links”)和“联接”(“couple”，“couples”)旨在意指间接连接或直接连接。因此，如果第一装置联接到第二装置，则连接可通过直接连接或经由其它装置和连接部通过间接连接完成。
[0033] 本发明的多个方面可体现为
软件编程代码，该软件编程代码通常被保持在诸如计算机可读介质的永久性存储装置中。在客户端/
服务器环境中，此类软件编程代码可存储在客户端或服务器上。软件编程代码可实施于与
数据处理系统一起使用的多种已知非临时性介质诸如磁盘、
硬盘驱动器、电子介质或CD-ROM中的任一种上。代码可分布于此类介质上，或者可经某些类型的网络从一个
计算机系统的
存储器或存储装置向其他计算机系统上的存储装置分发给使用者，以便由此类其他系统的使用者使用。
[0034] 现在转到附图，首先参考图1，其为用于在活体受检者心脏12上执行消融手术的系统10的立体说明图，该系统10是根据本发明的公开实施方案构造和操作的。该系统包括导管14，由操作者16将导管14经由
皮肤穿过患者的血管系统插入心脏12的心室或血管结构中。操作者16(通常为医师)将导管的远侧末端18在消融靶点与心壁
接触。任选地，接着按照美国专利6,226,542和6,301,496以及共同转让的美国专利6,892,091中所公开的方法制备电激活图，这些专利的公开内容均以引用方式并入本文中。一种包括系统10的元件的商品可以 3系统购自Biosense Webster，Inc.(3333 Diamond Canyon Road，Diamond Bar，CA 91765)。此系统可由本领域的技术人员进行
修改以实施本文所述的本发明的原理。
[0035] 可以通过施加
热能对例如通过电激活图评估而确定为异常的区域进行消融，例如，通过将射频
电流通过导管中的线传导至远侧末端18处的一个或多个电极，这些电极将射频能量施加到心肌。能量在组织中被吸收，从而将组织加热到一定
温度(通常为约50℃)，在该温度下组织永久性地失去其电兴奋性。此手术成功后，此过程在心脏组织中形成非传导性的消融灶，这些消融灶扰乱导致心律失常的异常电通路。本发明的原理可应用于不同的心室以治疗多种不同的心律失常。
[0036] 导管14通常包括柄部20，在柄部上具有合适的控件，以使操作者16能够按消融手术所需对导管的远侧端部进行操纵、
定位和定向。为帮助操作者16，导管14的远侧部分包含向位于控制台24中的定位处理器22提供信号的定位
传感器(未示出)。
[0037] 可使消融能量和电信号经由缆线34穿过位于远侧末端18处或附近的一个或多个消融电极32，在心脏12和控制台24之间来回传送。可以通过缆线34和电极32将起搏信号和其它控制信号从控制台24传送至心脏12。还连接到控制台24的感测电极33设置在消融电极32之间，并且具有至缆线34的连接部。
[0038] 线连接部35将控制台24与体表电极30和定位子系统的其它部件链接。电极32和体表电极30可用于如以引用方式并入本文的授予Ovaria等人的美国专利7,536,218中所提出的在消融位点处测量组织阻抗。温度传感器(未示出)，通常为
热电偶或热敏
电阻器，可安装在电极32中的每个上或附近。
[0039] 控制台24通常包含一个或多个消融功率发生器25。导管14可以适于利用任何已知的消融技术将消融能量传导到心脏，例如，射频能量、超声能量和激光产生的光能。共同转让的美国专利6,814,733、6,997,924和7,156,816中公开了此类方法，这些专利以引用方式并入本文。
[0040] 定位处理器22为系统10中的定位子系统的元件，该元件测量导管14的
位置和取向坐标。
[0041] 在一个实施方案中，定位子系统包括磁定位
跟踪构造，该磁定位跟踪构造利用
磁场生成线圈28，通过以预定的工作容积生成磁场并感测导管处的这些磁场来确定导管14的位置和取向。定位子系统可按照以引用方式并入本文的美国专利7,756,576以及上述美国专利7,536,218中所教导的采用阻抗测量。
[0042] 如上所述，导管14联接到控制台24，这使得操作者16能够观察并调控导管14的功能。控制台24包括处理器，优选为具有适当
信号处理电路的计算机。该处理器被联接以驱动监视器29。信号处理电路通常接收、放大、过滤并数字化来自导管14的信号，这些信号包括由以上提到的传感器和位于导管14远侧的多个位置感测电极(未示出)生成的信号。由控制台24和定位系统接收并使用该
数字化信号，以计算导管14的位置和取向并分析来自电极的电信号。
[0043] 通常，系统10包括为简明起见而未示出于附图中的其它元件。例如，系统10可包括
心电图(ECG)监视器，其被联接以接收来自一个或多个体表电极的信号，从而为控制台24提供ECG
同步信号。如上所述，系统10通常还包括基准
位置传感器，其或者位于附接在受检者身体外部的外部施加基准
补片上，或者位于插入到心脏12内并相对于心脏12保持在固定位置的内置导管上。提供了用于使液体循环穿过导管14以冷却消融位点的常规
泵和管路。
[0044] 现在参考图2，其为根据本发明实施方案的用于给具有消融电路的导管供电的布置的示意图。电源54向消融电路38以及导管40的其他功率要求供电，该导管40基本上类似于导管14(图1)并且在操作时被引入患者42中。电源54可以是交流电(AC)的相对高电压源，例如120V或240V的壁式电源。通过连接到电源54的主电源开关58来启用和禁用用于导管的电源56。在此图和下图中，元件之间的电连接由实线形成的箭头指示，并且断开连接由虚线形成的箭头指示。
