发明领域

本发明涉及对心脏的心律失常的处理。本发明特别涉及一种装置和方 法，用以处理心脏中的没有可检测的解剖学目标，即没有固定的非正常通 路的心律失常。

                          发明背景

在健康心脏中，心肌细胞由于被电刺激而以按顺序的同步方式收缩，其传 播起始于右心房中的窦房结，并以每个心肌细胞刺激相邻的心肌细胞的形 式扩散到整个心脏。每个肌细胞兴奋之后都会有一个时期，在这个时期内 肌细胞不能被再激活。这个时期被称做为“不应期”，其功能是保证心肌 平滑地收缩并保证足够的血流流过心脏的腔室。在有心律失常的病人中， 心肌电刺激的传播不是遵循其应有的过程。心率可能过快或过慢，或心脏 的电刺激可能通过一个非正常的通路前进。所述的非正常通路可能是确定 的，或可能是功能性的，即没有确定的回路或病灶。

有几种形式的心律失常，由于存在某些确定的解剖学缺陷(如心肌梗塞 所造成的不能导通的创伤组织)而导致非正常电通路的形成，从而导致持 续的心律失常的产生，该心律失常可能在适当的条件下发作。目前对具有 确定通路的心律失常症的医学治疗包括对多余通路的消融。通过用心脏腔 室的电生理地形图对这些固定的解剖学通路进行定位。在目前普及的创伤 最小的方法中，心脏电学活动地形图是在X光透射法(透视法)的辅助下 实现的。为确定心脏的电活动顺序，用一个可调整位置的导管在病人心脏 腔室中的某一位置上来获得该位置上的局部电活动，所述导管的位置是通 过透射图象来估计，在该图象中心脏腔室是看不见的。通过测量从心动周 期内的一个公共参考事件至在心脏的电收缩过程中一个基准点所流逝的时 间，来确定局部电活动时间，该局部电活动时间表示构成一个单个位置的 电生理活动地形图数据点所需要的局部电信息。所述导管头部的位置通过 X线透射法来获得，从而得到一个在病人心脏中的导管的二维映象。由于 心肌对于放射线是半透明的，所以操作者通过将导管头部的映象的形状与 一系列已知的在心脏不同位置的导管形状相比较，来对导管头部进行定位 (通常需要在看了两幅正交的映象之后才能定位)。

为形成一个完整的心脏活动图，需要采样几个数据点。所述导管被移 动到心脏腔室中的不同位置并再次得出电活动，所述导管的头部被重复 在透射法图象中成象且其位置被重新确定。

所生成的活动图被用于确定引起病人心律失常的电学通路。然后利用 通过导管头部释放的射频(RF)能量，造成分散损伤以切断非正常通路。 已经查明这些消融过程对处理那些用这项技术能成功地作出地形图 (mapping)的心律失常，如对具有另外的房室通路的心律失常，具有很 高的成功率。

对另一种心律失常，其病理机制伴随有几种功能性的解剖学上不确定 的多余电传导通路出现。因而，对一个或多个功能通路的消融对这些种 心律失常的治疗是无效的，因为会有不同的功能性的和多余的通路出 现。目前对患这种心律失常的病人的处理仅限于或使用抗心律失常药物 或植入自动的心脏除纤颤器。在一些经过挑选的病例中，通过较大的外 科手术可以达到成功的治疗，在这种外科手术中对心脏组织进行整形， 使得所保留的电传导组织不大可能支持心律失常的产生或维持。这种方 法伴随着很高的术中死亡风险。

心房纤颤(AF)是最普遍的没有解剖上确定的异常传导通路的心律失 常，并且它是健康保护的主要问题。据一项统计，有一百万美国公民患 有心房纤颤疾病，并处于心律失常影响的风险之中。汇编了有关心房纤 颤的发病率的最完整的流行病学数据的文献为《Framingham心脏研 究》(WolF，P.A.，Dawber，T.R.，Thomas，H.E.Jr.，Kannel，W.B.所著的“经 常性心房纤颤及其中风危险的流行病学估计”，Framingham研究，神 经生理学，1978(第28卷)，373至375页)，在这份研究中表明，经 过对健康人30年的追踪之后，发现其中5％以上的人产生心房纤颤。在 25至34岁年龄组的对象中心房纤颤的发病率为0.2％，而从55至64岁 年龄组，发病率不断上升，达到3.8％。总之，在经20年的研究的总人 群中，心房纤颤的发病机会为2.0％。

