CN115697229A - 在消融系统中的自适应ecg触发 - Google Patents

Abstract

使用心脏信号作为治疗输送的触发器的用于进行消融治疗的方法和装置。在脉冲电场输出之前和/或之间，可以对所述心脏信号本身进行分析，以相对于所述心脏信号中的基准值确定何时可以安全地输送所述输出。在一些示例中，使治疗输送的时间适合于患者的当前心脏状态，诸如心率。在其他示例中，可以对触发信号进行分析，以确保所述触发器本身被适当地检测到。

Description

在消融系统中的自适应ECG触发

相关申请的交叉引用

本申请要求于2020年4月21日提交的且题为在消融系统中的自适应ECG触发的美国临时专利申请号63/013,161的权益和优先权，其公开内容通过引用并入本文。

背景技术

切除或破坏患病组织是许多癌症治疗方法的目标。肿瘤可以通过手术切除，然而，侵入性较小的方法引起更多关注。组织消融是破坏体内不良组织的微创方法。已经开发出多种消融技术，其中的许多使用经由放置在目标组织上或插入目标组织中或邻近目标组织的探针而进行的电或其他能量的施加。例如，基于热的热消融会增加热量以破坏组织，而冷消融则相反，从而通过施加低温而导致细胞死亡。射频(RF)热、微波和高强度聚焦超声消融可以各自用于将局部组织温度提高为远高于身体的正常37摄氏度。不可逆电穿孔(IRE)使用电场将细胞膜中的孔扩大到超过恢复点，从而由于缺少专利细胞膜而导致细胞死亡。IRE通常使用比射频消融更窄的脉冲宽度来减少热效应。

在施加电信号以用于消融目的，存在有干扰心动周期的小风险。更特别地，在心动周期的易颤期的期间被施加至患者的电压可能触发心律失常。例如，在T波期间施加的心脏刺激有诱发潜在危险的室性心律失常，诸如心室颤动的风险。

美国专利10,130,819讨论了一种治疗方式，其中检测到了心动周期的R波，从而生成触发两个事件的同步信号。首先，在同步信号之后的固时间间段(50毫秒(ms))生成消融治疗信号。其次，设置空白期，在此期间，阻止进一步的同步信号触发进一步的治疗。在一些示例中，如果在空白期接收到进一步的同步信号，美国专利10,130,819随后将延长空白期，以阻止噪声或非R波心脏伪影错误地触发治疗。然而，该专利并没有讨论将使治疗适合于患者的心律的调整，而只是通过延长空白期来解决阻止可能出现的错误治疗输送的问题。

期望有新的和替代的系统和方法来确保安全操作。

发明内容

本发明人已经认识到，除了其他之外，需要解决的问题是需要新的和/或替代的方法来使用患者感测到的心脏信号来识别用于施加消融治疗的安全窗口。在一些示例中，对心脏信号或ECG进行检测和分析，以确定用于治疗输送的适当窗口。虽然一些先前的系统可能会检测到R波并且等待固定间期的到期，以便在S-T段期间输送治疗，但这种方式未能考虑到患者个性化的心动周期的时间和/或形态，也无法在执行治疗方案期间适应患者的心率。本发明旨在用更具适应性的方式来解决这个问题。一些示例响应于心率来修改时间。一些示例中断治疗输送，以感测心脏信号并且更新治疗窗口参数。一些示例并入使用噪声检测、参数匹配或其他指标来对感测的心脏信号进行的双重检查，以确认对心动周期的检测并且避免不正确的治疗输送时间。

第一个说明性和非限制性的示例采用了消融系统的形式，该消融系统包括：脉冲生成装置，脉冲生成装置用于生成输出脉冲以响应于一个或多个触发信号而用于消融的目的；触发装置，触发装置具有输入装置，输入装置用于从患者接收心脏信号信息并且发出触发信号以用于进行消融治疗；以及联接到脉冲生成装置和触发装置中的至少每一个的系统控制器，改进包括：触发装置包括分析装置，分析装置用于分析接收到的心脏信号信息并且识别用于进行消融治疗的安全时间段，并且其中触发装置被配置为发出触发信号，使得脉冲生成装置在安全时间段期间生成输出脉冲以用于消融目的。

另外地或替代地，触发装置被配置为操作分析装置以分析在输送治疗方案内的至少一个消融治疗之后安全期的时间。

另外地或替代地，分析装置被配置为通过计算针对患者的心脏搏动率以及调整针对安全期的起始点或安全期的持续时间中的一个或多个来确定安全期。

另外地或替代地，触发装置包括感测装置，感测装置用于感测心动周期以及识别其中的R波和T波中的一个或多个，其中分析装置被配置为通过如下来设置所述安全期：估计在R波之后预期会有T波的时间以及将安全期设置为在R波结束之后开始并且在T波开始之前结束。

另外地或替代地，触发装置包括感测装置，感测装置被配置为感测心动周期并且识别至少包括R波的心动周期的一个或多个特征；以及分析装置包括确定装置，确定装置用于确定在心动周期中从R波开始到安全开始时间的延迟，并确定在限定安全时间段期间从安全开始时间到结束时间的时期。

另外地或替代地，感测装置被配置为将T波识别为心动周期的特征中的一个；并且确定装置被配置为将结束时间识别为在T波之前的时间。

另外地或替代地，触发装置包括：感测装置，感测装置被配置为感测心动周期并且识别在心动周期中的事件；以及确认装置，确认装置用于确认在心动周期中识别的事件；其中触发装置被配置为仅响应于识别的、确认的事件来发出触发信号。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波，并且确认装置被配置为比较识别的事件与R波模板，以确认识别的事件是R波。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波，并且确认装置被配置为计算识别的事件的压摆率并且与阈值进行比较，以确认识别的事件是R波。

另外地或替代地，该系统还包括用于感测声音、压力或运动中的一个或多个的传感器，其中：感测装置被配置为识别R波；以及确认装置被配置为使传感器的输出与识别的事件相关联，以确认识别的事件是R波。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波，并且确认装置被配置为计算识别的事件的宽度并且将宽度与阈值或存储的值进行比较，以确认识别的事件是R波。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波，并且确认装置被配置为将所识别的事件的振幅与先前R波的存储振幅进行比较，以确认所识别的事件是R波。

另外地或替代地，确认装置被配置为识别和计算与识别的事件相关联的心脏信号中的一个或多个转折点或拐点，并且与阈值进行比较，以及将具有比阈值更高的转折点或拐点的任何识别的事件作为噪声进行拒绝。

另外地或替代地，触发装置被配置为通过以下行为来跨一系列心动周期进行操作：使用限定安全期的第一参数来在一个或多个第一心动周期触发消融；在一个或多个第一心动周期之后发生的一个或多个第二心动周期不触发消融并且操作分析装置以分析一个或多个第二心动周期和计算限定安全期的第二参数；使用限定安全期的第二参数来在第二心动周期之后的一个或多个第三心动周期触发消融。

另外地或替代地，该系统还可以包括探针，其用于将输出脉冲从脉冲生成装置输送至患者。

第二说明性且非限制性示例采用了一种输送消融治疗的方法的形式，该方法包括：感测患者的一个或多个心动周期；相对于一个或多个心动周期的R波来确定用于输送消融治疗的安全期，该安全期至少部分地由相对于R波的延迟间期限定；以及通过感测后续心动周期的R波，等待延迟间期的到期并且发出治疗来使用安全期输送消融治疗。

另外地或替代地，该方法还包括重新分析在输送治疗方案内的至少一个消融治疗之后的安全期。

另外地或替代地，确定安全期的步骤包括使用感测的一个或多个心动周期来计算患者的心率，并且通过估计在R波之后预期会有T波的时间并且设置延迟间期，使得安全期发生在T波之前来设置安全期。