[0045] 两个辅助电源64、66(在本文中也被称为电源组64、66)向导管40供电，具体地向导管的消融电极和消融电路38供电，但还向导管中的受试者心脏的电生理研究可能需要的其他设施供电。此类设施可以包括但不限于在图1的描述中指出的那些。在任何情况下，在一些应用中，重要的是对此类设施的供电不间断。组64、66可以是电池、或电容器、或其组合。它们通过直流电(DC)发生器68来充电，该直流电(DC)发生器68进而在主电源开关58闭合时通过来自源54的交流电来供电。DC发生器的电压输出被选择为使得其与电容器的操作电压以及组64、66的电池的
输出电压兼容。
[0046] 交流电发生器70通过开关72从组64、66接收直流电，并且将交流电供应到消融电路38。针对通过上文提及的射频电流的经过来进行的消融，可以在用于消融的典型
频率(诸如约10khz)下提供交流电。开关72联接到导管，并且其可以与主电源开关58联动，从而使得组64、66能够同时从导管断开连接并且电源56能够从源54断开连接，例如在患者手术完成时。
[0047] 从源54汲取低功率的继电器控制单元60控制开关单元62，该开关单元62进而控制组64、66与发生器68、70之间的连接。开关单元62包括一对开关52A、52B(通常为双刀双掷(DPDT)开关)，并且继电器控制单元60被配置成提供信号以便交替地连接组64、66与发生器68、70之间的开关，使得在两个发生器(向导管供电的发生器70以及从源54接收电力的发生器68)之间永远没有直接电连接。在图2中，显而易见的是源54与导管之间的唯一可能电路径是通过继电器控制单元60。因此，对电源56的绝缘要求(以确保源54与导管之间不存在
电渗漏路径)仅需要满足继电器控制单元的低功率要求。与具有绝缘要求的系统(其中源54与导管及其AC发生器之间存在直接路径)相比，这些绝缘要求基本上更不繁琐，成本显著更少。
[0048] 图2示出了处于其“关断”状态的电源56，其中开关58和72均处于打开的“关断”状态。因此，没有从源54到电源的连接，并且没有从电源到导管的连接。因为没有从源54到电源的连接，所以继电器控制单元60不操作，使得开关52A、52B未改变其状态。以举例的方式，开关52A被示为连接到组66，并且开关52B被示为连接到组64。
[0049] 现在参考图3、图4和图5，其为根据本发明的实施方案的处于其“接通”状态的电源56的不同状态。在电源56的接通状态中，开关58和72均处于闭合的“接通”状态。当主电源开关58闭合时，继电器控制单元60变为活动的并且能够控制开关单元62。此外，AC功率从发生器70到达导管，该发生器70通过开关72来激活，在开关58闭合时，开关72已经闭合。此外，开关单元62是通用的，并且能够在各种组合中将组64、66中的一者或两者连接到发生器68、
70，或者不将其中的任一者连接到发生器68、70。
[0050] 图3示出了在电源的接通状态中，发生器68通过开关52B对组64进行充电，而开关52B与组66断开连接。当组64被充电时，组66通过开关52A向发生器70供电，而开关52A与组
64断开连接。
[0051] 图4是在组64、66的
角色反转期间的电源56的示意图。主电源开关58和开关72闭合，如上所述用于电源的接通状态。开关单元62的开关52B已经使两个组64、66与发生器68断开连接，使得开关的触点处于中间开路状态。开关52A已经将两个组64、66连接到发生器70。组64、66中的一个由于先前操作而被充电并且能够向发生器70供电。组64、66中的另一个通常放电，但在此阶段其状态是不重要的。在过渡期间，导管从不会没有电力，但从未暴露于由源54产生的高电压，仅暴露于组64、66和发生器70的相对较
低电压。此外，除了通过继电器60，在源54与导管40之间没有路径。
[0052] 图5是在完成组64、66的角色反转时的电源56的示意图。将回顾在图3中，组66正在向发生器70供电。现在，组66与发生器70断开连接并且正由发生器68通过开关52B充电。组64通过开关52A连接到发生器70并向发生器70供电，但与发生器68断开连接。
[0053] 如上所述，继电器控制单元60激活开关52A、52B，使得在电源的接通状态下，电源处于图3、图4和图5所示的状态之一。通常，控制单元60被配置成监测组64和66的状态以便根据组的状态切换52A、52B。因此，当控制单元60检测到向导管供电的组已经或即将要放电时，控制单元切换开关52A、52B，使得另一个充电的组供应导管并且使得经放电的组被充电。
[0054] 虽然以上描述已假定一对双刀双掷开关(DPDT)52A、52B可在电源56中操作，但本领域的普通技术人员应当认识到在电源中可以使用其他开关布置，其执行与开关52A、52B相同的功能并且等效于一对DPDT开关。所有此类等效的开关布置均在本发明的范围内。
[0055] 本领域技术人员应当理解，本发明不限于上文具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合两者，以及本领域的技术人员在阅读上述说明书时可想到的未在
现有技术范围内的上述各种特征的变型和修改。
