用于心律失常诊断和位点确定的医疗设备和方法与流程

用于心律失常诊断和位点确定的医疗设备和方法
1.相关申请的交叉引用
2.本技术要求2021年5月18日提交的美国临时申请63/189,957的权益，该申请如同完整阐述般以引用方式并入。
技术领域
3.本发明涉及心律失常的诊断和治疗。更具体地，本发明涉及获取指示心脏腔室中的区域电活动的信息，以及涉及对致心律失常区域的识别和治疗。


背景技术：

4.心律失常诸如心房纤颤是指心跳过快、过慢或心律不规则的一组情况。心律失常是全世界每年约30万人的死亡原因。一些患有严重心律失常的患者药物治疗不成功，因此可能会建议进行导管消融术，并且其已被证明可以减轻症状并提高患者的生活质量。
5.患者心脏的电标测可以作为决定治疗行动过程(诸如，组织消融)的基础，以改变心脏电活动的传播并恢复正常心律。心脏组织的电特性(诸如，局部激活时间)可以作为心脏内的精确位置的函数来测量。可以使用一个或多个导管来获取数据，该一个或多个导管在它们被推进到心脏中的远侧末端中具有电传感器和位置传感器。通常将在其远侧末端处或附近包括电传感器的导管推进到心脏中的某点处，用传感器接触组织并获取该点处的数据，通过这种方式来测量心脏中该点处的电活动。已开发出多电极导管以同时在心脏腔室中的多个点处测量电活动。数据可以在100个或更多个位点累积以生成详细的心脏标测。
6.在过去的十年中，几项关于人类心房纤颤的标测研究已经做出了重要的观察。持续性心房纤颤期间的心房电描记图有三种不同的模式：基于由等电间隔或低幅度基线分开的每次搏动的离散偏转，单电位、双电位和复合波碎裂心房电描记图(cfae)。cfae区域表示心房纤颤基底位点，并且可以是用于治疗诸如消融的目标位点。通过消融具有持续性cfae的区域，心房纤颤可以被消除或甚至被致使为非可诱导的。
7.具有用于更快和更可靠地识别目标消融位点的改进的碎裂检测系统将是有利的。目前，电压和基质图不足以识别对应于心房扑动的通道或峡部位点。峡部位点(诸如三尖瓣峡部)可能是用于治疗心房扑动的消融目标。具有将提供自动识别碎裂信号的系统将是有利的。对于系统而言，确定哪些碎裂信号与对应于心房扑动的通道或峡部位点相关也是有利的。


技术实现要素：

8.本公开提供了用于对受检者心脏内的心律失常进行诊断和位点确定的医疗设备和方法。计算装置基于导管远侧端部传感器的感测位置来接收、记录和处理与相应心脏组织位置相关联的双极和单极心电图(ecg)形式的ecg信号。分析包括来自对应于心脏组织研究区域内的位置的多个连续心跳的信号的单极ecg，以通过定义对应于相应的双极活动窗口的单极ecg的复合波来识别这些单极ecg中的碎裂单极ecg信号复合波(fuesc)。经识别用
于通过消融进行治疗的心律失常位点包括预先确定数量的单极ecg，该预先确定数量的单极ecg具有预先确定数量的fuesc。
9.可以相对于来自心房组织研究区域的单极ecg的fuesc识别通过消融进行治疗的心律失常位点，这些单极ecg包括来自至少十个连续心跳的信号。
10.在一个示例中，用于对受检者心脏内的心律失常进行诊断和位点确定的医疗设备具有导管部件，该导管部件包括至少一个导管，该至少一个导管具有耦接到具有处理器和相关联存储器的计算装置的多个能够选择性定位的远侧端部传感器，该多个能够选择性定位的远侧端部传感器被配置为感测受检者心脏内的(ecg)信号。该计算装置被配置为基于相应远侧端部传感器的感测位置来接收、记录和处理与相应心脏组织位置相关联的双极和单极心电图(ecg)形式的ecg信号。
11.该处理器被配置为相对于针对其记录单极ecg的心脏组织研究区域，从接收到的单极ecg中识别碎裂单极ecg信号复合波(fuesc)，这些单极ecg包括来自对应于心脏组织研究区域内的位置的多个连续心跳的信号。通过以下方式识别fuesc：从包括第一单极ecg和第二单极ecg的双极ecg中确定双极活动窗口；定义第一单极ecg的一系列复合波，每个复合波对应于相应的双极活动窗口；相对于多个连续双极活动窗口，确定关于第一单极ecg的复合波的多个复合波水平参数；基于该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数计算多个复合波水平评级；使用包括该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数的多个参数和该多个复合波水平评级中的至少一个复合波水平评级，计算关于第一单极ecg的复合波的注释测量质量(qoa)；使用该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数和该多个复合波水平评级中的至少一个复合波水平评级，确定关于第一单极ecg的复合波的证据注释测量(evi)，以及基于每个复合波的qoa和evi计算关于第一单极ecg的复合波的最终分数，使得第一单极ecg的复合波在其最终分数至少为预先确定的阈值的条件下被确定为fuesc。
12.在此示例中，该处理器被配置为将通过消融进行治疗的心律失常位点确定为包括对应于预先确定数量的单极ecg的相应位置的心脏组织位点，该预先确定数量的单极ecg包括预先确定数量的fuesc。
