消融波形過(guò)零期間心電圖信號(hào)的門控取樣的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明公開(kāi)了一種包括檢測(cè)電路和門控電路的設(shè)備。所述檢測(cè)電路被配置成感測(cè)通過(guò)體內(nèi)探針施加到心臟的射頻(RF)消融信號(hào)，以及識(shí)別其中消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔。所述門控電路被配置成對(duì)所述心臟中采集的心電圖(ECG)信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在所識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)所述ECG信號(hào)取樣。
【專利說(shuō)明】消融波形過(guò)零期間心電圖信號(hào)的門控取樣
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明整體涉及心臟治療，具體地講涉及在RF消融治療期間檢測(cè)心臟信號(hào)的方法和系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0002]用于分離心臟治療中使用的不同信號(hào)的各種技術(shù)是本領(lǐng)域已知的。例如，美國(guó)專利申請(qǐng)公開(kāi)2009/0306641描述了用于阻止射頻(RF)消融能量穿過(guò)起搏電路的陷波濾波器陣列，其公開(kāi)內(nèi)容以引用的方式并入本文。該陣列包括兩個(gè)在用于消融的頻率范圍內(nèi)具有高阻抗的陷波濾波器分支:一個(gè)分支保護(hù)起搏電路和導(dǎo)管末端之間的信號(hào)路徑，并且另一分支保護(hù)返回路徑。濾波器在起搏頻率下具有低阻抗，因此允許起搏在消融的同時(shí)進(jìn)行。
[0003]美國(guó)專利7，894，885描述了用于監(jiān)視受試者的心電圖(ECG)信號(hào)的方法，其公開(kāi)內(nèi)容以引用的方式并入本文。該方法包括:對(duì)來(lái)自至少第一 ECG電極的平均信號(hào)進(jìn)行數(shù)字取樣，確定平均干擾頻率，以及對(duì)來(lái)自至少第二 ECG電極的原始ECG信號(hào)進(jìn)行數(shù)字取樣和緩沖。該方法還包括:過(guò)濾原始ECG信號(hào)以生成剩余信號(hào)，根據(jù)剩余信號(hào)計(jì)算平均干擾頻率下主要干擾信號(hào)的第一振幅和第一相移以及相應(yīng)倍數(shù)的平均干擾頻率下一個(gè)或多個(gè)諧波干擾信號(hào)的第二振幅和第二相移，以及從原始ECG信號(hào)數(shù)字減去主要干擾信號(hào)和諧波干擾信號(hào)，以生成和輸出ECG原信號(hào)。
[0004]美國(guó)專利6，647，289描述了生成生物阻抗感測(cè)信號(hào)的心肺監(jiān)視器，所述生物阻抗感測(cè)信號(hào)基本上不對(duì)植入裝置生成的生物阻抗信號(hào)產(chǎn)生干擾，其公開(kāi)內(nèi)容以引用的方式并入本文。監(jiān)視器檢測(cè)植入裝置生成的生物阻抗信號(hào)。監(jiān)視器分析該檢測(cè)到的信號(hào)，以生成不干擾感測(cè)的信號(hào)的生物阻抗感測(cè)信號(hào)。例如，如果監(jiān)視器生成脈沖感測(cè)信號(hào)，則脈沖在不存在脈沖的檢測(cè)信號(hào)的間隔中傳遞。相似地，如果監(jiān)視器生成高頻率AC感測(cè)信號(hào)，則AC感測(cè)信號(hào)的過(guò)零在脈沖傳遞期間由植入裝置定位。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0005]本文所述的本發(fā)明的實(shí)施例提供了包括檢測(cè)電路和門控電路的設(shè)備。檢測(cè)電路被配置成感測(cè)通過(guò)體內(nèi)探針施加到心臟的射頻(RF)消融信號(hào)，以及識(shí)別其中消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔。門控電路被配置成對(duì)心臟中采集的心電圖(ECG)信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)ECG信號(hào)取樣。
[0006]在一些實(shí)施例中，檢測(cè)電路包括施密特觸發(fā)器，施密特觸發(fā)器被配置成當(dāng)RF消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)時(shí)生成門控信號(hào)。在其它實(shí)施例中，門控電路包括進(jìn)行門控以僅在所述識(shí)別的時(shí)間間隔期間對(duì)所述心電圖(ECG)信號(hào)取樣的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。