在健康心脏中，心肌细胞的不应期随心率不同而不同，也随心肌细胞 在心脏腔室中的位置不同而不同，上述不同的方式利于心脏腔室的同步 收缩。在患有心房纤颤的病人中，其心肌细胞的不应期可能不能适当地 响应于心率的变化，并且，在心脏腔室中不应期的空间分布可能是不一 致的。心房纤颤病人的心脏基质通常还表现出超时间传导的迹象。在这 种情况下，在心脏上可能产生了功能性的可再入电传导通路。前人的研 究已经指明，传导速度与心房不应期时间的乘积表明了心房纤颤产生的 倾向。

虽然心房纤颤对大多数病人都是可忍受的，但在有些病人中其危害可 能是严重的。即使是在安静情况下，心输出量也会受到危及，并且在纤 颤的心房的心耳中血液将近停滞，其结果是心脏可能将血栓泵向大脑。

                          非外科处理

处理心房纤颤的最普遍的非外科手段是使用抗心律失常药物，这些药 物或单独使用或与心电复律，如电除颤器，共同使用。这种药学治疗的 目的是试图控制病人的症状。然而，也有一些研究者试图运用药物治疗 以达到正常的窦性心律。药物治疗的效果目前尚没有经大量随机性试验 证实。很多研究已经对某些个别药剂的相关效果进行了评价。然而，没 有一种药剂能控制心房纤颤同时又无临床副作用的影响。另外，没有一 种药剂可以使正常窦性心律保持率能达到40％以上。

非外科治疗手段的另一方面包括降低血栓发生率的对抗措施，如抗凝 聚治疗法。然而，近年研究已经表明，对于具有血栓化危险的病人采用 这种治疗是必要的。

心电复律是通过以电的方式终止心律失常来治疗心房纤颤的另一种 途径。心电复律包括对心肌发射电能，该电能的发射与心电图(ECG) 的QRS复合波是同步的。如果病人的临床状况是稳定的，则心电复律是 处理有症状的或突发性的心房纤颤的一种选择。心电复律可用作为药物 治疗的辅助手段，或作为恢复正常的窦性心律的一种基本方法。尽管复 发率较高，但这种方法对暂短的间断性心房纤颤是非常有效的。用心电 复律法治疗心房纤颤的一个顾虑就是在治疗过程中病人的中枢神经系统 可能血栓化。

如果在处理有症状的心房纤颤时药物方法和电学方法都是无效的，则 可能需要使用一种叫做对房室交界处进行导管消融的侵入性治疗方法。 这种方法的目的就是永久地阻断心房与心室间的传导。通过植入一个永 久性心室起搏器恢复心室节律。该技术在控制室上性心律失常已经取得 成功，其中75％的病人没有使用辅助药物试剂。然而，这种治疗法会引 起整个心脏阻断且需要一个永久性起搏器来维持心室的节律。在同时患 有心肌病的病例中，这种治疗法可能会产生不利的血液动力学影响，因 为失去了时控的心房收缩的力学分布。中风的危险仍然存在，另外，心 室起搏器的植入的复杂性也是目前有所顾虑的原因。

                          外科处理

对患有心房纤颤病人进行外科处理的第一例报告是1990年由Cox，J.L.， 和Schuessler，R.B.和Boineau J.B.发表的文章：心房纤颤外科学，心脏外 科学；该领域的现状综述，1990(第4卷)，第207至217页。在 Williams，J.M.，Ungerleider，R.M，Lofmand，J.K.和Cox，J.L.的文章“左心房 分离：一种处理室上性心律失常的新技术”中也有相应的报告，该文章 发表于胸部心血管外科杂志(Thoracic Cardiovascular Surgery)，1980(第 80卷)，第373至380页。在这一报告中，利用外科技术可以将左心房 的主体与心脏的其它部分间的电学传导进行隔离。这一方法可以成功地 治疗心房纤颤的左心房病灶。然而，虽然已经恢复了窦性心律，但左心 房的力学功能没有恢复，且栓塞的危险依然存在。Guiraudon G.N.，Campbell C.S，Jones D.L.，McLellan D.G.和MacDonald J.L.等人在他 们的文章中报告了一种治疗心房纤颤的通路方法，该文章名为“综合性 窦房结室结分离：对心房纤颤病人进行房室结消融的一种外科选择(摘 要)”，发表于《循环学杂志》(Circulation)1985(12)， PIII-220页。 这种方法使得从窦房结产生的窦性冲动只沿用外科方法形成的通路传递 到房室结然后传递至心室。尽管心脏的心率能够恢复为其正常的窦性节 律，但由于心房的部分不能使心房的收缩有条理化，所以心房的其它部 分仍然处于纤颤中。