另外地或替代地，安全期限定延迟间期和持续时间两者，并且确定安全期的步骤包括使用感测的一个或多个心动周期来计算患者的心率，并且通过估计在R波之后预期会有T波的时间并且设置延迟间期，使得安全期结束在T波之前来设置安全期。

另外地或替代地，确定安全期的步骤包括在感测的心动期间内检测R波和T波中的每一个，并且设置延迟间期，使得安全期将在后续心动周期的T波之前发生。

另一个说明性且非限制性示例采用了一种输送消融治疗的方法的形式，该方法包括：感测第一心动周期并且响应于感测到的心动周期生成触发信号；在触发信号之后等待所计算的延迟到期并且将消融治疗信号输送至患者组织；感测一个或多个后续心动周期并且分析一个或多个后续心动周期的一个或多个特征；响应于所分析的一个或多个后续心动周期的一个或多个特征来调整所计算的延迟；感测第二心动周期并且响应于感测的心动周期生成触发信号；在触发信号之后等待所调整的计算延迟的到期，并且将消融治疗信号输送至患者组织。

另一个说明性且非限制性示例采用了一种输送消融治疗的方法的形式，该方法包括：感测患者的一个或多个第一心动周期；分析所感测的一个或多个第一心动周期，当可以安全地输送消融时，相对于心动周期的可检测段识别安全的时间窗口，并且设置用于相对于可检测段限定安全窗口的一个或多个参数；通过：检测在患者的心脏信号中的至少一个第二心动周期的可检测段；使用设置的参数来确定相对于检测到的可检测段而言安全窗口将何时出现；输送在安全窗口中的至少一个消融治疗信号；暂停以感测至少一个第三心动周期并且响应于感测到的至少一个第三心动周期来调整设置的参数来输送一个或多个消融治疗信号。

另外地或替代地，该方法还可以包括感测第四心动周期并且使用调整的设置参数来输送消融治疗。

又一个说明性且非限制性示例采用了一种管理消融治疗的方法的形式，消融治疗是通过检测心动周期而触发的，该方法包括：使用第一组治疗输送参数，输送一个或多个消融治疗脉冲，该第一组治疗输送参数至少包括延迟间期，其中通过感测心脏信号分量，等待延迟间期的到期并且进行消融治疗脉冲中的至少一个来输送一个或多个消融治疗脉冲；暂停治疗以感测一个或多个无治疗的心动周期，而不具有源于任何消融治疗脉冲的干扰；分析感测到的一个或多个无治疗的心动周期并且构造包括所调整的延迟间期的第二组治疗输送参数；以及使用第二组治疗输送参数，通过感测心脏信号分量，等待所调整的延迟间期到期以及进行消融治疗脉冲中的至少一个来输送一个或多个消融治疗脉冲。

另外地或替代地，心脏信号分量是心脏R波。

另外地或替代地，分析一个或多个无治疗的心动周期的步骤包括确定至少一个无治疗的心动周期的的至少R波和T波的时间信息，并且使用时间信息来设置所调整的延迟间期。

另一个说明性且非限制性示例采用了一种管理消融治疗的方法的形式，消融治疗是通过检测心动周期而触发的，该方法包括：感测在心动周期中的事件；比较所感测的事件与一个或多个参数以确认对事件的适当感测；以及如果未适当感测到事件，抑制消融治疗直到感测到至少一个后续事件；或者如果适当感测到事件，则输送消融治疗。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括计算所感测的事件的一部分的压摆率，并且比较该压摆率与一个或多个阈值。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括执行所感测的事件的小波变换以生成一组基函数并且比较基函数中的至少一个与预期值。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括相对于存储的模板执行相关分析并且确定所感测的事件是否与存储的模板相匹配。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括相对于之前感测到的事件执行相关分析并且确定所感测的事件是否与之前感测到的事件相匹配。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括识别电信号中的峰值，并且确定在声音、压力或运动信号中的峰值是否在时间上与电信号中的峰值相关。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括计算与电信号中的峰值相关联的宽度，并且比较该宽度与阈值或存储的值。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括计算电峰值的振幅，并且与之前感测到的事件的所存储的振幅进行比较。

另外地或替代地，比较所感测的事件与一个或多个参数的步骤包括对在所感测的事件的段中的转折点进行计数并且比较所计数的转折点的数量与一个或多个阈值。

对于之前的示例和替代方案来说另外地或替代地，消融治疗采用了一阵单独脉冲的形式。

另一个说明性且非限制性示例采用了一种消融系统的形式，该消融系统包括消融生成器，其具有用于发出消融脉冲的一个或多个输出；ECG触发电路，其被配置为分析患者的心脏ECG并且生成触发消息以触发消融脉冲输出；脉冲生成电路，其用于生成消融脉冲输出；以及系统控制器，其联接到脉冲生成电路和ECG触发电路中的至少每一个，该系统被配置为执行如前所述的示例和其替代方案或附加方案中任一个所述的方法。

另外地或替代地，该系统还包括ECG感测系统，其包括至少一个皮肤电极和相关联的导体，消融生成器包括用于经由相关联的导体联接到至少一个皮肤电极的至少一个输入，其中ECG触发电路包括模拟滤波器、放大器、数字滤波器和适于识别心脏搏动的ECG分析电路。

该概述旨在提供对本专利申请的主题的介绍。其不旨在提供对本发明的排他性或详尽的解释。包括详细描述以提供关于本专利申请的更多信息。

附图说明

在不一定按比例绘制的附图中，相同的数字可以在不同的视图中描述相同的组件。具有不同字母后缀的相同数字可表示相同组件的不同实例。附图通过示例而非限制的方式大体示出了在本文件中所讨论的各种实施例。

图1示出了在患者和目标组织上的在使用中的说明性消融系统；

图2示出了采用框形式的说明性消融系统；

图3示出了用于参考的说明性心脏信号；

图4至5是示出了选定方法的步骤的框式流程图；

图6以图形示出了治疗输送方法；

图7至10以图形示出了分析心脏信号以确认搏动检测的方式；

图11是示出了另一种方法的框式流程图。

具体实施方式

图1示出了在患者和目标组织上的在使用中的说明性消融系统。示出了消融探针10，其包括在其远端处延伸至多个组织刺穿电极12的细长轴14。一旦进入患者20的目标组织22，组织刺穿电极12可以延伸或缩回。该设备的近端由电连接16联接到消融生成器18。在美国专利5,855,576和6,638,277，以及美国PG专利号20190223943中讨论了这种探针100的各种特征和可能的增强，该专利的公开内容通过引用并入本文。

该系统被示为具有ECG检测器30。在一些示例中，ECG检测器可以是单独的单元，其具有自己的用于感测和分析患者的ECG的电路。当使用单独的单元时，ECG检测器30可以被配置为通过有线连接器或无线链接(诸如蓝牙或Medradio)向消融生成器18进行通信。在其他示例中，ECG检测器30可以是一组电极，其被配置为放置在患者的胸腔内或上以感测心脏电信号，其中消融生成器18包括用于分析接收到的信号的内部电路。在其他示例中，可以提供不同的或附加的传感器，包括加速计、麦克风、光学探测器等，以用于感测任何心音、心脏运动和/或血管或心内流量或压力信号中。如果需要，可以单独或一起使用一种以上的感测模态(诸如心音传感器和一组表面ECG电极)。

图2示出了采用框形式的说明性消融系统。消融系统包括控制器100，例如，控制器100可以是适于执行可编程指令的状态机、微控制器或微处理器，可编程指令可以存储在存储器120中，存储器120也可以用于存储历史、事件、参数、感测状况、警报和各种各样的数据，诸如模板程序、与探针180相关的信息等。存储器120可以包括易失性和非易失性存储器类型，并且可以包括用于使用USB端口联接到可移除存储器元件，诸如SD卡或拇指驱动器的端口。