[0007]在其它實(shí)施例中，設(shè)備還包括用于設(shè)置預(yù)先定義的窗口的可調(diào)負(fù)載，使得施密特觸發(fā)器被配置成基于RF消融信號(hào)的振幅和可調(diào)負(fù)載上的電壓之間的比較生成門控信號(hào)。
[0008]根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，還提供了包括感測(cè)通過(guò)體內(nèi)探針施加到心臟的射頻(RF)消融信號(hào)的方法。識(shí)別其中消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔。對(duì)心臟中采集的心電圖(ECG)信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)ECG信號(hào)取樣。
[0009]根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，還提供了心臟消融設(shè)備，其包括射頻(RF)消融發(fā)生器、至少一個(gè)體內(nèi)探針以及檢測(cè)和門控單元。射頻(RF)消融發(fā)生器被配置成生成RF消融信號(hào)。所述至少一個(gè)體內(nèi)探針被配置成在心臟中施加RF消融信號(hào)，以及在心臟中采集心電圖(ECG)信號(hào)。檢測(cè)和門控單元還包括檢測(cè)電路和門控電路。檢測(cè)電路被配置成感測(cè)通過(guò)體內(nèi)探針施加的RF消融信號(hào)，以及識(shí)別其中RF消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔。門控電路被配置成對(duì)心臟中采集的ECG信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)ECG信號(hào)取樣。
[0010]通過(guò)對(duì)以下結(jié)合附圖的實(shí)施例的詳細(xì)說(shuō)明，將更全面地理解本發(fā)明:
【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0011]圖1為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例示意性地示出導(dǎo)管消融系統(tǒng)的元件的方框圖；
[0012]圖2A和2B為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例示意性地示出基于消融信號(hào)過(guò)零檢測(cè)生成ECG門控信號(hào)的信號(hào)圖；以及
[0013]圖3為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例示意性地示出同時(shí)進(jìn)行RF消融和ECG感測(cè)的方法的流程圖。
【具體實(shí)施方式】[0014]鐘述
[0015]射頻導(dǎo)管消融(RFCA)是用于治療各種心臟疾病的已知技術(shù)。在該手術(shù)中，體內(nèi)探針，通常為導(dǎo)管，包括遠(yuǎn)側(cè)末端處的消融電極，所述探針經(jīng)由皮膚插入心血管系統(tǒng)，并且通過(guò)心血管系統(tǒng)引導(dǎo)進(jìn)入心臟到達(dá)具有待消融的損傷組織的目標(biāo)區(qū)域。將RF信號(hào)施加到消融電極，以加熱心臟組織以及生成小型不傳導(dǎo)消融灶，所述消融灶局部移除導(dǎo)致心律失常和心房纖顫的心臟電信號(hào)的寄生傳導(dǎo)路徑。
[0016]在施加RF消融信號(hào)的同時(shí)監(jiān)視心電圖(ECG)信號(hào)對(duì)于實(shí)時(shí)評(píng)估該手術(shù)是否改善了心臟功能，或是否需要傳遞更多RF消融是有利的。然而，RF消融信號(hào)本身引起高功率、高頻率電流，所述電流由于RF消融信號(hào)滲漏到檢測(cè)器中打斷ECG信號(hào)而干擾心電圖信號(hào)的檢測(cè)。
[0017]本文所述的本發(fā)明實(shí)施例提供了用于在RF消融信號(hào)存在下感測(cè)心臟ECG信號(hào)的改善的方法和系統(tǒng)。在一些實(shí)施例中，通過(guò)使用公用電極施加RF消融信號(hào)以及接收ECG信號(hào)。ECG信號(hào)可通過(guò)強(qiáng)RF信號(hào)滲漏到ECG檢測(cè)器而被中斷。