13.该示例性设备还可包括与计算装置耦接的显示器，其中处理器被配置为向显示器输出受检者心脏的心脏组织研究区域的可视化。此类输出显示可以包括：
14.·
远侧端部传感器相对于心脏组织研究区域的相对位置以及由这些远侧端部传感器中的至少一个远侧端部传感器接收到的所选感测ecg；
15.·
被确定为通过消融进行治疗的心律失常位点的心脏组织的视觉指示；以及/或者
16.·
基于所选标准的心脏组织的着色。
17.该处理器可以被配置为通过确定第一活动窗口和第二活动窗口并且在该第一活动窗口和该第二活动窗口重叠20％或更多的条件下融合该第一活动窗口和该第二活动窗口来确定双极活动窗口。
18.该示例性设备可以确定通过消融进行治疗的心律失常位点，其中这些单极ecg包括来自至少十个连续心跳的信号并且心脏组织研究区域为受检者心脏的心房腔室的至少一部分的心房组织。在这种情况下，该处理器被配置为确定的双极活动窗口内的该多个复
合波水平参数可以选自由以下组成的组：复合波可辨别性(cde)、复合波形态稳定性(cms)、复合波定时稳定性(cts)、双极活动窗口开始(cs)、双极活动窗口结束(ce)和双极活动窗口持续时间(cd)、最小/最大幅度比(car)、最小/最大斜率比(cvr)、斜坡数量(cn)、最大斜坡幅度(ca)和最大斜率(cv)，并且该处理器被配置为将通过消融进行治疗的房性心律失常位点被确定为包括对应于至少三个单极ecg的相应位置的心房组织位点，该至少三个单极ecg包括至少三个连续fuesc。
19.该处理器可以被配置为使用选自由以下组成的组的参数来计算该多个复合波水平评级：斜坡数量(cn)、最大幅度(ca)、最大斜率(cv)、相对幅度范围(arest)、相对斜率范围(vrest)、绝对幅度范围(ascale)和绝对斜率范围(vscale)，并且/或者基于由以下组成的组中的至少两个参数来计算qoa：ascale、vscale、arest、vrest、car、cvr、单极/双极斜坡重叠(ubo)、cms、cts和cde。该处理器还可以被配置为确定第一单极电描记图的复合波的电位类型为单电位、双电位、碎裂电位还是高度碎裂电位，并且基于以下公式计算关于第一单极ecg的复合波的qoa：
[0020][0021]
其中n为参数的数量，pi为上面列出的n个参数中第i个参数的值，w
p,i
为取决于电位类型p的第i个参数的权重值。
[0022]
该处理器还可以被配置为将关于第一单极ecg的复合波的最终分数计算为evi加m之和的百分比，其中evi被确定为基于对应于幅度标度、复合波宽度和幅度比分类的表条目以及第一单极ecg的斜坡数量和电位类型的百分比，并且m基于以下公式计算为百分比值：
[0023][0024]
一种用于对受检者心脏内的心律失常进行诊断和位点确定的示例性方法包括：基于导管的相应远侧端部传感器的感测位置来接收、记录和处理与相应心脏组织位置相关联的双极和单极心电图(ecg)形式的ecg信号。相对于针对其记录单极ecg的心脏组织研究区域，从接收到的单极ecg中识别碎裂单极ecg信号复合波(fuesc)，这些单极ecg包括来自对应于心脏组织研究区域内的位置的多个连续心跳的信号。
[0025]
fuesc可通过以下方式识别：
[0026]
·
从包括第一单极ecg和第二单极ecg的双极ecg中确定双极活动窗口，并且定义第一单极ecg的一系列复合波，每个复合波对应于相应的双极活动窗口；
[0027]
·
相对于多个连续双极活动窗口，确定关于第一单极ecg的复合波的多个复合波水平参数；
[0028]
·
基于该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数计算多个复合波水平评级；
[0029]
·
使用包括该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数的多个参数和该多个复合波水平评级中的至少一个复合波水平评级，计算关于第一单极ecg的复合波的注释测量质量(qoa)；
[0030]
·
使用该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数和该多个复合波水平评级中的至少一个复合波水平评级，确定关于第一单极ecg的复合波的证据注释测量
(evi)；以及
[0031]
·
基于每个复合波的qoa和evi计算关于第一单极ecg的复合波的最终分数，使得第一单极ecg的复合波在其最终分数至少为预先确定的阈值的条件下被确定为fuesc。
[0032]
包括对应于预先确定数量的单极ecg的相应位置的心脏组织位点被确定为通过消融进行治疗的心律失常位点，该预先确定数量的单极ecg包括预先确定数量的fuesc。
[0033]
该方法可以包括显示受检者心脏的心脏组织研究区域的可视化，诸如包括以下各项的可视化：远侧端部传感器相对于心脏组织的视觉指示，该心脏组织的相对位置以及由这些远侧端部传感器中的至少一个远侧端部传感器接收到的所选感测ecg；被确定为通过消融进行治疗的心律失常位点的心脏组织的视觉指示，以及/或者基于所选标准的心脏组织的着色。
[0034]