控制器100联接到显示器110和用户输入件112。显示器110和用户输入件112可以通过包括触摸屏而彼此集成。显示器110可以是计算机屏幕和/或触摸屏并且还可以包括灯和扬声器以提供附加的输出状态或命令、口头提示等。用户输入件112可以包括键盘、鼠标、轨迹球、触摸板、麦克风、相机等中的一个或多个。用户的任何输入都可以由控制器100操作。控制器100可以包括一个或多个专用集成电路(ASIC)以提供附加功能，诸如用于过滤和分析ECG以用作触发信号的ASIC，或用于处理从探针设备接收的信号的模数转换电路。

为了本文的目的，控制器100和/或触发电路160可以并入用于接收和处理ECG类型信号的电路。这样的ECG感测系统(无论是在控制器100还是在触发电路160中的)都可以适用于包括至少一个皮肤电极和相关联的导体的系统中。可以在消融生成器上提供用于联接到电极和导体的输入。ECG处理电路可以包括模拟滤波器、放大器、数字滤波器和适于识别心脏搏动的ECG分析电路中的一个或多个。例如，模拟滤波器可以在将传入信号引入模数转换电路(也可以提供)之前或之时向输入信号施加滤波，其中模拟滤波器使用，例如，1至4赫兹范围的高通滤波以及40或更高赫兹的低通滤波，诸如通过提供3至40赫兹的带通来去除DC和高频分量。数字滤波可以根据需要使用类似的极点和零点，并且也可以包括用于在50或60赫兹范围内的线路信号的带阻滤波器。例如，可以使用在心脏装置(起搏器、除颤器、记录器和/或监测设备，无论是植入的还是外部的)中所使用的电路。在一些示例中，触发电路160可以包括其自己的微控制器、状态机和/或专用集成电路，以及相关联的存储器和逻辑，以允许其执行所存储的指令集来执行分析，诸如对所接收的ECG的分析以识别心动周期、心动周期的分量(R波、T波和本文所述的其他的)，以执行搏动/周期检测，和/或使用下面所述的搏动确认方法来确认搏动检测的正确性或准确性。

控制器100还联接到HV电源框130，其可以包括联接到充电器或电压倍增器的电容器叠柱或其他电源存储设备，该充电器或电压倍增器提供数百到几千伏的从标准墙壁电源电压到非常高压电源的升压。还示出了治疗输送框140并且治疗输送框140可以包括以各种方式布置以将高压或电流从HV电源130路由至探针输入/输出件(探针I/O)170的高功率开关，该探针输入/输出件170继而联接到探针180。在一些示例中，HV电源框130和输送框140可以并入题为“用于选择性细胞消融的波形生成器和控件”的美国PG专利申请号20200289185中所述的电路和方法，该专利的公开内容通过引用并入本文。

探针I/O 170可以包括智能探针接口，该接口允许其使用光学读取器接口(条形码或QR码)或使用可以经由RF读取器读取的RFID芯片或一旦探针180电联接到探针I/O 170上的端口时则可以进行读取的微芯片自动识别探针180。测量电路172联接到探针I/O 170，并且可以用于测量与探针相关的电压、电流和/或阻抗，诸如测量流过至探针180的连接的电流或在探针I/O 170的输出处的电压。探针I/O 170可以包括用于治疗输送，或用于感测/测量源于探针180的信号的至探针180的电联接，如有需要，使用例如，感测电极或感测换能器(例如，运动、声音、振动、温度或光学换能器)以及光学I/O以允许输出或接收光学能量，诸如使用组织的光学询问或发出在治疗水平或甚至在消融功率水平的光。在一些实施例中，并非所有这些选项都是必需的或包括在内。

控制器100还联接到触发电路160和/或通信电路162。触发电路可以包括例如，适于接收电极的ECG联接端口或用于捕获来自患者的表面ECG或其他信号以用于触发治疗模式中的ECG导线系统164。通信电路162可以改为用于无线地获得触发信号，其是外部生成的触发器，或者要由控制器100内部分析的原始信号(诸如ECG)。通信电路162可以包括具有蓝牙、Medradio或WIFI天线和驱动电路中的一个或多个的收发器，以在执行治疗方案之前、期间或之后无线地传送状态、数据、命令等。如果需要，触发器160本身可以具有专用收发器，而不是依赖于系统通信框160。

探针180可以采取任何合适的形式，诸如

针，或美国专利号5,855,576、6,638,277和/或美国PG专利申请号2019/0223943中所示的探针，该专利的公开内容通过引用并入本文，或其他合适的消融设计，诸如使用多个探针，其各自包括集成至一个结构中或单独放置的针电极。探针180可以包括一个或多个无关电极或返回电极，诸如可以侵入皮肤放置的板。

在一个示例中，消融生成器100可以具有提供多个消融模式的能力，诸如通过使用第一参数提供热消融，以及使用第二参数提供非热消融，诸如，不可逆电穿孔。第一参数和第二参数可以导致消融输出信号中不同的频率含量。消融生成器可以被配置为向触发电路160提供用于编程治疗输出的频率含量信息，以供ECG检测器或检测电路使用，作为响应，ECG检测器或检测电路可以计算用于模拟或数字滤波的值，以确保从ECG波形去除消融信号。例如，数字滤波可以依赖针对特定频率定制的滤波系统；滤波系数可以响应于消融信号内容进行调整。在另一个示例中，考虑到在不同治疗模态中所使用的不同频率范围，ECG检测器或检测电路可以被配置有可选择的滤波器设置。在另一个示例中，ECG检测器或检测电路可以适用模拟滤波，通过，例如，修改在滤波电路中所使用的电容或电阻(如通过切换电阻器或电容器，通过增加电容器或电阻器或从电路移除电容器或电阻器，或通过调整电位计的值进行)，以确保从ECG波形移除消融信号。

在这种背景下，确保消除消融信号可以通过调整例如，滤波器的特征频率或角值或滤波器Q值来执行。在特定的示例中，消融生成器可以由用户配置以输送一阵治疗脉冲，其中该阵包括由峰值间期分开的脉冲峰值。在相对简单的方式中，可以提供与尖峰间期相关的值。在更复杂的示例中，消融生成器可以包括处理器，其适于执行频率分析，诸如对编程的治疗模式进行的快速傅里叶变换，无论使用的是脉冲串还是其他信号。在其他示例中，治疗输出可以根据特性被分类为高、中、低频，并且ECG检测器或检测电路可以被配置有针对高、中或低频分类中的每一种的对应的滤波能力。在另一个示例中，ECG检测器可以根据输送的是双极还是单极治疗来使用不同的滤波器或检测设置。如果治疗输出的预期频率含量是，例如，高于至少500赫兹，一些示例可以改为省略这种自适应滤波能力，这是因为心脏信号的典型频率含量在约3至约40赫兹的范围内，这意味着目标是移除线电压信号(50或60赫兹，这取决于地理环境)的低通滤波方法也将有效地阻止较高频率含量。

图3示出了用于参考的说明性心脏信号。使用传统的命名技术示出了针对心脏信号的几个特征的心脏信号迹线，包括P波(心房除极)、QRS复合波(心室除极)(其中R波被示为最大尖峰)以及T波(心室复极)。心脏响应于所施加的电刺激，这取决于刺激相对于ECG波形特征的时间。在P波上或前施加的刺激可以触发有节奏的心搏，从而导致一次可能与心房收缩不同步的心室收缩；一次这样的事件不可能是有害的。在QRS复合波期间和在QRS复合波之后的短时间段期间施加的且在S-T间期中在200处突出显示的刺激通常将不会具有任何影响(没有非常大的振幅)，这是因为心脏在这个时间窗口期间对刺激有抵抗力。然而，在T波期间施加的刺激可能是危险的，这是因为其可能触发心室颤动或多形性室性快速性心律失常，这两种情况都可能导致患者的血压下降到零，这是因为混乱的心律无法有效地泵血，从而在几秒钟后导致意识丧失以及在缺乏及时的逆转的情况下在几分钟内导致死亡。