在Cox，J.L.，Boineau，J.P.，Schuessler，R.B.，Kater，K.M.和Lappas，D.G.的 文章“做为心房纤颤的一种治疗方法的心房再入的外科阻断”，以及 Olsson，S.B.，Allessie，M.A.，Campbell，R.W.F.(编辑)的文章“心房纤颤：发病 机制和治疗策略”(Futura出版公司，Armonk，NY，1994年)中论述了一 种迷路方法(maze procedure)，在该方法中，经过将心肺旁路进行初始 处理之后，用心麻痹溶液处理心脏，然后在左心房和右心房上切口。外 科切口可开于窦房结的任意一侧。将切口开在窦房结的周围，以保证窦 性冲动只沿一个方向传播。后续的外科切口位置可以使所述冲动能使心 房和房室结都兴奋。外科处理的结果是，由于所有的组织在其去极化之 后都保持于不应期之中，所以从窦房结产生的电冲动不能形成一个可再 入的回路。通过建立一个电传导通路的外科迷路，心房组织可以被刺激 兴奋，但不再需要有基质来支持大的再入。

上述所引用的参考文献所描述的通路法和迷路法都需要较大的开放 性心脏手术。在较长的手术过程中，病人的循环必须由人工心肺分路机 来支持，同时必须绘出两个心房的电活动地形图并需要在心房上开口。 同样，这些方法包括几个在右心房上的开口，这些开口会影响窦房结的 完整性或其动脉血液供应，并且这种方法需要安装永久性的人工起搏器 以克服医源性窦房结损坏和阻滞。另一个复杂之处在于做迷路法手术的 病人容易残留液体。这与外科切口对右心房分泌排钠利尿肽的能力有损 坏有关。

现在已经有关于改善迷路法的文献报导，在报导中已经尝试使用了射 频导管消融法而不是用外科切口来产生传导阻滞线。在 Swartz，J.F.，Pellersels，G.，Silvers，J.，Patten，L.和Cervantez，D.等人所著的发 表于循环学杂志(Circulation)1994年(90，4)期，第2部分第I-335页 的题为“一种用于治疗人体心房纤颤的导管疗法(摘要)”的文章中， 报导了一个用形成在左右心房上的8条消融线治疗成功的病例。所述的 消融线是通过一个具有一个4毫米消融头的7Fr.(长细比)导管形成的， 并使用了7个能与人体的解剖形状相顺应的8Fr.腔内导引器。在 Hains，D.E.，McRury，I.A.，Whayne，J.G.和Fleischman，S.D.所著的，发表于循 环学杂志(Circulation)1994年(90，4)期，第2部分第I-335页的题为 “心房射频消融：采用一种新颖的可推广应用的环形导管产生长的直线 形损伤(摘要)”的文章中报导了一种具有8Fr.管茎的并在其形成环形 的端部具有两个刻槽的消融导管的应用。这个报导说明，用这种结构的 导管可以产生长的直线形透壁性心房损伤。在 Seifert，M.J.，Friedman，M.F.，Selke，F.W.和Josephson，M.E.所著的，发表于 循环学杂志1994年(90，4)期，第2部分第I-595页的题为“心房纤 颤的射频迷路消融(摘要)”的文章中，报告了从传统设计的发射板发 射的射频能的心外应用，该应用可以产生直线形的损伤。他们在五头猪 上进行了研究，在其中四头上取得了技术上的成功。

上述所讨论的外科和非外科技术各自具有某些缺点。因而，对处理如 心房纤颤这样的无分散目标的心律失常的形式有很强的需求，以克服或 减小上述缺点。

                         发明目的

本发明的一个目的就是提供一种治疗心律失常的方法。

本发明的一个目的是提供一种治疗无确定异常通路的心律失常(如心 房纤颤)的装置和方法。

本发明的又一个目的是提供一种装置和方法，以构成一种介入疗法， 能减少支持无确定的异常通路的心律失常(如心房纤颤)的病因。

本发明的这些或其它目的将随着下面的讨论而变得更为明显。

                          发明概述

本发明包括用于定位、做地形图、起搏和消融导管的头部的装置以及 用这些装置治疗无分散目标的心律失常的方法。例如，一个患有心房纤 颤或突发性心房纤颤的病人可以作为所述新的做地形图法和消融术的受 试者。