该方法可以包括确定双极活动窗口，包括确定第一活动窗口和第二活动窗口并且在该第一活动窗口和该第二活动窗口重叠20％或更多的条件下融合该第一活动窗口和该第二活动窗口。
[0035]
该方法可以相对于单极ecg和为受检者心脏的心房腔室的至少一部分的心房组织的心脏组织研究区域进行，这些单极ecg包括来自至少十个连续心跳的信号。在这种情况下，确定的双极活动窗口内的该多个复合波水平参数可以选自由以下组成的组：复合波可辨别性(cde)、复合波形态稳定性(cms)、复合波定时稳定性(cts)、双极活动窗口开始(cs)、双极活动窗口结束(ce)和双极活动窗口持续时间(cd)、最小/最大幅度比(car)、最小/最大斜率比(cvr)、斜坡数量(cn)、最大斜坡幅度(ca)和最大斜率(cv)。然后可以将通过消融进行治疗的房性心律失常位点被确定为包括对应于至少三个单极ecg的相应位置的心房组织位点，该至少三个单极ecg包括至少三个连续fuesc。
[0036]
可以执行该方法，其中使用选自由以下组成的组的参数来计算该多个复合波水平评级：斜坡数量(cn)、最大幅度(ca)、最大斜率(cv)、相对幅度范围(arest)、相对斜率范围(vrest)、绝对幅度范围(ascale)和绝对斜率范围(vscale)，并且其中基于由以下组成的组中的至少两个参数来计算qoa：ascale、vscale、arest、vrest、car、cvr、单极/双极斜坡重叠(ubo)、cms、cts和cde。
[0037]
该方法可以进一步确定第一单极电描记图的复合波的电位类型为单电位、双电位、碎裂电位还是高度碎裂电位，并且然后基于以下公式计算关于第一单极ecg的复合波的qoa：
[0038][0039]
其中n为参数的数量，pi为上面列出的n个参数中第i个参数的值，w
p,i
为取决于电位类型p的第i个参数的权重值。
[0040]
该方法还将关于第一单极ecg的复合波的最终分数计算为evi加m之和的百分比，其中evi被确定为基于对应于幅度标度、复合波宽度和幅度比分类的表条目以及第一单极ecg的斜坡数量和电位类型的百分比，并且m基于以下公式计算为百分比值：
[0041][0042]
可以提供有形非暂时性计算机可读介质以执行fuesc识别。一种示例性有形非暂
时性计算机可读介质，该有形非暂时性计算机可读介质中存储程序指令，这些程序指令在由处理器读取时可以致使该处理器：
[0043]
·
基于导管的相应远侧端部传感器的感测位置来处理与相应心脏组织位置相关联的双极和单极心电图(ecg)形式的ecg信号，
[0044]
·
相对于心脏组织研究区域的单极ecg，从记录的单极ecg中识别碎裂单极ecg信号复合波(fuesc)，这些单极ecg包括来自对应于所述心脏组织研究区域内的位置的多个连续心跳的信号，其中通过以下方式识别fuesc：
[0045]
o从包括第一单极ecg和第二单极ecg的双极ecg中确定双极活动窗口，并且定义第一单极ecg的一系列复合波，每个复合波对应于相应的双极活动窗口；
[0046]
o相对于多个连续双极活动窗口，确定关于第一单极ecg的复合波的多个复合波水平参数；
[0047]
o基于该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数计算多个复合波水平评级；
[0048]
o使用包括该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数的多个参数和该多个复合波水平评级中的至少一个复合波水平评级，计算关于第一单极ecg的复合波的注释测量质量(qoa)；
[0049]
o使用该多个复合波水平参数中的至少一个复合波水平参数和该多个复合波水平评级中的至少一个复合波水平评级，确定关于第一单极ecg的复合波的证据注释测量(evi)；以及
[0050]
o基于每个复合波的qoa和evi计算关于第一单极ecg的复合波的最终分数，使得第一单极ecg的复合波在其最终分数至少为预先确定的阈值的条件下被确定为fuesc；以及
[0051]
·
将通过消融进行治疗的心律失常位点确定为包括对应于预先确定数量的单极ecg的相应位置的心脏组织位点，这些预先确定数量的单极ecg包括预先确定数量的fuesc。
[0052]
该有形非暂时性计算机可读介质可以具体地使处理器：
[0053]
·
相对于单极ecg和为受检者心脏的心房腔室的至少一部分的心房组织的心脏组织研究区域从记录的单极ecg中识别fuesc，这些单极ecg包括来自至少十个连续心跳的信号；
[0054]
·
确定选自由以下组成的组的双极活动窗口内的该多个复合波水平参数：复合波可辨别性(cde)、复合波形态稳定性(cms)、复合波定时稳定性(cts)、双极活动窗口开始(cs)、双极活动窗口结束(ce)和双极活动窗口持续时间(cd)、最小/最大幅度比(car)、最小/最大斜率比(cvr)、斜坡数量(cn)、最大斜坡幅度(ca)和最大斜率(cv)；
[0055]
·
使用选自由以下组成的组的参数来计算该多个复合波水平评级：斜坡数量(cn)、最大幅度(ca)、最大斜率(cv)、相对幅度范围(arest)、相对斜率范围(vrest)、绝对幅度范围(ascale)和绝对斜率范围(vscale)；