已知消融系统可以检测到R波或QRS复合波，并且在窗口200内使治疗输送时间发生。然而，这类系统通常是通过在检测到R波后设置一个固定的延迟来启动用于治疗输送的安全窗口200而这么做的。在202处突出显示的R波和T波之间的间期的持续时间不是固定的，并且因患者而异，以及在给定的患者中响应于搏动率而变化。例如，各种公式(Bazett、Fridericia和Sagiee公式是示例)将QT间期的变化表征为在连续R波之间的间期(R-R间期)的函数。RT间期将占QT间期的绝大部分。Sagie公式为：

QTlc＝1000*(QT/1000+0.154*(1-RR))

其中QTlc是在针对其QT间期在每分钟60次搏动(bpm)下的患者的给定RR间期处的预期QT间期，其对应于在公式中被用作QT的1秒RR间期。在每分钟约60bpm至约130次搏动的范围内，心率每增加10bpm，QT间期，同样的RT间期就会减少约20毫秒(ms)。什么是“正常”的QT间期是一些争论的主题，但通常在60bpm下的正常QT间期可以在约330至约440ms的范围内，其具有一些研究人员所建议的更窄的界限。在一些示例中，QT间期是在程序之前或期间测量的并且用于定制治疗窗口；在其他示例中，假设“正常”的QT间期，诸如在60bpm下的约400ms。

此外，患者的解剖结构不同，从而导致不同的心脏信号传导模式，并且具有肿瘤并且接收针对这种肿瘤的药物或其他治疗的患者可以显示不寻常的传导模式。为了设置固定的延迟，考虑到这些变化，必须嵌入足够的安全边际，从而窄化可用于治疗输送的时间，该时间超过任何给定患者所必需的时间。

另外地，在现实生活和临床应用中，如图3所示的干净的心脏信号可能不会一直发生。例如，在一些患者或在一些导线配置中(即，取决于如何放置ECG捕获电极)，R波可能不太突出，或者在振幅上类似于例如，T波。一些患者具有更宽的QRS复合波。一些患者将会受到外部噪声、运动伪影和/或肌电位噪声(有时由骨骼肌组织生成的或由横膈膜生成的信号)的影响。一些患者可能会经历异常搏动，诸如期外收缩搏动(例如，室性期前收缩)。由于消融系统依赖于安全窗口200的使用来避免有害的治疗输出，因此应该将消融系统设计为在设置治疗输送窗口200之前确保检测的准确性。

本发明人已经注意到这些问题，并且试图在一些示例中为特定的患者，在一些示例中为心律，以及考虑到在触发治疗时可能错误识别R波来定制安全窗口200的定义。

图4至5是示出了选定方法的步骤的框式流程图。以图4开始，为患者的当前心脏状态定制一种消融输送方法。治疗方案在300处开始，并且在302处计算患者的心脏搏动率。考虑到心率，然后设置在治疗中使用的延迟间期，如在304处所示。

例如，在每分钟60次搏动下使用400ms的基线QT间期，然后可以定义100至200ms的治疗窗口，从而使用在R波或QRS检测之后为约50至约100ms的开始时间，并且设置在预期的T波之前为约50至约100ms的结束时间。在该评估中，可以使用RT或QT间期；一般来说，对于大多数患者而言，RT间期将比QT间期短20至40毫秒，然而具有宽QRS复合波的患者也可以具有更短的RT间期。

如果心率被测为每分钟100次搏动，则假定QT和/或RT间期会相应地缩短。可以使用上面注明的公式之一(例如Bazett、Fridericia或Sagie)，或者可以应用简化版本(60以上每10bpm减少20毫秒)，并且在304处计算治疗窗口时间和/或持续时间。在一些示例中，治疗窗口持续时间是固定的，而治疗窗口开始前的延迟间期则可以进行调整；在其他示例中，调整延迟和持续时间，在其他示例中，仅调整治疗窗口持续时间。因此，下面的图表反映了一个说明性示例：

搏动率	假定的QT	延迟	持续时间	边际
					60bpm	400ms	100ms	200ms	100ms
80bpm	360ms	80ms	180ms	100ms
					100bpm	320ms	60ms	160ms	100ms
120bpm	280ms	50ms	130ms	100ms
					140bpm	240ms	50ms	90ms	100ms

在该示例中，治疗窗口开始前的延迟具有为50ms的最小值，并且从治疗窗口结束至T波假定开始的边际被设置为100ms，从而反映出一个事实，即与治疗发生在太接近T波开始的情况相比，前端延迟带来较小的风险。如所注明的，在其他示例中可以使用更复杂的分析以找到假定的QT。在其他示例中，在表中所示的延迟最小值和边际值可以不同。如可以从图表看出的，在几种情况下，用于治疗的窗口持续时间超过100毫秒；这比具有固定窗口的一些现有技术的系统可用的窗口持续时间长得多，在该现有技术的系统中，对治疗的唯一限制为是否观察到患者的心率超过阈值。对于现有系统而言，治疗窗口是固定的，以便适应最高的可接受的心率，从而导致过短的窗口，并且可能延长在消融手术中所花费的时间。至少有两种可以影响在消融手术中所花费的时间的方式。首先，为了达到成功的治疗结果，人们需要足够的时间来完成目标组织的消融。其次，对于一些治疗类型而言，使用在时间上紧密间隔的脉冲的累积效应(参见，例如，美国专利8,926,606，其讨论了用无法单独实现IRE，但却累积起来实现IRE的脉冲的脉冲列来实现IRE)；并且使脉冲列中的时间量延长的能力可以增强这种治疗。

在304处设置了延迟间期的情况下，该方法继续在306处进行治疗输送。治疗输送306可以包括在310处所示的子例程，其包括搏动检测312，接下来是等待期314，并且随后是发出治疗输出。在一些示例中，等待期可以用于确保可以在发出治疗输出之前完成其他分析，诸如对搏动检测的确认。在继续前进至框320以确定是否完成治疗方案之前，可以在306/310处生成跨一个或多个心脏搏动的一个或多个治疗输出。如果方案未完成，则该方法返回至框302。当返回至框302时，可以采取几种方式中的任一种。在一个示例中，在治疗输出之后和检测到后续心动周期之前返回至框302，其中速率是使用最近检测到的R波或QRS复合波计算的，治疗可能已经施加至该R波或QRS复合波。在其他示例中，返回至框302表示治疗暂停或中断，并且观察一个或多个心动周期以在302处根据未输送消融治疗的心动周期来计算搏动率。这种暂停是可选的。在返回至框302之后，重复框304和306，从而再次引向框320。该过程可以迭代，直到治疗方案完成，此时该过程在322处结束。尽管未示出，但当计算搏动率时，该方法可以将搏动率与高或低的边界条件进行比较；如果违反了任一个边界，治疗则可以中断，并且可以生成输出警报或其他通知信号，从而指示如感测到的心律不在预期行为内。然后，医师可以确定是否应该继续或停止治疗，或者是否需要其他行动(除颤、心动过缓起搏、药物输送等)。

图5示出了另一个示例。在这里，治疗方案在框350处开始，并且在352处分析患者的心脏搏动或周期。框352中的分析可以是手动的或自动的，并且可以包括识别心脏信号的特征，诸如，例如，在给定的心率下的QT间期。也可以测量和/或记录其他特征，诸如，例如，QRS宽度、P、R或T波中任一种的振幅、P波或QRS复合波的形状、在相对于基线的ST间期期间的信号的形状/升高、R波与其他特征(例如，P、Q、S或T)的比率、这些波中的任一种的极性、P波、QRS复合波段或T波中任一种的压摆率和/或这些特征的逐搏稳定性。

