ES2261350T3 - Cateter multielectrodo, sistema y procedimiento. - Google Patents

Cateter multielectrodo, sistema y procedimiento.

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ES2261350T3
ES2261350T3 ES01305875T ES01305875T ES2261350T3 ES 2261350 T3 ES2261350 T3 ES 2261350T3 ES 01305875 T ES01305875 T ES 01305875T ES 01305875 T ES01305875 T ES 01305875T ES 2261350 T3 ES2261350 T3 ES 2261350T3
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Alexander Goldin
Asher Holzer
Michael Levin
Avraham Matcovitch
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Biosense Webster Inc
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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.
Campo de la invención
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.
Antecedentes de la invención
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.
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.
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.
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.
Sumario de la invención
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.
Breve descripción de los dibujos
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.
Descripción detallada de las realizaciones preferidas
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.
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.
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).
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).
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).
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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