[0018]在本發(fā)明所公開(kāi)的實(shí)施例中，檢測(cè)電路識(shí)別其中RF消融信號(hào)的振幅較小(在RF消融信號(hào)的過(guò)零周圍)的時(shí)間間隔。門控電路對(duì)ECG信號(hào)的采集進(jìn)行門控，使得僅在識(shí)別的時(shí)間間隔期間采集ECG信號(hào)。由于RF消融信號(hào)的振幅在這些采集時(shí)間處較小，從RF消融信號(hào)到ECG信號(hào)的干擾減小。
[0019]本文所述的方法和系統(tǒng)提供了 RF消融期間ECG信號(hào)的改進(jìn)的檢測(cè)方法，其消除了對(duì)于昂貴的高衰減濾波器的需要。
[0020]系統(tǒng)描沭
[0021]圖1為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例示出導(dǎo)管消融系統(tǒng)20的元件的方框圖。導(dǎo)管消融系統(tǒng)20 的例子在 2006 年的“Thermocool Irrigated Tip Catheter and Integrated AblationSystem, ”Biosense Webster Inc.(Diamond Bar, California)產(chǎn)品說(shuō)明書中有所描述，該文獻(xiàn)以引用的方式并入本文。作為另外一種選擇，系統(tǒng)20可包括進(jìn)行RF消融的任何其它合適系統(tǒng)。
[0022]導(dǎo)管消融系統(tǒng)20包括消融/ECG導(dǎo)管24。RF消融發(fā)生器28在消融/ECG導(dǎo)管24的遠(yuǎn)側(cè)末端處的消融/ECG電極32上施加RF消融信號(hào)。將消融/ECG導(dǎo)管24引導(dǎo)至心臟36。[0023]當(dāng)消融/ECG電極32接觸心臟組織并且RF消融信號(hào)被施加時(shí)，消融灶如前所述在心臟組織中形成。在消融手術(shù)期間，消融/ECG電極32也感測(cè)心電圖信號(hào)。在圖1中未示出的其它實(shí)施例中，消融/ECG導(dǎo)管可包括偏離消融電極的用于獲得ECG信號(hào)的單獨(dú)電極。作為另外一種選擇，消融和ECG電極可被裝入心臟36中的單獨(dú)導(dǎo)管中。然而，RF消融信號(hào)聯(lián)接或滲漏到ECG電極仍將中斷檢測(cè)到的ECG信號(hào)。
[0024]因此，導(dǎo)管信號(hào)(在圖中以Vcat表示)包括RF消融信號(hào)和感測(cè)到的ECG信號(hào)二者的重疊。然而，RF消融信號(hào)通常明顯強(qiáng)于感測(cè)到的ECG信號(hào)。在一個(gè)示例場(chǎng)景中，RF消融信號(hào)為大約170V，而感測(cè)到的ECG信號(hào)為大約70 μ V。
[0025]在圖1中示出的本發(fā)明的實(shí)施例中，導(dǎo)管消融系統(tǒng)20還包括過(guò)零檢測(cè)/門控電路52，其包括過(guò)零取樣電路40和門控開(kāi)關(guān)44。RF消融信號(hào)通過(guò)用于檢測(cè)RF消融信號(hào)過(guò)零點(diǎn)的電路40進(jìn)行取樣，所述RF消融信號(hào)用于識(shí)別其中瞬時(shí)RF功率較小(處于預(yù)先定義的窗口內(nèi))的時(shí)間間隔。電路40生成用于打開(kāi)或關(guān)閉開(kāi)關(guān)44的門控信號(hào)。當(dāng)對(duì)該門控信號(hào)進(jìn)行門控時(shí)，開(kāi)關(guān)44在識(shí)別的時(shí)間間隔期間關(guān)閉并在其它時(shí)間打開(kāi)。
[0026]在這些時(shí)間間隔內(nèi)，來(lái)自消融/ECG導(dǎo)管24的導(dǎo)管信號(hào)Vcat隨后在RF消融信號(hào)的過(guò)零處精確取樣，其中RF消融信號(hào)功率最小，并將ECG信號(hào)的分量與RF消融信號(hào)有效分離。然后，根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例，ECG原信號(hào)可顯示在ECG監(jiān)視器48上，很少有或沒(méi)有附加的過(guò)濾。
[0027]在圖1中所示的一些實(shí)施例中，過(guò)零檢測(cè)/門控電路52可使用施密特觸發(fā)器56和模數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器60實(shí)施。導(dǎo)管信號(hào)Vcat進(jìn)入施密特觸發(fā)器56和A/D60 二者。施密特觸發(fā)器56包括可調(diào)負(fù)載64，其用于設(shè)置消融信號(hào)過(guò)零周圍的預(yù)先定義的窗口。