在一些示例中，步骤352测量当前的状态，而不试图对心律行为进行建模，诸如，通过测量QT或RT间期进行。然后，该数据可以被直接送入框354，以设置用于要在QRS或R波检测之后进行输送的治疗的安全窗口。如在其他示例中的，安全窗口可以被设置为在R波之后的某个延迟处开始，并且在T波之前终止。根据安全窗口的持续时间，可以调整作为消融治疗要输送的脉冲串，如在356处所注明的。例如，可以发出治疗脉冲串作为一系列方波脉冲，其各自具有由脉冲间间期分开的脉冲宽度，直到设定数量的脉冲为止。脉冲串的持续时间是脉冲数量乘以脉冲宽度的积加上脉冲间间期，并且该持续时间可以进行调整，如在356处所示，以适合安全窗口，或者使安全窗口的利用最大化。也可以或改为输送非脉冲串治疗。

在一些示例中，可以在单个安全窗口中输送多个脉冲串。例如，一些IRE和其他非热治疗可以使用在小于10微秒的范围中的非常窄的脉冲宽度；假设为20微秒的脉冲间间期和为5微秒的脉冲宽度，则可以在1毫秒(25微秒乘以40个脉冲)内输送40个脉冲的脉冲串。如果使用为5毫秒的脉冲串间周期，则可以在120毫秒的治疗窗口中输送20个脉冲串，而在90毫秒的治疗窗口中只能提供15个脉冲串。

在354处设置安全窗口的情况下，在356处调整任何脉冲串参数，并且如在358处所示输送治疗。再次地，治疗输送可以包括在360所示的子例程，其具有搏动检测362、等待时间364和在366处的治疗发出。在358处的治疗输送可以根据需要操作子例程360一次或多次。如果方案在370处完成，该方法则结束；否则，其返回至框352。

另一个示例通过在第一次迭代中使用图5的方法，收集包括患者特定的QT间期信息的心脏搏动数据并且随后使用心率来进行调整(如图4中所示)以用于一个或多个后续迭代来混合图4至图5的方法。例如，QT间期可以每分钟测量一次，而搏动率则以持续进行的方式进行测量，其中每一个都被用来对患者和患者的当前状态的定制针治疗窗口。在一些示例中，图5中的方法对尚未接收治疗的搏动/心动周期执行搏动分析，并且使用速率分析，而不考虑心动周期是否接收到治疗。因此，可以使用两种方法的多种混合体。

图6以图形示出了治疗输送方法。一些增强和独特的操作模式一起在图6中进行突出显示。首先，如在400和410所示，反复进行消融的安全期，例如，在每次消融治疗输送之前。所示方式为交替的心脏搏动输送消息治疗，并且使用非治疗的搏动以确定治疗窗口。例如，对搏动430进行分析以设置安全期，如402所示，其随后通过在412处检测QRS复合波和在414处发出治疗而在搏动432的安全期期间用于输送治疗。另外地，所示的方法在发出治疗之前，在422处执行对搏动确认的额外分析。下面还讨论的各种确认方法。

在该示例中，在框402中通过分析搏动430来确定安全期。分析可以，例如，识别在搏动320中的R波和T波，并且随后限定用于治疗输送的安全期的参数，以在R波后开始并且在T波前结束。在412处感测/检测下一个搏动432，其中使用源于框402的安全期设置在414处发出治疗之前确认搏动发生在422处。在另一个示例中，还为搏动430执行搏动检测412和确认422，以提供用于分析框402的准确数据。在414处发出治疗之后，为搏动434、436重复该过程，其中使用搏动434在404(在该示例中以类似于框402的方式进行操作)处设置安全期。在416处进行感测/检测在436处的搏动，在424处进行确认并且随后在418处发出治疗。

在另一个示例中，在412处QRS的检测可以伴随基准点，诸如R波峰值或在R波之前或之后的拐点的识别一起发生，以用于重复地启动延迟期。例如，如果感测电路向心脏信号施加检测阈值以检测心脏事件，则相对于实际Q或R波的发生检测的时间点可能由于基线漂移或信号形态的变化而变化。通过使用搏动检测来进行对基准点的下一次搜寻以用于延迟和/或安全期计算，该系统还可以针对患者的实际心律来定制分析。

图7至10以图形示出了分析心脏信号以确认搏动检测的方式。在图7中开始，在450处示出了理想化的心动周期以供参考。一种用于确认搏动检测的说明性方式是参考压摆率，如在460处所示。压摆率指示每单位时间内电压变化得多快。在该示例中，P波具有压摆率462，R波具有压摆率464，并且T波具有压摆率466。有特性地，R波的压摆率464大于本示例中其他波形特征的压摆率。因此，较高的压摆率可以用于确认已经检测到R波，而较低的压摆率则用于确定尚未检测到R波。在检测到QRS的情况下，最长的正压摆率周期或第一长压摆率周期或其他特性可以用于从QRS复合波的倾斜段中进行选择，以用于压摆率评估中。可以通过分析患者的一个或多个心动周期来预设或计算用于区分R波与使用压摆率的T波和/或P波或其他特征/特性的参数。

另一种用于确认搏动检测的说明性方式是参考宽度，如在470处所示。P波具有宽度472、R波或QRS复合波具有宽度474，并且T波具有宽度476。有特性地，T波宽度476比其他两个选项中的任一个更长。因此，如在470所示，宽度可以用于确认对R波的检测，而较长的宽度(例如，高于100毫秒的阈值)可以用于标记不适当的T波检测。一些患者具有宽QRS复合波，并且可以针对这些患者通过提前测量R波或QRS宽度来设置用于宽度分析中的阈值而定制宽度的使用。应当注意，在该示例中，可能无法容易地区分P波和R波。这个问题可以通过将灵敏度阈值设置为越过P波来解决，P波的振幅通常比R波或T波低得多。在一些示例中，如果使用例如，表面电极来将电极放置在相对于心脏的相对较低的位置中，这可能是一个配置QRS感测电极的问题，这将削弱P波的振幅(其是在心房中生成的)并且因此主要检测在心室中生成的电信号。

振幅是可以使用的另一个度量，如在480处所示。P波具有P波振幅482、R波具有R波振幅484，并且T波具有T波振幅486。在该示例中，R波振幅484显著地高于其他两个482、486。再者，用于ECG检测器或ECG检测电路的感测电极的放置可以进行操纵以有助于使该因素不同。

图8示出了额外的搏动确认标准。可以通过参考R波或QRS复合波的模板510来使用相关分析，诸如相关波形分析(CWA)。模板510可以是在给定时间点形成的存储或静态模板，并且用于分析多个检测到的事件，或者可以是连续更新的或动态的模板，诸如从紧接在前的确认搏动获取的。当模板匹配时，如512处所示，检测到的事件可以被确认为QRS复合波或R波。当模板不匹配时，如与R波模板相比的T波检测时的情况一样，没有发现匹配并且检测到的事件不被视为QRS复合波。

可以使用频率分析来分析该检测，如在520处所示。例如，已知R波具有通常在约20至40赫兹之间的特性频率，而T波则具有约10赫兹及以下的特性频率。因此，频率分析520可以用于查看检测到的事件是否与预期的频率范围相匹配，该预期的频率范围可以预先设置或者可以基于对患者自己的心动周期的分析。在522处，该方法确定感测到/检测到的事件是否与预期的频率范围相匹配；如果是，则在524处确认搏动，并且如果否，则不确认搏动，如在526处所示。P波的频率含量往往与R波的重叠，因此可以使用其他特征来避免P波检测或区分P波与R波或QRS复合波，如上面所讨论的。

可以改用变换分析。例如，可以使用主分量分析(PCA)或小波变换。每个过程生成一组被分析的信号的有特性的特征向量，并且心动周期的不同分量在分析时将具有不同小波或PCA有特性的特征，从而允许区分R波与其他特征。在530处，执行变换，并且在532处，该方法确定变换的输出是否与预期值相匹配。在框532中的预期值可以预先设置，或者可以通过使用至少QRS分量并且使用可能的其他分量来确定在心动周期的不同分量的变换解之间的差异来分析患者的一个或多个心动周期而生成。当出现与R波或QRS复合波的预期值相匹配时，在524处确认搏动，并且如果否，则在526处不确认搏动。