[0056]
·
基于由以下组成的组中的至少两个参数来计算qoa：ascale、vscale、arest、vrest、car、cvr、单极/双极斜坡重叠(ubo)、cms、cts和cde；
[0057]
·
确定第一单极电描记图的复合波的电位类型为单电位、双电位、碎裂电位还是高度碎裂电位；以及
[0058]
·
确定通过消融进行治疗的房性心律失常位点被确定为包括对应于至少三个单
极ecg的相应位置的心房组织位点，该至少三个单极ecg包括至少三个连续fuesc。
附图说明
[0059]
从以下如附图所示的本发明优选实施方案的更具体的描述，本发明的上述及其它特征和优点将显而易见。
[0060]
图1是根据示例性实施方案的用于使用具有多个分支的心脏导管对活体受检者的心脏执行规程的设备的示意性图解。
[0061]
图2是根据示例性实施方案的图1所示的导管的分支中的一个分支的详细视图。
[0062]
图3是三维心脏标测的示例。
[0063]
图4是示例性篮式心脏腔室标测导管的图。
[0064]
图5是示例性花键导管的图。
[0065]
图6a是根据示例性实施方案的用于确定双极活动窗口的过程的流程图。
[0066]
图6b是根据示例性实施方案的预滤波过程的流程图。
[0067]
图6c示出了在图6b中描述的预滤波过程期间双极电描记图的示例。
[0068]
图6d是示出根据示例性实施方案的去限波滤波的流程图。
[0069]
图7是示出根据示例性实施方案的用于确定双极电描记图的活动窗口的过程的图。
[0070]
图8是示出根据示例性实施方案的用于确定双极活动窗口的过程的图。
[0071]
图9是示出根据示例性实施方案的用于重叠两个双极活动窗口以确定双极活动窗口的过程的流程图。
[0072]
图10是用于如相对于图9所讨论的重叠两个双极活动窗口的过程的视觉表示的示例。
[0073]
图11是示出根据示例性实施方案的斜坡心电图(scg)的示意图。
[0074]
图12a是根据示例性实施方案的负斜坡的持续时间与负斜坡的幅度的曲线图。
[0075]
图12b是根据示例性实施方案的负斜率值与负斜坡的幅度的曲线图。
[0076]
图13是具有被指定为主要、次要或远场的向下斜坡的单极电描记图的示例。
[0077]
图14是具有确定的双极活动窗口的单极电描记图的示例。
[0078]
图15是示出信噪比(snr)计算的单极电描记图的示例。
[0079]
图16是用确定的复合波水平参数注释的单极电描记图的示例。
[0080]
图17a是针对同一单极电描记图中的所有双极活动窗口信号的复合波之间的下行互相关分析的斜坡心电图的示例。
[0081]
图17b是示出图17a的示例性单极电描记图中的每个可能复合波对之间的相关性的互相关矩阵。
[0082]
图17c是示出根据示例性实施方案的复合波形态稳定性(cms)分数的曲线图。
[0083]
图18是计算双极电描记图的时间间隔并进行互相比较的单极电描记图的示例。
[0084]
图19是示出复合波可辨别性估计(cde)计算的单极电描记图的示例。
[0085]
图20是根据示例性实施方案的级分检测分析的流程图。
[0086]
图21是示出根据示例性实施方案的注释质量(qoa)测量的参数和权重的图。
[0087]
图22是证据注释测量(evi)的分类表，示出了双极活动窗口已相对于相应斜坡数
量和电位类型检测到激活的可能性。
[0088]
图23是示出根据示例性实施方案的针对单电位、双电位、碎裂电位(3次偏转)和高度碎裂电位(》3次偏转)的组合的证据注释测量和质量因子百分比的曲线图。
具体实施方式
[0089]
应结合附图来阅读下面的具体实施方式，其中不同附图中相同元件的编号相同。附图(未必按比例绘制)描绘了所选择的实施方案，并不旨在限制本发明的范围。详细描述以举例的方式而非限制性方式示出本发明的原理。此描述将明确地使得本领域技术人员能够制备和使用本发明，并且描述了本发明的若干实施方案、适应型式、变型形式、替代形式和用途，包括目前据信是实施本发明的最佳方式。
[0090]
图1是根据实施方案的用于对活体受检者的心脏12执行规程的示例性医疗设备10的示意性图解。设备10包括一个或多个导管(诸如导管14)，以及控制台24。
[0091]
导管14可用于任何合适的治疗目的和/或诊断目的，诸如受检者的心脏12中的腔的解剖标测。导管14可以是具有细长主体的多电极导管，该细长主体具有多个分支37，每个分支具有标测和位置感测能力。导管14还可包括手柄20，该手柄具有控件，这些控件使得通常为医师的操作者16能够根据需要对导管14的远侧端部18和分支37的位置和取向进行操纵、定位和取向。美国专利号6,961,602中描述的具有五个分支的导管适合用作导管14。此导管可以pentaray
tm
导管或探头购自biosense webster。
[0092]