根据本发明，求得对病人心脏腔室的解剖学描述即心脏腔室的物理尺 寸并用可定位的导管来形成病人心脏的活动图。从所述的活动图中推导 出心脏的传导速度图。然后，求出不应期图。从所述传导速度图和不应 期图中得出的适当的值被用于形成一个尺寸图，然后对该图进行分析以 确定消融的线或点。

根据本发明，提供一种确定用于治疗病人心脏心律失常的消融线或点 的装置，包括：(a)对所述心脏上的多个点实施成像操作的成像导管；(b) 显示器，所述显示器上包含具有在每个点处的局部尺寸值的尺寸图；以 及(c)分析所述尺寸图以确定心脏消融线或点的分析器。

具体地说，根据本发明，一种确定用于治疗病人心脏心律失常的消融 线或点的装置包括：

(a)形成病人心脏的一个腔室的全部或其一部分的尺寸图的装置；其 中所述形成所述的尺寸图的装置包括：

形成所述腔室或其一部分的活动地形图的装置；

从所述的活动地形图中得出一个传导速度图的装置；

形成所述腔室或其一部分的不应期图的装置；以及

将传导速度图的值乘以不应期图的值的装置；以及

(b)分析所述尺寸图以确定消融线或点的分析器。

                         附图简述

图1是用于治疗心房纤颤的导管消融和地形图的一个实施例的流程 图；

图2是一个心脏的示意图，图中示出了一个单个参比导管和做地形图 /消融导管的可能放置位置；

图3是产生心脏活动地形图的程序的流程图；

图4是用于得出传导速度图的程序的流程图；

图5示出了用于形成不应期图的步骤的流程图；

图6的流程图描述了用于计算尺寸图的程序；

图7的流程图描述了用于设计消融线的程序；

图8a表示了沿着线性传导阻滞的圆形的再入回路；

图8b示出了一个椭圆形的再入回路是怎样在消融线中形成的，所述 消融线位于沿着一个线性传导阻滞的可能的圆形的再入通路的外缘；

图8c示出了一条距线性传导阻滞边缘稍稍不到2a远的可能的消融 线，该消融线可以防止圆形的和椭圆形的消融线在阻滞旁形成；

图9a示出了环绕于近似于圆形的传导阻滞的可能的圆形的再入回 路；

图9b示出了沿着近似于圆形的传导阻滞的边缘的可能的圆形的再入 回路；

图10展示了可能的消融线λ和Ψ，它们可以防止长度为D或长于D的 圆形的回路在近似于圆形的传导阻滞旁或环绕近似于圆形的传导阻滞形 成；

图11示出了长度为D的椭圆形的再入通路是如何在圆形的传导阻滞 和所述的消融线λ和Ψ之间形成的；

图12a示出了将一个消融线放在距传导阻滞边缘稍小于2a的部位上 是怎样防止再入通路形成于阻滞旁的，因为形成一个回路所需要的曲率 将大于a；

图12b示出了在阻滞与消融线Ψ之间放置附加的径向的λ式的线是如 何防止再入回路在传导阻滞旁形成的，因为在Ψ线内没有足够大的面积 以形成长度为D的再入回路(其曲率大于a)；

图13示出了将所述的消融线Ψ认为是一个圆形传导阻滞，则计算λ式 和Ψ式消融线将防止在其周围和其旁边形成再入回路。其它消融线也可 能被使用，以将所推荐的线优化成为总长度最小。

图14描述一个电磁地形图/消融导管头部定位系统的可能实施例；

图15描述了一个电磁地形图/消融导管头部定位系统的可能的压电实 施例；

图16描述了一个设计用于系统的电磁实施例的导管头部的可能的实 施例；且

图17描述了使用系统的一种压电实施例的可定位的导管头部的一个 可能实施例。

                          发明详述

本发明涉及一种用于处理无分散目标的心律失常的装置和方法，用以 收集有关病人心脏的信息并对这些信息进行处理以确定消融的点或线。 本发明的最基本目的是消除纤颤。在一些病例中，可以使纤颤的频度或 持续时间减小到最低程度，但不能完全消除。

用一种或多种可调节位置的基准点和地形图/消融导管来生成心脏腔 室的活动地形图，并生成一个心脏腔室的三维几何图。然后通过在活动 图上进行空间推导以形成一个传导速度图。从心脏腔室中检出的其它信 息被用于生成一个不应期图，然后用来自于不应期图和传导速度图中的 值来生成一个尺寸图。对所述尺寸图进行分析而确定消融的线或点。