另一种方法是审查在检测之间的间期，如在540处所示。从一个R波到下一个R波的间期通常是相当稳定的，没有心律失常。R-R或QRS-QRS间期的突然变化可能指示心律失常的发生，而R-R间期随时间的不一致性则可能指示有进行性房性心律失常。因此，间期分析可以通过假设在没有错误检测和/或心律失常的情况下，R-R或QRS-QRS间期通常是稳定的而进行使用。因此，在R波检测和T波检测之间的短间期542可以很容易地与例如，两个R波之间的长间期544区分开来。为了进行间期分析，可以存储前一个R-R间期，或可以保持正在进行的平均R-R间期(诸如，前四个R-R间期的平均值)。再者，当有匹配时，可以确认搏动，并且不匹配将不会导致该搏动被确认。

图9示出了另一个示例。在这里，心脏电信号被示为ECG 600，其中在620处示出了心音信号，并且在630处示出了压力信号。首先参考心音与ECG的组合，当R波发生时，通过在心室去极化和收缩时三尖瓣和二尖瓣关闭而引起的第一心音S1将很快出现，这通常小于100毫秒。系统可以寻找S1的出现来确认对R波的检测，如610处所示。另一方面，T波与R波相同的方式在时间上与心音不相关，如在612处所示。第二心音S2是响应于心室中的压力下降到主动脉的压力之下由主动脉瓣和肺动脉瓣关闭而引起的，并且在T波发生后很久才出现。第三心音S3和第四心音S4可以通过其低得多的振幅而很容易地进行区分，并且因此第四心音可能在时间上与P波相关的事实通常不是一个问题(假设第四心音还存在的话)。在使用中，可以设置从R波检测到安全窗口的延迟，以确保在消融治疗输送之前可以观察到第一心音。可植入或可穿戴传器可用于观察心音。

还可以使用在630处所示的压力信号。如在632处所示，压力信号示出了在心室收缩时与心室去极化相关联的显著上升。没有这样的上升与心动周期的任何其他分量相关，并且因此，再者，可以使用这个特征。可植入或可穿戴传感器可以用于观察压力信号。脉搏血氧仪可以捕获到压力信号的类似物，然而，如果脉搏流动信号由于将传感器相对于心脏放置在远侧而延迟，使用放置在末端的脉搏血氧仪则可能会限制该标记物的值。

在这些示例中的任一个中，无法确认搏动可以用于抑制治疗输送。系统可以记录这样的失败，并且随后继续感测以识别后续可能的心动周期，并且将再次分析后续周期以确认搏动检测。如果几次检测连续地无法进行确认，系统则可以生成错误并且提醒用户。

图10示出了一种使用转折点来区分心脏源性信号与非心脏噪声源的方法。在650处示出了R波形态，并且在660处示出了噪声信号。这种噪声可能是非生物性的，诸如在消融手术期间由患者穿戴的装置或由靠近患者的装置生成的噪声，或者可能来自肌电位，诸如骨骼肌噪声或与横膈膜相关的信号。这些非心脏信号往往将具有比心脏信号更高的频率含量，并且因此在窗口内分析时，如在652处所示，用于每个信号的在窗口中转折点的数量将是不同的。窗口持续时间可以是例如，50至100毫秒，并且可以通过确定R波或QRS复合波信号650的转折点1和3来针对特定患者进行定制，这可能对应于R波中最长上升期中的开始以及R波中最长下降期的结束，如图所示。噪声信号660被示为具有比R波(这里是3)更多的转折点(这里是6)，并且这种差异在一些示例中可以用来区分噪声信号660与R波信号650。例如，当分析转折点时，可以设置阈值，诸如5个转折点。具有超过阈值数量的转折点的信号可以作为噪声而被拒绝，并且由噪声引起的搏动将不会被确认。在一些示例中，转折点可以通过使用对传入信号的一阶导数的持续计算来确定，其中计算了一阶导数的零点。在另一个示例中，可以使用拐点(二阶导数零点)来代替转折点。

图11是示出了图7至10的各种确认过程的使用的框式流程图。任何适当数量的特征都可以组合使用，以确认或阻止确认搏动。该方法的流程在框700处开始，在该框处执行了ECG检测。在ECG检测中，ECG中的事件，诸如压摆率或峰值被检测到并且被作为检测的事件。例如，ECG检测框700可以通过以电子方式比较ECG信号振幅(整流或未整流的)与感测阈值而执行，该感测阈值可以是固定的或随时间变化的(诸如，随时间衰减的感测阈值)。在一些示例中，可以在框700处施加检测阈值，其随时间从第一个相对较高的振幅衰减或下降到后来的第二个相对较低的振幅，其中选择第一振幅以便超过患者T波的预期振幅，并且选择第二振幅以超过患者的P波的预期振幅。第一和第二振幅的设置可以根据一个或多个存储值执行，或者可以通过分析一个或多个心动周期来针对特定患者进行定制。至少可以在治疗输出期间施加耐火期，以阻止对治疗本身的检测，并且如果需要的话，可以在此后的一段时间内进行以避免对T波的检测。美国专利号8,565,878(其内容通过引用并入本文)讨论了用于检测心动周期的说明性装置和方法。

在ECG信号中检测到的事件随后可以被传递到确认例程，如在702处所示。该确认例程可以使用在704处所列的分析中的一个或多个。例如，可以使用与ECG信号中检测到的事件相关联的信号与模块(无论是静态的还是动态的，是在CWA、小波、PCA、频度还是其他形态分析中)的匹配，如在706处所示。例如，美国专利申请公布号20090259271、20100004713和20110098585讨论了在确认之前识别过度检测的心脏事件，并且其公开内容通过引用并入本文。可以执行使用第二信号，诸如声音、运动、光学(血氧定量法)或压力信号的确认，如在708处所示，这是通过例如，寻求使ECG检测到的事件与第二信号相关。确认可以包括分析检测，以看看其是由噪声引起的还是被噪声污染了，如在710处所示，诸如通过使用如在美国专利号7,248,921(其公开内容通过引用并入本文)中的分析而进行。确认也可以指代信号本身的特征，诸如压摆率712、振幅714和/或宽度716。框704中的每个特征已经在上面提供的各种示例中进行了解释。可以使用框704中从一至所有的任何数量的分析。

如果检测到的事件通过了确认例程，则在720处确认搏动，并且在724处输送治疗。接下来，该方法在726处确定是否完成了治疗方案，并且如果是，该方法在728处结束。如果尚未完成方案，则该方法返回至框700。

如果检测到的事件未通过确认例程，则该方法前进至框730。在730处丢弃ECG检测，以阻止基于未确认的检测的治疗输送。该方法随后可以确定是否存在错误状况。例如，如果在一段时间内(例如，3至5秒，或更少或更多)没有确认搏动，这可能被认为是错误-要么患者正在经历已使ECG信号中断的心脏停搏或心律失常，要么发生了一些事情以使ECG信号感测停止，诸如导线或电极的断开，使与ECG检测器的通信中断，或者导线/电极相对于患者组织/心脏发生位移。在另一个示例中，如果几个检测连续地未通过确认，或者如果在一个时间段内的阈值数量的ECG检测未通过确认(诸如，5秒内有3次失败或一些其他的组合)，这可能指示包括可能的心律失常的发生、电极的位移或断开、引入损害感测的噪声源等的各种问题中的任一个。如果在732处发现错误状况，系统会停止/中断治疗例程，并且向医师生成警报，如在734处所示。警报可以是听觉、视觉和/或触觉警报中的任一个或其组合。如果在732处未发现错误状况，该方法返回至框700。

在图11中，虽然未示出，可以使用上面在图4至6中所示的方法来调整在724处的治疗输送的参数，诸如包括，例如但不限于心率和在心动周期的特征之间的间期的所检测到的心脏信号的特征来定制用于输送治疗的安全期。治疗方案可以中断，诸如图6中所示，以允许调整用于输送治疗的安全期。