在一些实施方案中，示例性导管14包括：细长主体，该细长主体具有近侧端部、远侧端部18和穿过该细长主体纵向延伸的至少一个管腔，以及标测组件，该标测组件安装在导管主体的远侧端部处并且包括至少两个分支37。每个分支37具有附接在导管主体的远侧端部处的近侧端部和自由的远侧端部。每个分支37包括：支撑臂，该支撑臂具有形状记忆；非导电覆盖物，该非导电覆盖物与支撑臂成围绕关系；至少一个位置传感器41(图2)，该至少一个位置传感器安装在分支37的远侧端部中；一个或多个电极，该一个或多个电极安装在分支37的远侧端部上并且与支撑臂电隔离；以及一个或多个电极导线，该一个或多个电极导线在非导电覆盖物内延伸，每个电极导线附接到对应的电极。在一些实施方案中，另外的位置传感器(未示出)可设置在导管14靠近分支37的轴上。
[0093]
导管14可由操作者16经由皮肤穿过患者的血管系统插入心脏12的腔室或血管结构中。操作者16可使导管的远侧末端18在期望标测位点处与心脏壁接触。然后，导管14的远侧端部18可以收集由计算机或其他计算装置22存储和处理的测量值，所述计算机或其他计算装置包括处理器和相关联的数据存储器。所收集的测量结果可称为“点”。每个点包括腔的组织上的三维坐标和在此坐标处测量的一些生理特性的相应的测量结果。感测数据还可以采取单极或双极心电图(ecg)的形式，其包括来自对应于心脏组织研究区域内的位置的多个连续心跳的信号。计算装置的数据存储装置可以包括远程记录装置(未示出)并且或与其相关联。
[0094]
附加地或另选地，可使消融能量和电信号通过缆线穿过位于远侧末端18处或附近的一个或多个任选的消融电极，在心脏12与控制台24之间来回传送。可通过缆线38和一个或多个消融电极将起搏信号和其他控制信号从控制台24传送到心脏12。
[0095]
线连接件35可将控制台24与体表电极30和定位子系统的其他部件联结在一起。温
度传感器43(图2)(诸如热电偶或热敏电阻器)可安装在远侧末端18上或附近。
[0096]
控制台24可包括一个或多个消融功率发生器25。导管14可适于使用任何已知的消融技术将消融能量传导到心脏，包括但不限于射频能量、超声能量和激光产生的光能。在共同转让的美国专利号6,814,733、6,997,924和7,156,816中公开了此类方法，这些专利以引用方式并入本文。
[0097]
计算装置22可以是测量导管14的位置和取向坐标的设备10的定位系统26的元件。
[0098]
在一些实施方案中，定位系统26可包括磁定位跟踪构造，该磁定位跟踪构造通过在导管14附近的预定工作空间中生成磁场并且使用场生成线圈28感测导管处的这些场来确定该导管的位置和取向，并且该定位系统可包括阻抗测量，如例如在美国专利号7,756,576中所教导的，该专利以引用方式并入本文。定位系统26可通过使用美国专利号7,536,218中描述的阻抗测量的位置测量来进行增强，该专利以引用方式并入本文。
[0099]
如上所述，导管14联接到控制台24，这使得操作者16能够观察并调控导管14的功能。控制台24包括计算装置22。计算装置22可以联接到显示器29。在一些实施方案中，显示器29可以包括图形用户界面(gui)29。信号处理电路可接收、放大、过滤并数字化来自导管14的信号，这些信号包括由以上提到的传感器和位于导管14上的多个位置感测电极(未示出)生成的信号。数字化信号可由控制台24和定位系统26接收并使用，以计算导管14的位置和取向以及分析来自电极的电信号。
[0100]
示例性计算装置22优选地被配置为将受检者的心脏12的所选期望可视化输出到显示器，其中部署了一个或多个导管的远侧端部的相对位置，以及心脏组织的各种特性的颜色表示，使得医师能够看到心脏组织的不同部分中的特性差异。此类可视化可能伴随有心电图(ecg)信号等的图形表示，诸如图3中所示(省略颜色)。
[0101]
在一些实施方案中，计算装置22可以是计算机，并且可用软件编程以执行本文描述的功能。例如，在一些实施方案中，计算装置22是编程的数字计算装置，该编程的数字计算装置包括中央处理单元(cpu)、图形处理单元(gpu)、随机存取存储器(ram)、非易失性辅助存储装置(诸如硬盘驱动器或cd rom驱动器)、网络接口和/或外围装置。如本领域所公知的，将包括软件程序的程序代码和/或数据加载到ram中以用于由cpu和/或gpu执行和处理，并且生成结果以用于显示、输出、传输或存储。软件代码可通过网络以电子形式下载到计算机，或者其可设置和/或存储在非暂时性有形介质(诸如磁存储器、光存储器或电子存储器)上。
[0102]
一种包括此类设备10的多个元件的商品可以3系统购自biosense webster,inc.(3333 diamond canyon road,diamond bar,california 91765)。现有的此类系统为医师提供了受检者心脏的选择性三维可视化，其中部署了一个或多个导管的远侧端部的相对位置，以及心脏组织的各种特性的颜色表示。使用3系统执行的此类标测的示例在“three-dimensional mapping of cardiac arrhythmias-what do the colors really mean？”munoz等人，circulation:arrhythmia and electrophysiology，2010年，第3卷，第6期e6-e11中进行了说明和讨论，最初于2010年12月1日公布，https://doi.org/10.1161/circep.110.960161，该公布如同完整阐述般以引用方式并入。
