[发明专利]具有共轴热电偶的导管

说明书

本发明题为“具有共轴热电偶的导管”。本发明提供了一种改善的热电偶包括拉动共轴热电偶线对，所述线对具有在此第一金属材料和第二金属材料彼此电连接以测量温度的更精确的“热”结。适于与电生理导管一起使用的是包括具有近侧端部和远侧端部的细长主体的改善的热电偶。所述主体包括第一金属材料芯、第一共轴陶瓷材料层、和第二金属材料第二共轴层。所述热电偶还包括所述远侧端部上的焊帽，所述焊帽在所述远侧端部处电连接所述芯与所述第二层。一种制造方法包括将所述主体拉动穿过模具，和对所述主体的远侧端部施加焊料，以在所述远侧端部处电连接所述两种金属材料。

技术领域

本发明涉及导管和电生理导管，具体地，涉及用于心脏组织消融和诊断的导管。

背景技术

心脏和其它组织的射频（RF）消融术为用于在电极的末端处形成热伤消融灶的众所周知的方法。射频电流在皮肤（接地）补片与电极之间或在两个电极之间递送。电极组织界面处的电阻导致小区域的直接电阻加热，所述小区域的尺寸取决于电极的尺寸、电极组织接触区域和电流（密度）。组织加热还由组织内的热向较大区的传导产生。组织受热超过大约50℃至55℃的阈值为不可逆地损伤（经消融的）。

电阻加热通过由于电阻的能量吸收而引起。能量吸收与电流密度的平方相关并与组织电导率成反比。电流密度随着接触区域电导率、电压而变化并与距消融电极的距离的平方成反比。因此，能量吸收随着电导率、施加电压的平方而变化，并且与距电极的距离的四次方成反比。因此，电阻加热受距离影响最严重，并且从消融电极穿透非常小的距离。消融灶的其余部分由电阻加热区域的热传导形成。这将限制强加于可从表面电极递送的消融消融灶的尺寸。

用于增大消融灶尺寸的理论方法将包括增大电极尺寸、增大电极与组织接触的区域、增大组织电导率，和穿透组织以实现更大深度并增大接触区域，以及递送射频直至已实现最大消融灶尺寸（60至90秒完全成熟）。

通过直接方式（用于浅表/皮肤结构）、外科手术方式、内窥镜方式、腹腔镜方式或利用经皮经血管（基于导管的）通路，可将电极引入感兴趣的组织。导管消融为充分描述和通常执行的方法，许多心律失常通过该导管消融来治疗。

导管消融有时受不足的消融灶尺寸限制。血管内方式的组织消融导致不仅加热组织，而且加热电极。当电极达到临界温度时，血蛋白的变性引起凝结物形成。然后，阻抗可上升并且限制电流递送。在组织内，过度加热可引起蒸汽气泡形成物（蒸汽“爆裂(pops)”），所述蒸汽气泡形成物具有不受控组织破坏和身体结构的不可取穿孔的风险。在心脏消融中，临床成功有时被不充分的消融灶深度和横向直径妨碍，甚至当利用具有主动冷却的末端的导管时。理论解决方案已包括增大电极尺寸（增大接触表面和通过血液流动增大对流冷却）、改善电极组织接触、以流体注入主动冷却电极、改变电极的材料组成以改善对组织的电流递送，和使电流递送脉冲化以允许间歇冷却。

传统导管被配备用于测量其适于与组织接触的远侧节段处的温度。通常，这些导管包括热电偶线对80和82，所述热电偶线对从控制柄部延伸穿过导管轴并且进入其中定位有线对的“热”或温度测量结H的远侧节段中。如图3B所示，线对80和82通常被剥去绝缘包皮85、被扭绞、被焊接并且被灌封在形成于远侧末端电极84中的盲孔86中，如本领域已知。然而，由于线对80和82被剥开、被扭绞且通常被以U型转弯88弯曲回到其自身上，故不知道远侧端部“热”结H在盲孔86内或相对于末端电极84的精确位置，即使可能知道盲孔86的深度。一种另选组装方法包括激光剥除双股线的小区域的绝缘层，然后在此位置中将线焊接在一起。形成热电偶结的这两种方法在其于盲孔的最底部处形成结的能力方面受到限制。热电偶结的确切位置为其中电连接线的近侧位置。因此，其中实际测量温度的位置被设计成限制在至少焊点的轴向长度。对于某些类型的导管而言，需要使热结的位置精度降到至少零点几毫米并且将热电偶结尽可能深地放置到孔中。因此，需要一种具有其中知道温度被感测之处的更精确位置的温度传感器的导管。此外，传统热电偶线对具有通常可在这两根线之间分裂或撕裂的如图3C所示的笨拙外形。