还可以针对心脏起搏的背景来定制上述示例中的任一个。在一个示例中，患者可以在消融治疗期间接收心脏起搏治疗，作为消融治疗的辅助手段，或者是因为患者依赖于起搏器。起搏器可以采取任何形式(例如，植入的经静脉或无导线起搏器，或外部起搏器)，并且可以与消融系统通信或可由消融系统检测到。在一个示例中，可以通过消融系统对这种脉冲(与心脏信号相比，其通常具有不同的频率特性和/或形状)的感测或对起搏捕获的搏动(其在形态上与自然搏动不同)的感测来识别起搏输出。消融治疗可以适于起搏率。此外，在一些示例中，心率可能被过驱动(故意以高于固有速率的速率进行起搏)，这对于确保可预测的心动周期或增加可以随时间生成的消融输出的数量来说可能是有用的。例如，如果消融输出脉冲串在每个心动周期输送一次，在安全的生理边界内使心脏超速起搏则将增加每单位时间的心动周期的数量，从而可能减少完成程序所需的时间。在另一个示例中，增加的起搏率可以用于减少在消融输出之间的恢复时间，这可能增加热效应(如果需要的话)或阻止细胞壁恢复以放大电穿孔的效果。在一个示例中，当起搏的心率保持相对较高时可以输送电穿孔，直到观察到热效应，这时可以减少起搏输出。

在一个说明性的、非限制性的示例中，一个消融系统包括脉冲生成装置，其用于响应于一个或多个触发信号来生成用于消融目的的输出脉冲(这种脉冲生成装置包括HV电源框130和输送框140，如上所示和所述)；触发装置，其具有用于从患者接收心脏信号信息并且发出用于进行消融治疗的触发信号的输入装置(这种触发装置可以如框160所示，和/或可以包括存储在存储器120中用于由控制器100执行的可执行指令，其各自如上所示和所述)；以及系统控制器，其联接到脉冲生成装置和触发装置中的至少一个(诸如，如上所示和所述的控制器100)。在该示例中，一种改进可以包括触发装置，其包括用于分析接收到的心脏信号信息并且识别用于进行消融治疗的安全时间段(可以作为控制器可执行指令实现的或在例如，专用电路，诸如专用集成电路中实现的这种分析装置的操作在图4至6中的每一个中的示例中进行了显示和描述，这包括图4中计算搏动率302和设置延迟间期304，以及在图5中，在352处分析心脏搏动以及在354处设置安全窗口，以及再次在图6中，在400处，包括框402和404，其分析心脏搏动以确定用于后续搏动的安全期何时出现)，并且其中触发装置被配置为发出触发信号，使得脉冲生成装置在这种安全时间段期间生成用于消融目的的输出脉冲(对触发装置的这种利用相对于图2的框160、100和130/140进行了描述，并且在图4的310处、图5的360处以及图6的412/422/414以及416/424/418中每一处的方法示例中示出)。

另外地或替代地，触发装置被配置为操作分析装置以分析在输送治疗方案内的至少一个消融治疗之后安全期的时间(图4示出了从320迭代回302的方法，其中将重新分析时间，图5示出了从框370迭代回352的方法，其中将重新分析时间和安全窗口/安全期，并且图6示出了在对搏动432发出治疗之后对搏动434的分析)。

另外地或替代地，分析装置被配置为通过计算针对患者的心脏搏动率以及调整针对安全期的起始点或安全期的持续时间中的一个或多个来确定安全期(图4明确地示出了对起始点的调整，并且相关联的文本也指示了对安全期持续时间的调整，即框302/304)。

另外地或替代地，触发装置包括感测装置，感测装置用于感测心动周期以及识别其中的R波和T波中的一个或多个，其中分析装置被配置为通过估计在R波之后预期会有T波的时间以及将安全期设置为在R波结束之后开始并且在T波开始之前结束来设置安全期(图4明确地示出了对起始点的调整，并且相关联的文本也指示了对安全期持续时间的调整，即框302/304，并且在至少与图4相关联的文本中描述了特别地在考虑到R波和T波的情况下执行该步骤)。

另外地或替代地，触发装置包括感测装置，感测装置用于感测心动周期以及识别心动周期的一个或多个特征，至少包括R波(在上面的各种示例中，这样的感应装置被描述为包括例如数字和模拟滤波能力，以及放大和模数转换能力作为控制器100或触发器框160中的一个或另一个的组成部分)；并且分析装置包括确定装置，其用于确定从R波开始至心动周期中的安全开始时间的延迟，以及其中限定安全时间段的从安全开始时间至结束时间的时期(在图5中框352处和相关联的文本中，并且还在图6中框402、404处和分析搏动的R波和T波特征以设置安全期的相关联的文本中示出了这种用于分析的方式)。

另外地或替代地，感测装置被配置为将T波识别为心动周期的特征中的一个；并且确定装置被配置为将结束时间识别为在T波之前的时间(在图5中框352处和相关联的文本中，并且还在图6中框402、404处和分析搏动的R波和T波特征以设置安全期的相关联的文本中示出了这种用于分析的方式)。

另外地或替代地，触发装置包括：感测装置，该感测装置被配置为感测心动周期并且识别在心动周期中的事件(在上述各种示例中，这种感测装置被描述为包括，例如，数字和模拟滤波能力以及放大和模数转换能力作为控制器100或触发器框160中的一个或另一个的组成部分)；以及确认装置，该确认装置用于确定在心动周期中所识别的事件；其中触发装置被配置为仅响应于所识别的确认的事件来发出触发信号(这种确认装置可以包括，例如，微控制器、状态机和/或ASIC，以及相关联的存储器和电路，以用于执行相对于图6中的框422、424和/或图11中的框702所述的搏动确认方法)。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波(在上述各种示例中，这种感测装置被描述为包括，例如，数字和模拟滤波能力以及放大和模数转换能力作为控制器100或触发器框160中的一个或另一个的组成部分)，并且确认装置被配置为比较所识别的事件与R波模板以确认所识别的事件是R波(如图11中706处所注明的，使用例如在图8中所示方法中的任一种)。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波(在上述各种示例中，这种感测装置被描述为包括，例如，数字和模拟滤波能力以及放大和模数转换能力作为控制器100或触发器框160中的一个或另一个的组成部分)，并且确认装置被配置为计算所识别事件的压摆率并且与阈值进行比较，以确认所识别的事件是R波(如在图11中712处所注明的以及在图7中460处所示)。

另外地或替代地，系统还可以包括用于感测声音、压力或运动中的一个或多个的传感器(如相对于提供外部ECG传感器所注明的，其可以改为或另外地具有这样的传感器，和/或其中这样的传感器可以设置在探针180内或上，如上所示和所述)，其中：感测装置被配置为识别R波；以及确认装置被配置为使传感器的输出与所识别的事件相关，以确认所识别的事件是R波(如图9的几个示例中所示以及如在图11中框708处所注明的)。

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波，并且确认装置被配置为计算识别的事件的宽度并且将宽度与阈值或存储的值进行比较，以确认识别的事件是R波(在图11的716处和图7的470处所示)

另外地或替代地，感测装置被配置为识别R波，并且确认装置被配置为将所识别的事件的振幅与先前R波的存储振幅进行比较，以确认所识别的事件是R波(如图11的710处以及在图7的框480中所注明的)。

另外地或替代地，确认装置被配置为识别和计算与识别的事件相关联的心脏信号中的转折点或拐点中的一个或多个，并且与阈值进行比较，以及将具有比阈值更高的转折点或拐点的任何识别的事件作为噪声进行拒绝(如图11的710处所注明的以及如图10及相关联的文本中所说明的)。