参照附图可能可以更好地理解本发明。图1是用一个其头部可定位的 做地形图和消融导管的装置进行导管做图和心房纤颤消融的整体方法的 流程图。根据本发明的一个可能的实施例，在局部麻醉下经腹股沟静脉 插管，并将几条导管导入心脏腔室中。每个导管的头部都是可定位的。 一条或多条基准导管被插入到并被定位于固定位置(步骤1)上，并将在 做地形图和消融过程中一直保留在那里。例如，如图2所示，示出了一 个在冠状窦或右心室尖部(RVA)10的单独的基准导管的可能视图。在 一些可能的实施例中，基准位置可能是从体外获得的，例如，是从病人 的皮肤上获得的，只有插入心脏的导管是所述的地形图/消融导管。

除导管之外，一个地形图及消融导管13被引导(2)入右心房14中。 接下来的形成活动地形图的步骤(3)在图3的流程图中被绘出。在做地 形图的过程(3)中，病人应该处于常规的窦性心律的状态下(15)。这 个状态可以通过用体外除颤器对病人进行心脏复律来达到。用定位器将 与基准导管10有关的地形图导管13的位置连续保存下来，下面将对此 进行充分的讨论。通过利用在地形图导管13的头部内或头部上的电极， 将导管13放置在心房16的位置12上。只有在例如证实了具有稳定的 位置、稳定的活动时间和对于导入的低幅值非刺激电流(例如低电流射 频电源)具有稳定的及合适的局部阻抗，由此证实了与心内膜接触后， 才能记录局部的活动(17)。然后得出局部的电活动，并记录与体表QRS 波群的基准点相关的局部活动时间(18)。

在获得每个数据点后，所述的活动图将被更新(19)，并且所获得的 (位置及局部活动时间的)信息将被成象为正在研究的心房的活动地形 图(20)。在同一时间，电活动传播的解剖学障碍(如静脉入口、韧带 等传导阻滞)的位置被记录成为与局部电活动无关的位置，如同与心内 膜接触不好被证实的一样。不断得出更多的数据点，直到叠加在腔室解 剖图的重建图上的活动地形图足够详细为止(21)。

从所形成的活动地形图中推导出一个传导速度图。在一个优选实施例 中，通过对所述的活动地形图(22)进行空间推导(23)和适当的插值 (24)，以形成传导速度图(25)。所述的传导速度图(25)可以单独 显示或叠加在腔室解剖图的重建图上。

图5为示出在“做不应期图”(5)之后的步骤的流程图。同样，病 人必须处于常规的窦性心律状态(26)，这种状态可以通过心脏复律来 达到。移动地形图导管以接触心房的一个位置的心内膜(27)，并且， 当已经证实接触是稳定的之后(28)，一个外部刺激器以一个程控序列 向心内膜施放电刺激(29)(在一串恒定速率的起搏之后加一个超前的 附加刺激)。这个心房的外部起搏串的每次重复都有一个超前的附加刺 激以一个较短的间隔与其相配合(30)。用于与超前刺激相配合的不能 导致局部活动的最长时间间隔被确定为局部不应期(31)。上述信息被 记录并被汇入至地形图计算中(32)，换言之，用多个局部不应期值成 象为一个心房的局部不应期图(33)，且上述处理一直持续至产生一个 足够详细的地形图为止(34)。另外，所述的局部不应期可以通过在每 一位置测量其单相活动电位(MAP)期间的时间来近似估计出(35)。 通过依次测量局部活动时间和局部不应期，可以在与所述活动地形图相 同的位置收集用于不应期图的数据。或者，每个地形图的数据还可以在 不同位置收集。

传导速度(mm/ms)与不应期(ms)的乘积产生了一个距离(mm)，刺 激波前必须在一个再入回路中传播这样一段距离以使全部回路传播完时 总是到达紧接着不应期末尾的下一个单元，即，这时它已经准备好可以 接受刺激。经过计算预先求得的传导速度图与不应期图的乘积以获得所 述的尺寸图6，所用的计算过程在图6的流程图中示出。传导速度图上的 局部传导速度V可逐点地被不应期值RP来乘(39)，以生成每点的局 部尺寸值D，即D＝V×RP。如果有两个独立的位置序列被用于产生所述 活动地形图和所述不应期图，则对于传导速度图的每个数据点(36)， 通过在不应期图(38)上进行点间插值的方法(37)来计算相应的不应 期值RP。然后将所有的点D显示在尺寸图中(40)，这个尺寸图可叠加 显示在心脏的解剖图上(41)。