[0028]圖1中描述的系統(tǒng)構(gòu)型純粹是為了明確概念而選擇的。在替代實(shí)施例中，可以使用任何其它合適的系統(tǒng)。例如，檢測(cè)電路52不限于施密特觸發(fā)器和模數(shù)轉(zhuǎn)換器，并且可通過(guò)其它技術(shù)實(shí)施。
[0029]圖2Α和2Β為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例示意性地示出基于消融信號(hào)過(guò)零檢測(cè)生成ECG門控信號(hào)的信號(hào)圖。圖2Α和2Β分別示出了相同時(shí)間比例的導(dǎo)管和門控信號(hào)波形。如圖2Α中所示，包括RF消融信號(hào)和小到可以忽略不計(jì)的ECG信號(hào)的導(dǎo)管信號(hào)Vcat根據(jù)時(shí)間t在每個(gè)電壓窗口 AV內(nèi)具有各自的過(guò)零點(diǎn)。
[0030]AV的量級(jí)由圖1的可調(diào)負(fù)載64的值固定。在該實(shí)施中，施密特觸發(fā)器根據(jù)Vcat和可調(diào)負(fù)載上的電壓之間的比較生成門控信號(hào)。如圖2B中所示，施密特觸發(fā)器56的輸出是脈沖串波形Vgate，其脈沖寬度At通過(guò)圖2A和2B 二者中示出的時(shí)間軸上繪制的過(guò)零點(diǎn)周圍AV的量級(jí)確定。
[0031 ] 在脈沖寬度時(shí)間間隔Λ t期間，Vgate使A/D60能夠在Vcat的RF消融信號(hào)分量的過(guò)零周圍的時(shí)間間隔期間對(duì)Vcat取樣，從而允許對(duì)ECG信號(hào)直接取樣，而幾乎不被RF消融信號(hào)中斷。這在圖2B的插圖中概念性地示出。RF滲漏的水平是AV的函數(shù)，由可調(diào)負(fù)載64控制。Λ V越大，時(shí)間間隔Λ t越大，使得A/D能夠在偏離RF消融信號(hào)的過(guò)零點(diǎn)更遠(yuǎn)處對(duì)ECG信號(hào)取樣，其中RF消融信號(hào)的瞬時(shí)RF功率也更高。
[0032]圖3為根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例示意性地示出同時(shí)進(jìn)行RF消融和ECG感測(cè)的方法的流程圖。該方法始于RF消融步驟100處RF消融發(fā)生器28將RF消融信號(hào)施加到消融/ECG導(dǎo)管24的遠(yuǎn)側(cè)末端處的消融/ECG電極32。RF消融電壓是導(dǎo)管信號(hào)Vcat的主分量，Vcat還包含感測(cè)到的ECG信號(hào)的分量。
[0033]在零檢測(cè)步驟110處，過(guò)零取樣電路40檢測(cè)導(dǎo)管信號(hào)Vcat的過(guò)零，如圖2A中所示。換句話講，電路40識(shí)別其中RF消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口 AV內(nèi)的時(shí)間間隔。
[0034]在決策步驟120處，電路52檢查導(dǎo)管信號(hào)Vcat是否穿過(guò)過(guò)零，即零點(diǎn)RF消融功率的瞬時(shí)水平。如果通過(guò)，則電路40生成門控信號(hào)脈沖，如圖2B中所示。在取樣步驟130處，門控信號(hào)Vgate關(guān)閉門控開(kāi)關(guān)44，并且導(dǎo)管信號(hào)Vcat在門控開(kāi)關(guān)44關(guān)閉的時(shí)間間隔內(nèi)通過(guò)門控開(kāi)關(guān)44顯示在ECG監(jiān)視器48上。
[0035]雖然本文所述的實(shí)施例主要討論了 RF消融治療期間使用的大信號(hào)RF波形的過(guò)零處的低水平ECG信號(hào)的檢 測(cè)，但本文所述的方法和系統(tǒng)也可用于其它應(yīng)用，借此在RF能量過(guò)零期間檢測(cè)生物小信號(hào)，所述RF能量在不同的醫(yī)學(xué)治療期間被施加到身體。
[0036]因此應(yīng)當(dāng)理解，上述實(shí)施例均以舉例方式舉出，并且本發(fā)明不受上文特別顯示和描述的內(nèi)容限制。相反，本發(fā)明的范圍包括上文所述各種特征的組合與子組合，以及本領(lǐng)域技術(shù)人員在閱讀上述說(shuō)明時(shí)可能想到且未在現(xiàn)有技術(shù)范圍內(nèi)公開(kāi)的變化形式和修改形式。以引用方式并入本專利申請(qǐng)的文獻(xiàn)將視為本專利申請(qǐng)的整體部分，但不包括在這些并入的文獻(xiàn)中以與本說(shuō)明書中明確或隱含地給出的定義相沖突的方式定義的任何術(shù)語(yǔ)，而只應(yīng)考慮本說(shuō)明書中的定義。
【權(quán)利要求】