另外地或替代地，触发装置被配置为通过以下行为来跨一系列心动周期进行操作：使用限定安全期的第一参数来在一个或多个第一心动周期触发消融；在一个或多个第一心动周期之后发生的一个或多个第二心动周期不触发消融并且操作分析装置以分析一个或多个第二心动周期和计算限定安全期的第二参数；使用限定安全期的第二参数来在第二心动周期之后的一个或多个第三心动周期触发消融(在图6中示出了该序列，其中在432处对心动周期进行治疗，在434处重新计算安全期，并且在436处在心动周期期间使用重新计算的参数来发出治疗)。

另外地或替代地，该系统可以包括用于将输出脉冲从脉冲生成装置输送至患者的探针(探针10在图1中示出，并且再次在图2中180处示出)。

这些非限制性示例中的每一个能够独立存在或能够与其他示例中的一个或多个以各种置换或组合相结合。

上面的具体实施方式包括对附图的参考，其形成了具体实施方式的一部分。附图通过图示的方式示出了能够实践本发明的具体实施例。这些实施例在本文中也称为“示例”。这种示例能够包括除了所示或所述的那些以外的元件。然而，本发明人还考虑了仅提供了所示或所述的那些元件的示例。此外，本发明人还考虑了相关于特定示例(或其一个或多个方面)或相关于本文所示或所述的其他示例(或其一个或多个方面)来使用所示或所述的那些元件(或其一个或多个方面)的任何组合或置换的示例。

如果在本文件和通过引用并入的任何文档之间的使用不一致，则以本文件中的使用为准。

在本文件中，如在专利文件中常用的，使用术语“一个”来包括一个或多于一个，其独立于“至少一个”或“一个或多个”的任何其他实例或使用。此外，在下列的权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标记，且不旨在对其对象施加数字要求。

本文所述的方法示例可以至少部分地由机器或计算机实现的。一些示例可以包括编码有指令的计算机可读介质或机器可读介质，该指令可操作以配置电子装置以执行如在以上示例中所述的方法。这种方法的实现可以包括代码，例如微代码、汇编语言代码、高级语言代码等。这样的代码可以包括用于执行各种方法的计算机可读指令。代码可以形成计算机程序产品的部分。此外，在一个示例中，代码可以有形地存储在一个或多个易失性、非暂时性或非易失性有形计算机可读介质上，诸如在执行期间或在其他时间进行。这些有形计算机可读介质的示例可以包括但不限于硬盘、可移动磁盘或光盘、磁带盒、存储卡或存储棒、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)等。

上面的描述旨在是说明性的而非限制性的。例如，上述示例(或其一个或多个方面)可以彼此组合使用。在回顾上述描述后，能够使用其他实施例，诸如由本领域的普通技术人员所使用。

提供摘要以符合37C.F.R.§1.72(b)，从而允许读者快速确定技术公开的性质。应理解，所提交的摘要将不会被用于解释或限制权利要求的范围或含义。

而且，在上面的具体实施方式中，各种特征可以组合在一起以简化本发明。这不应被解释为意指未要求保护的所公开的特征是任何权利要求所必需的。相反地，发明的主题可以在于少于特定的公开实施例的所有特征。因此，以下权利要求作为示例或实施例被并入到具体实施方式中，其中每个权利要求独立地作为单独的实施例存在，且可以预期这些实施例能够以各种组合或置换彼此结合。本发明的范围应参考所附的权利要求连同这些权利要求所享有的全部等同范围来确定。

Claims (15)

1.一种消融系统，其包括：

脉冲生成装置，所述脉冲生成装置用于生成输出脉冲以响应于一个或多个触发信号而用于消融的目的；

触发装置，所述触发装置具有输入装置，所述输入装置用于从患者接收心脏信号信息并且发出触发信号以用于进行消融治疗；以及

联接到所述脉冲生成装置和所述触发装置中的至少每一个的系统控制器，其改进包括：

所述触发装置包括分析装置，所述分析装置用于分析接收到的所述心脏信号信息并且识别用于进行消融治疗的安全时间段，并且其中所述触发装置被配置为发出所述触发信号，使得所述脉冲生成装置在所述安全时间段期间生成输出脉冲以用于消融目的。

2.根据权利要求1所述的消融系统，其中所述触发装置被配置为操作所述分析装置以分析在输送治疗方案内的至少一个消融治疗之后所述安全期的时间。

3.根据前述任何权利要求所述的消融系统，其中所述分析装置被配置为通过计算针对所述患者的心脏搏动率以及调整针对所述安全期的起始点或所述安全期的持续时间中的一个或多个来确定所述安全期。

4.根据权利要求1所述的消融系统，其中所述触发装置包括感测装置，所述感测装置用于感测心动周期以及识别其中的R波和T波中的一个或多个，其中所述分析装置被配置为通过如下来设置所述安全期：估计在R波之后预期会有T波的时间以及将所述安全期设置为在所述R波结束之后开始并且在所述T波开始之前结束。

5.根据权利要求1所述的消融系统，其中：

所述触发装置包括感测装置，所述感测装置被配置为感测心动周期并且识别至少包括所述R波的所述心动周期的一个或多个特征；以及

所述分析装置包括确定装置，所述确定装置用于确定在所述心动周期中从R波开始到安全开始时间的延迟，并确定在限定所述安全时间段期间从所述安全开始时间到结束时间的时期。

6.根据权利要求5所述的消融系统，其中所述感测装置被配置为将所述T波识别为所述心动周期的所述特征中的一个；并且所述确定装置被配置为将所述结束时间识别为在所述T波之前的时间。

7.根据权利要求1所述的消融系统，其中所述触发装置包括：

感测装置，所述感测装置被配置为感测心动周期并且识别在所述心动周期中的事件；以及

确认装置，所述确认装置用于确认在所述心动周期中所述识别的事件；

其中所述触发装置被配置为仅响应于识别的确认事件来发出触发信号。

8.根据权利要求7所述的消融系统，其中所述感测装置被配置为识别R波，并且所述确认装置被配置为比较所述识别的事件与R波模板，以确认所述识别的事件是R波。

9.根据权利要求7所述的消融系统，其中所述感测装置被配置为识别R波，并且所述确认装置被配置为计算所述识别的事件的压摆率并且与阈值进行比较，以确认所述识别的事件是R波。

10.根据权利要求7所述的消融系统，其还包括用于感测声音、压力或运动中的一个或多个的传感器，其中：

所述感测装置被配置为识别R波；以及

所述确认装置被配置为使所述传感器的输出与所述识别的事件相关联，以确认所述识别的事件是R波。

11.根据权利要求7所述的消融系统，其中所述感测装置被配置为识别R波，并且所述确认装置被配置为计算所述识别的事件的宽度并且将所述宽度与阈值或存储的值进行比较，以确认所述识别的事件是R波。

12.根据权利要求7所述的消融系统，其中所述感测装置被配置为识别R波，并且所述确认装置被配置为将所述识别的事件的振幅与先前R波的存储振幅进行比较，以确认所述识别的事件是R波。

13.根据权利要求7所述的消融系统，其中所述确认装置被配置为识别和计算与所述识别的事件相关联的所述心脏信号中的转折点或拐点中的一个或多个，并且与阈值进行比较，以及将具有比所述阈值更高的转折点或拐点的任何识别的事件作为噪声进行拒绝。

14.根据前述任何权利要求所述的消融系统，其中所述触发装置被配置为通过以下行为来跨一系列心动周期进行操作：

使用限定所述安全期的第一参数来在一个或多个第一心动周期触发消融；

在所述一个或多个第一心动周期之后发生的一个或多个第二心动周期不触发消融并且操作所述分析装置以分析所述一个或多个第二心动周期和计算限定所述安全期的第二参数；

使用限定所述安全期的所述第二参数来在所述第二心动周期之后的一个或多个第三心动周期触发消融。

15.根据权利要求1至14中任一项所述的消融系统，其还包括探针，所述探针用于将所述输出脉冲从所述脉冲生成装置输送至患者。

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