当形成了活动地形图和尺寸图之后，其中包括的信息将被处理以计算 出可能的消融线和/或点。这些计算与下述假设有关，即任何电活动波前 都将以一个不太弯曲的路径扩展。基于实验数据，电活动波前的最小曲 率半径估计为a，a值大约确定为3mm。一个半径为a的圆可以这样定义， 即该圆周长x为可能在人心脏中的物理上最短的圆周路径，其中x＝2πa。 在人类正常的心脏中，如果电活动波前是在这样一个圆周路径中传播， 则它将不会产生一个再入回路，因为当电活动波前到达圆周的起点时， 下一个单元仍处于不能被刺激状态(即不应状态)，因此所述电活动的 圆周通路将被终止。即使在圆周通路的半径远远大于a时，正常人的心 脏也不能产生可再入回路。但是，在患有心房纤颤的病人的心脏中，电 活动波前的传导通常要慢得多，并且波前可能晚于那个位置的不应期到 达圆周通路的尾部。因而只要波前传播的通路的长度至少为局部尺寸值 D，则将存在许多可能的传播回路而导致再入。

根据本发明用三个标准来设计消融的线和/或点：

1.刺激波前的最小曲率半径a。

2.靠近处于心脏的一个特定位置的环附近的任何通路长度必须为 局部尺寸数D，以产生后续的再入传导通路。

3.在窦房结和房室结之间必须保持电连续。

这些标准可能在多个不同的设计用于计算消融线的算法中执行，所述的 消融线可防止在组织中产生再入回路并同时使窦房结和房室结之间保持 电连续。在图7的流程图中示出了这类算法的一个例子。叠加于心房解 剖图之上的尺寸图和活动地形图作为给定的输入(50)，然后识别如确 定性传导阻滞(由心脏的静脉入口、伤痕组织或其它因素引起的)，识 别窦房结(52)和识别房室结(53)之类的重要区域(51)。在这个算 法例子中，计算方法可开始于任何一个被确定的传导阻滞(54)。

对于每个传导阻滞(56)计算可能的消融线λ和Ψ(55)。然后，将每 个消融线假设为一个传导阻滞(57)，并重复计算附加的消融线的步骤 (58)。当可能的消融线序列都被计算出来之后(59)，则优化消融线 的长度和数量，例如用确定最少数量的消融线、最短的消融线、最早生 成的消融线或其它相似的标准来进行优化。所确定的消融线被叠加在一 个三维的解剖图形(60)之上显示出来。

在图8a至图12b中描述了图7中所示的算法的举例性应用。对于一个 理论上的线性传导阻滞65，如图8a所示，长度为D的圆周形再入回路 66可沿着阻滞65的边缘形成。在沿着阻滞65的每一点上的圆周尺寸依 据每个位置的局部D值而定。在这种情况下，可能的消融线Ψ可能是刚 刚在上述圆周的最远的边缘之内的一条直线。由于被消融的组织形成了 传导阻滞，这将防止长度或周长为D或大于D的圆周回路的形成。然而 如图8b所示，所述回路67可能在形状上表现为更椭圆。那么，即使在 应用如图8a所示的消融线之后，长度为D的再入通路也可能在传导阻滞 旁边形成。为防止两种形式的回路的形成，可以在沿最窄的椭圆形通路 的外边缘放置一条消融线。由于通路的最小转弯半径必须至少为a，所以 有可能形成的最窄的椭圆形的宽度应该为2a。那么，一条可能的消融线 68距所述阻滞范围的边缘将具有一个比2a还短的距离ε(如图8c所示)。

在近似为圆形的传导阻滞的病例中，圆周形的再入回路69可以环绕 (图9a)或沿着(图9b)阻滞70形成。用于防止圆周形再入回路69环 绕或沿着圆形传导阻滞70形成的可能的消融线应该为刚刚处于沿着传导 阻滞70的可能的回路的外边缘之内的线Ψ和连接上述消融线与传导阻滞 70的线λ(如图10所示)。

尽管消融线λ可以防止在消融线Ψ中环绕所述传导阻滞形成任何形状 的回路，但还是会在所述消融线与圆形的传导阻滞之间形成更多的椭圆 形的再入回路71(图11所示)。不同的算法会采用不同的消融线以防止 这些形式的再入回路71的形成。由于刺激波前的最小曲率半径为a，并 且在具有线性传导阻滞的情况下一个椭圆形的通路的最小宽度为2a，所 以一个可能的解决方案是在环绕所述的圆形传导阻滞70且距其的距离刚 刚小于2a处放置一条线75(图12a)。另一个解决方案可以是加一条附 加的放射状线λ，由于在消融线Ψ之内的组织中将不再剩下长度为D的可 能通路(曲率总是小于或等于a)，所以这种方法将能够防止再入回路的 形成(图12b)。