[0103]
图2是根据一个实施方案的图1所示的示例性导管14的远侧端部18的分支37中的
一个分支的详细视图，示出了电极配置。此示例性电极配置包括末端电极39、两个环形电极41，以及温度传感器43。末端电极39可被配置用于感测和消融两者。当导管14处于消融模式时，可使用温度传感器43。两个环形电极41可被配置为感测电极以检测心脏中的电生理信号。然而，如本领域普通技术人员将理解的，感测电极和消融电极可以许多组合的形式在数量、配置和分布方面有所变化。一个或多个电缆45可在电极、传感器和控制台24之间传送信号。在多个电极分布在若干分支37中的情况下，可能同时从许多位置收集信号。
[0104]
在当前系统中，导管(诸如上文所述的导管14)在心脏的腔室内或在邻接的血管内移动，并且导管14的位置被连续记录。计算装置22可以接收心脏的腔室内的多个位置的相应坐标。例如，如上文相对于图1所述，cpu可从位置探知例程接收坐标，该位置探知例程在导管14的远侧端部在腔室内移动时探知远侧端部的位置。每个坐标可称为“点”，并且坐标的集合可称为“点云”。点云可包括数百个、数千个或数万个点，以及其中不存在点的间隙。
[0105]
体现本发明的方面的软件编程代码通常保存在永久存储装置诸如计算机可读介质中。在客户端-服务器环境中，此类软件编程代码可存储在客户端或服务器上。该软件编程代码可被包含在与数据处理系统一起使用的各种已知介质中的任一者中。这包括但不限于磁性和光学存储装置，诸如磁盘驱动器、磁带、光盘(cd)、数字视频盘(dvd)以及包含在传输介质中的计算机指令信号，该传输介质具有或不具有调制信号的载波。例如，该传输介质可以包括通信网络，诸如互联网。另外，虽然本发明可以在计算机软件中体现，但是实施本发明所需的功能可以另选地部分或整体地使用硬件部件来体现，诸如专用集成电路或其他硬件，或硬件部件和软件的一些组合。
[0106]
图3是根据一个实施方案的三维心脏标测的第一视图300a和三维心脏标测的第二视图300b(省略了颜色)。三维心脏标测300a、300b包括低电压区域301，其被阴影化。在心脏标测的着色中，可以使用不同的颜色来指示相对于所显示的心脏图像的不同程度的电压，并且为了操作者方便，可以显示梯度标度303。在心房腔室标测的一个示例中，具有0.1mv或更小电压测量值的区域显示为红色，指示低电压区域，并且具有0.5mv或更大电压测量值的区域显示为粉色，指示高电压区域，具有在低电压和高电压阈值之间的电压的区域显示为对应于该电压的梯度标度上的颜色。
[0107]
通常，心脏标测的低电压区域与患病或受影响的组织相关联。目前，操作者(诸如医师)缺乏准确地评估此类低电压区域的能力。通常，操作者不知道低电压区域中正在发生什么。识别低电压区域内的碎裂信号以确定该区域中正在发生什么以及是否应该在该区域执行消融将是有利的。
[0108]
公开了用于通过自动识别例如与低电压位点相关的碎裂信号来更快和更可靠地识别目标消融位点的系统、装置和方法。如下文详细解释的，对与所选心脏组织区域相关联的单极电极对的单极电描记图进行分析评分以确定它们是否表示碎裂信号。研究的所选区域可以例如是整个心房腔室或涵盖心房腔室内的低电压区域的区域。
[0109]
现在参考图4，其是根据一个实施方案的篮式心脏腔室标测导管40的图。篮式心脏腔室标测导管40可以用作上述导管14。导管40在设计上类似于授予fuimaono等人的美国专利6,748,255中描述的篮式导管，该专利已转让给本发明的受让人，并以引用方式并入本文。导管40具有多个肋，每个肋具有多个电极。在一个实施方案中，导管40具有64个单极电极，并且可以配置有每个肋至多7个双极对。例如，肋42具有单极电极m1-m8，具有双极配置
b1-b7。在此示例中，电极间距离可以是4mm。
[0110]
现在参考图5，其是可以用作上述导管14的花键导管46的示例的图。导管46具有多个远侧端部分支，每个分支具有若干电极。图4的示例性导管14具有20个单极电极，其可以被配置为每个分支两个或三个双极对。例如，分支47具有第一对单极电极48、50和第二对单极电极52、54(m1-m4)。在框56、58中计算单极电极对之间的相应差异。框56、58的输出(b1,b2)可以彼此相关联以构成混合双极电极配置，在本文中被称为“双双极配置”的布置。在此示例中，电极间距离可以是4-4-4mm或2-6-6mm。
[0111]
图6a是示出根据一个实施方案的用于确定双极活动窗口600的过程的流程图。在602处，将预滤波应用于两个单极电描记图601a和601b。单极电描记图601a和601b通常由相邻电极对生成。在进行心房腔室研究时，预滤波可被配置为移除心室远场(vff)效应。远场衰减可以使用名称为“hybrid bipolar/unipolar detection of activation wavefront”的共同转让的专利申请序列号14/166,982的教导内容来实现，该专利申请以引用方式并入本文。
[0112]