1.一種設(shè)備，包括: 檢測(cè)電路，所述檢測(cè)電路被配置成感測(cè)通過(guò)體內(nèi)探針施加到心臟的射頻(RF)消融信號(hào)，以及識(shí)別其中消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔；和 門控電路，所述門控電路被配置成對(duì)所述心臟中采集的心電圖(ECG)信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在所識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)所述ECG信號(hào)取樣。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述檢測(cè)電路包括施密特觸發(fā)器，所述施密特觸發(fā)器被配置成當(dāng)所述RF消融信號(hào)的所述振幅處于所述預(yù)先定義的窗口內(nèi)時(shí)生成門控信號(hào)。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的設(shè)備，并且包括用于設(shè)置所述預(yù)先定義的窗口的可調(diào)負(fù)載，其中所述施密特觸發(fā)器被配置成基于所述RF消融信號(hào)的所述振幅和所述可調(diào)負(fù)載上的電壓之間的比較生成所述門控信號(hào)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中所述門控電路包括進(jìn)行門控以僅在所述識(shí)別的時(shí)間間隔期間對(duì)所述心電圖(ECG)信號(hào)取樣的模數(shù)轉(zhuǎn)換器。
5.一種方法，包括: 感測(cè)通過(guò)體內(nèi)探針施加到心臟的射頻(RF)消融信號(hào)； 識(shí)別其中消融信號(hào)的振幅處于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔；以及對(duì)所述心臟中采集的心電圖(ECG)信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在所識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)所述ECG信號(hào)取樣。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中對(duì)所述ECG信號(hào)進(jìn)行門控包括:當(dāng)所述RF消融信號(hào)的所述振幅處于所述預(yù)先定義的窗口內(nèi)時(shí)，使用施密特觸發(fā)器生成門控信號(hào)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，并且包括使用可調(diào)負(fù)載設(shè)置所述預(yù)先定義的窗口，其中生成所述門控信號(hào)包括:基于所述RF消融信號(hào)的所述振幅和所述可調(diào)負(fù)載上的電壓之間的比較，通過(guò)所述施密特觸發(fā)器產(chǎn)生所述門控信號(hào)。
8.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中對(duì)所述ECG信號(hào)進(jìn)行門控包括:對(duì)模數(shù)轉(zhuǎn)換器進(jìn)行門控以僅在所述識(shí)別的時(shí)間間隔期間對(duì)所述ECG信號(hào)取樣。
9.一種心臟消融設(shè)備,包括: 射頻(RF)消融發(fā)生器，所述射頻(RF)消融發(fā)生器被配置成生成RF消融信號(hào)； 至少一個(gè)體內(nèi)探針，所述至少一個(gè)體內(nèi)探針用于將所述RF消融信號(hào)施加到心臟中，并在所述心臟中采集心電圖(ECG)信號(hào)；和 檢測(cè)和門控單元，所述檢測(cè)和門控單元包括: 檢測(cè)電路，所述檢測(cè)電路被配置成感測(cè)通過(guò)所述體內(nèi)探針施 加的所述RF消融信號(hào)，以及識(shí)別其中所述RF消融信號(hào)的振幅處 于預(yù)先定義的窗口內(nèi)的時(shí)間間隔；和 門控電路，所述門控電路被配置成對(duì)所述心臟中采集的所述 ECG信號(hào)進(jìn)行門控，使得僅在所識(shí)別的時(shí)間間隔內(nèi)對(duì)所述ECG 信號(hào)取樣。
【文檔編號(hào)】A61B18/12GK103479347SQ201310231475
【公開(kāi)日】2014年1月1日 申請(qǐng)日期:2013年6月9日 優(yōu)先權(quán)日:2012年6月13日
【發(fā)明者】A.戈瓦里, A.C.阿特曼恩, Y.伊伊弗拉斯 申請(qǐng)人:韋伯斯特生物官能(以色列)有限公司