接着，对环绕和沿着每一个确定的传导阻滞的可能的消融线进行计 算。然后在计算中考虑Ψ形式的消融线，因为它们可以被认为是传导阻滞 (图13)，并且可以被用于使所有可能的消融线的总长度最小化。上述 过程将被重复，直至心房的全部区域都被覆盖且没有可能形成再入回路 的区域为止。

然后，从一个不同的传导阻滞开始重复上述整个计算过程，因为根据 不同的起始点，可能的消融线的总长度会不同。在完成起始于每个传导 阻滞的全部计算之后，将选出满足于前面所述的三个标准的最优化(最 短/最容易实施，或一些其它标准)推荐消融线序列，并将其叠加于心脏 的解剖图上显示出来。

计算机所生成的边界线可以与窦房结、房室结及血管进入腔室的入口 的位置一起叠加于心脏的解剖图之上。由于导管头部是可以连续定位 的，所以它可以被叠加显示以指导消融过程的实施。地形图和消融过程 的结果将通过另一个活动地形图过程来检查。

可以通过一些技术来达到地形图和消融导管头部的实时定位。用X光 透视法进行心导管头部定位的优势在于它是基于使用常规、实用的导管 并易于操作。但是，这种方法的最好分辨率为1cm左右。另一个缺点就 是使用X线进行地形图过程需要重复使用透射法，因而使操作者和病人 暴露于X线放射之下的机会增多。

在最近十年中，供选择的方法已经发展为用非离子波或场在做地形图  过程中进行导管永久性成象的方法，并且这些方法具有防止病人和操作 人员受到放射暴露的优点。这些方法能提供比X线放射技术提供的定位 信息更为高质量、高分辨率的定位信息。一些技术实现已经在Van Steenwyk的第4173228号、Breyer的第4697595号、Blood的第4945305 号和Pfeiler的第5042486号美国专利中公开。其它发现导管头部实时定 位的可能方法的实施例将在下面讨论。这些非x线定位技术的一般性物 理原理是：使用安装于导管头部上的电磁波或声波发射器，这些波被连 接或排列在病人体内或旁边的接收天线接收，并转换成为电信号。然后 导管的定位可以被叠加在显示心壁结构的心脏腔室图上，所述的心壁结 构用同样或其它成象方法获得，或通过对在做地形图过程中所接收到的 多个心内点所形成的表面进行图象重建而获得。在另一个优选实施例 中，导管的头部为一个接收天线，而一个外部天线为发射天线。

为了用电磁场的方法定位导管头部，导管头部的标记通过一个暴露于 导管头部的天线来实现，并具有一个指向导管内或沿着导管的天线馈 线。一个电子天线(双极)或一个如磁控电阻传感器、同心线圈、饱和 式磁力仪、霍尔效应传感器、线圈等的磁天线都可以使用。所述天线可 以被用做接收天线或发射天线，并具有放置在病人体外的起相应的发射 天线功能或接收天线功能的体外天线。

对于使用声场，地形图/消融导管头部的定位可以通过放置在地形图/ 消融导管头部腔内的压电元件来实现，或通过一个在地形图/消融导管头 部上的压电涂层来实现。一个或多个参比导管使用同样的结构，即，在 导管头部有一个压电晶体或有一个压电涂层。一个或多个参比导管及地 形图/消融导管中的每一个都被用做声场的发射或接收部件。定位地形图 /消融导管头部的方法基于对每个导管相对于在做地形图过程中处于固 定位置的一个或多个参比导管位置的相对位置的确定。所有导管的相对 位置都是用每个导管到一个或多个参比导管的距离的三角测量来计算。 每个导管在轮到它时都发射一个声场，并且一个或多个导管中的每一个 的所述发射的到达时间都被记录下来。然后计算距离以进行三角测量并 计算出地形图/消融导管相对于确定的参比导管或导管网架的定位。在一 些可能的实施例中，可以将参照物或参比导管放置在病人体外，例如放 在病人的皮肤上。

导管头部上的传感器是根据待检测的参数以及与定位场波的相互作 用而构成的。例如，用于传导局部电活动的金属电极可以与使用电磁波 的定位技术发生相互作用。在一个优选实施例中，通过使用合成材料的 导体可以解决上述问题。当导管头部被用于测量单相活动电位时，所述 头部可能是，例如，银的氟化物。在这种情况下，信号放大应该是宽带 直流和双极耦合。