在603处，减去预滤波框602a和602b的输出以便确定双极电描记图604。在605处，向双极电描记图604应用一次或多次预滤波。在606处，可以向第一双极特征信号635a和第二双极特征信号635b应用去限波滤波。在607处，可以针对第一双极特征电描记图635a和第二双极特征电描记图635b来确定包括感兴趣窗口(下文称为“双极活动窗口”)的时间间隔。可以使用不同的方法来确定双极活动窗口，如相对于图7和图8更详细地讨论。
[0113]
图6b示出了根据实施方案的预滤波过程605的流程图630a和630b。在631a、631b处，可以计算总和。在632a、632b处，可以向双极电描记图602a应用中值滤波。可以确定中值滤波信号并将其用于校正电描记图信号，从而从电描记图信号中去除基线活动。在633a、633b处，621a、631b的输出被转换为绝对值。在634a处，可以向631a的输出应用第一移动平均滤波。移动平均滤波可以一次采用一定数量的输入样本并取这些样本的平均值以产生称为特征信号的平滑输出信号。随着滤波长度增加，输出信号的平滑度增加，而数据中的尖锐调制变得越来越平。
[0114]
在634b处，可以向633b的输出应用第二移动平均滤波。在一些实施方案中，第一移动平均滤波可以是40ms，并且第二移动平均滤波可以是10ms。过程630a的输出可以是第一双极特征635a，并且过程630b的输出可以是第二双极特征635b。
[0115]
图6c示出了在图6b中描述的预滤波过程期间双极电描记图的示例。曲线图651示出了测量的双极电描记图。曲线图652示出了使用中值(图6b中的632a、632b)进行基线校正之后的双极电描记图。曲线图653示出了已经转换为绝对值(图6b中的633a、633b)之后的双极电描记图。曲线图654示出了在已应用移动平均滤波(图6b中的634a、634b)之后所得第一双极特征635a和第二双极特征635b。
[0116]
图6d是根据一个实施方案的在图6a的606处使用去限波滤波640的流程图。在641处，确定了具有最小正摆幅(swingpmin)或负摆幅(swingpmin)的正/负摆幅对。在642处，如果swingpmin小于预先确定的阈值(swingnthr)或者如果swingnmin小于预先确定的阈值(swingnthr)，则过程移动到643。如果swingpmin大于或等于swingnthr或者如果swingnmin大于或等于swingnthr，则过程移动到644，在该处过程结束。在643处，将前一摆幅与下一摆幅进行比较。如果前一负摆幅小于下一负摆幅或如果前一正摆幅小于下一正摆幅，则分别
在645处移除谷值或在646处移除峰值。
[0117]
图7是示出根据一个实施方案的用于确定双极特征700的活动窗口的示例性过程的图。过程700可用于被相对较少滤波的双极特征信号。例如，过程700可用于对其应用了10ms移动平均滤波的第一双极特征信号635a。从外部点701和702开始并向峰值703移动，可以计算斜率以确定电描记图是否相对平坦(即，斜率低于某个阈值)。可以确定指示电描记图不再相对平坦的相应点(点704和705)。这些点704和705可以分别被指定为活动窗口的开始和结束。活动窗口的开始704和结束705时间可以限定第一双极特征窗口。
[0118]
图8是示出根据一个实施方案的用于确定双极特征800的活动窗口的示例性过程的图。过程800可用于被相对较多滤波的双极特征。例如，过程800可用于对其应用了40ms移动平均滤波的双极特征635b。从峰值803开始并向下移动，计算当前平均值801和下一平均值802。如果当前平均值801大于下一平均值802，指示电描记图仍在下降，则过程继续向下移动电描记图，直到当前平均值801小于或等于下一平均值802，在图800中示出为点804和805。点804和805可以分别被指定为活动窗口的开始和结束。活动窗口的开始804和结束805时间可以限定第二双极特征窗口。
[0119]
图9是根据一个实施方案的将先前确定的双极特征900的活动窗口融合以确定双极活动窗口的流程图。第一双极特征窗口901a的开始和结束时间(例如，图7的704和705)以及第二双极特征窗口901b的开始和结束时间(例如，图8的804和805)用于在902处计算重叠。假设此类窗口之间的重叠为20％或更大，则第一双极特征窗口901a和第二双极特征窗口902b被融合。
[0120]
图10是用于如相对于图9所讨论的重叠两个双极活动窗口的过程的示例性视觉表示。图10包括具有指定活动窗口的第一双极特征电描记图1000、具有指定活动窗口的第二双极特征1010，以及具有融合的双极活动窗口的组合的电描记图1020。在图10所示的示例中，第一电描记图1000的第一双极特征窗口1001和第二电描记图的第二双极特征活动窗口1011被确定为具有大于融合阈值的重叠。因此，第一活动窗口1001和第二活动窗口1011可以被组合以在组合的双极电描记图1020中创建融合的双极活动窗口1021。
[0121]
在限定双极活动窗口之后，可以根据下文描述的方法分析窗口内的单极信号。
[0122]