导管头部上的发射部位是根据将要被发射的能量的特性而设计的。在 本发明的实施例中，所述发射部位是检测电极，并具有能检测电活动的 电极功能、可以发射射频能量以对靠近发射部位的组织进行消融的天线 功能，或具有发射电刺激以在那个位置对心脏进行起搏的功能。

在本发明的另一个实施例中，在导管头部中有一个热敏电阻以测量所 述头部的温度，作为控制发射到组织中的能量的量的手段。

有关所述的定位、放置和检测技术，以及检测的、参比和消融导管的 构成和应用，特别是使用射频或激光能量的消融导管的构成和应用，在 前面已经列出有关参考文献，在下列专利中有更为详细的描述：美国专 利第5391199号、1994年8月19日递交的第08/293859号未决的美国专 利申请和1995年1月24日递交的第PCT/US95/01103号PCT专利申请。 这些专利是普通转让的并且都被本文引作参考。

更为特别地，一个电磁定位系统可能的实施例可以如图14所示。一 个导管77被导入病人体内的心脏腔室78中。在导管的头部具有一个或 多个接收天线79，例如从1到10个。发射天线81由发射器80来供给能 量。例如，发射天线可以是偶极子或线圈。一个接收器82用于定位导管 头部。所述的接收器82通过多个接收天线79接收由天线81产生的电磁 波。在导管头部83a上放置有一个电极83，该电极接收心脏腔室肌肉的 局部电活动。电极83的信号被提供给电生理信号处理器84，该处理器通 过从参比点绝对时间中减去局部电活动绝对时间的方法计算局部心脏周 期的局部电活动时间延迟，所述参比绝对时间是从体表心电图85中测得 的。从接收器82来的信号和生理信号处理器84的输出信号被提供给信 号处理器86，该处理器形成一个活动地形图的图象。

代表心脏腔室构造的信息通过一个独立的输入87提供给所述的信号 处理器。所述的图象被叠加并显示在显示器88上。

为克服由于每一心动周期的心脏的重复运动而带来的问题，所记录的 定位信息被对应于心动周期的固定点选通。因而，被研究的心脏腔室的 解剖图将被“冻结”并在心动周期内的一个时间基准点处与所述腔室的 几何形状相对应。

在一个优选实施例中，在所述导管头部77内的天线79为发射天线， 而接收天线被放置于病人体外。

根据另外一个优选实施例，做为电磁操作设备的替代物，所述发射器 和接收器可以是一个超声波发射器及接收器。

图15描述了利用压电方式进行测量和定位所述地形图/消融导管的系 统。在这个特殊例子中，使用了三个参比导管。一个多路转换器89在一 个中央处理器90(CPU)的控制下控制分别安装于四个导管内的每个压 电晶体91、92、93和94的连接，四个导管中有一个为地形图/消融导管， 其它三个为参比导管。内部装有四个放大器95、96、97和98，其中一个 放大器95与发射装置99相连，而其它三个放大器96、97和98与接收 装置100相连。所述CPU顺次地对每个导管进行选通控制，以使每个导 管在其选通时间时与发射装置99相连而其它导管则与接收装置100相 连。CPU选通函数的基本频率可以由用户进行程序控制，通常为所用的 压电晶体的基本频率的十分之一(在40-80HZ之间)。所述发射装置 99被设计为可以用一个线性频率扫描装置101通过一个放大器95来驱动 压电晶体。振荡器102以CPU 90控制的速度在一个预先程控好的频带内 扫描。

图16详细示出了用于与系统的一个电磁实施部件结合在一起使用的 导管的导管头部。接收天线103在外皮104的内部被靠近导管头部安放。 所述导管具有一个头部电极105，并可以具有一个附加电极106，这些电 极与接在导管的近端的导体107、108相连。

图17详细示出了设计用于一个压电实施例系统的所述导管的头部。 所述压电晶体109被安放于导管头部110内，并且有两条导线111和112 用于接收或发射来自于或传至压电晶体的电磁信号。在一个用于压电实 施例的导管头部110的备选实施例中，一个生物兼容的压电材料可以被 安装在导管远端的外表面上，所述的涂层在两个不同的点被分别连接在 两个导线上。

前面所述的个别的实施例是对本发明的说明。然而可以理解，在不背 离本发明的精神或者权利要求书的范围的条件下，还可以采用本领域技 术人员公知的或本文公开的其它手段。