图11是示出示例性斜坡心电图(scg)1100的图。还示出了对应的电描记图1101。scg 1100示出了向下(负)斜坡幅度和持续时间。在图11所示的示例中，负斜坡被界定为矩形。矩形1110的宽度表示斜坡的幅度，并且矩形1111的长度表示斜坡的持续时间。负斜坡的持续时间和幅度可用于确定特定斜坡为主要斜坡、次要斜坡、远场还是噪声。类似地，负斜坡的斜率值和幅度可用于确定特定斜坡为主要斜坡、次要斜坡、远场还是噪声。
[0123]
图12a是根据一个实施方案的负斜坡的持续时间1211与负斜坡的幅度1212的曲线图1210。根据表示负斜坡的持续时间和幅度的点落在曲线图上的位置，可以确定负斜坡为主要斜坡1213、次要斜坡1214、远场1215还是噪声1216。例如，在图12a所示的实施方案中，如果负斜坡的幅度小于0.15mv，则该负斜坡被识别为噪声，而无论其持续时间如何。如果负斜坡的幅度大于0.3mv并且其持续时间大于35ms，则该负斜坡可以被识别为远场。如果负斜坡被识别为噪声或远场，则其可能不被计数为进一步分析中的斜坡，在下文更详细地讨论。如果负斜坡的幅度大于0.3mv并且其持续时间小于35ms，则其可以被识别为主要斜坡。如果负斜坡幅度小于0.3mv并且其持续时间小于35ms，则其可以被识别为次要斜坡。然而，上文
提供的阈值仅作为示例，并且可以使用其他阈值。
[0124]
图12b是根据一个实施方案的负斜率值1221与负斜坡的幅度1222的曲线图1220。根据表示负斜坡的值和幅度的点落在曲线图上的位置，可以确定负斜坡为主要斜坡1223、次要斜坡1224、远场1225还是噪声1226。例如，在图12b所示的实施方案中，如果负斜坡的幅度小于0.15mv，则该负斜坡被识别为噪声，而无论其斜率值如何。如果负斜坡的幅度大于0.15mv并且其斜率值大于0.2mv/ms，则该负斜坡可以被识别为远场。如果负斜坡被识别为噪声或远场，则其可能不被计数为进一步分析中的斜坡，在下文更详细地讨论。如果负斜坡的幅度大于0.3mv并且其斜率值小于0.2mv/ms，则其可以被识别为主要斜坡。如果负斜坡幅度不超过0.3mv且不小于0.015mv，并且其斜率值小于0.2mv/ms，则其可以被识别为次要斜坡。然而，上文提供的阈值仅作为示例，并且可以使用其他阈值。
[0125]
图13是具有被指定为主要、次要或远场的向下斜坡的示例性单极电描记图1300。可以使用上述方法来确定向下斜坡类型。主要向下斜坡1301、次要向下斜坡1302和远场向下斜坡由相应类型的虚线表示，如附图标记中所指示。
[0126]
在一些实施方案中，可以从单极电描记图中移除伪斜坡。在一些实施方案中，可以移除与噪声相关的小的向下凹口。在一些实施方案中，与噪声相关的小的向下凹口可被定义为幅度小于0.02mv的斜坡。附加地或另选地，可以移除与远场电位相关的缓慢向下斜坡。在一些实施方案中，与远场电位相关的缓慢向下斜坡可被定义为小于0.03mv/ms并且持续时间大于25ms的斜坡。附加地或另选地，嵌入大的向下斜坡中的小的向上斜坡可能会被移除。在一些实施方案中，幅度小于0.05mv且持续时间小于5ms的大的向下斜坡内的向上斜坡可被定义为嵌入大的向下斜坡中的小的向上斜坡。然而，上文提供的阈值仅作为示例，并且可以使用其他阈值。
[0127]
可以检测到双极活动窗口内的显著单极斜坡。在一些实施方案中，在双极活动窗口内具有峰值或谷值的向下斜坡符合检测条件。向下斜坡可能必须满足某些标准，才能定义为显著单极斜坡。例如，显著斜坡可被定义为幅度大于0.05mv、持续时间小于50ms、斜率大于0.005mv/ms、双极活动窗口大于30％重叠且大于100ms的斜坡。
[0128]
图14是具有确定的双极活动窗口的示例性单极电描记图1400。确定了双极活动窗口内单极电描记图1400的复合波的数量，其幅度和峰间间隔符合特定标准。在一些双极活动窗口中，在双极活动窗内存在多个激活。在图14所示的示例中，双极活动窗口的阴影量取决于该窗口内向下斜坡的数量。例如，在图14中，双极活动窗口1401内的复合波包括三个斜坡。在碎裂分析中利用了双极活动窗口内的斜坡的数量，如下文更详细地描述。
[0129]
图15是示出信噪比(snr)计算的示例性单极电描记图1500。单极电描记图1500的双极活动窗口内的单极复合波1501被认为是信号，并且双极活动窗口之外的电描记图的部分被指定为噪声1502。针对被指定为信号和噪声的电描记图的相应部分计算均方根(rms)幅度。然后可以将snr计算为信号功率的量度。snr可以用于碎裂分析，如下文更详细地描述。
[0130]
图16是用确定的复合波水平参数注释的单极电描记图的示例性复合波1600。在图16所示的示例中，单极电描记图复合波1600用复合波开始(cs)1610(双极活动窗口的开始)、复合波结束(ce)1611(双极活动窗口的结束)和复合波持续时间(cd)1612来注释。可以确定斜坡的数量(cn)1620和相应的斜坡幅度(ca)和斜率值(cv)。这些参数可用于计算复合
波幅度比(car)和复合波斜率比(csr)。例如，可以使用下面的公式1计算car，其中min(ca)是最小幅度，并且max(ca)是最大幅度。类似地，可以使用下面的公式2计算csr，其中min(cv)是最小斜率值，并且max(cv)是活动窗口内斜坡的最大斜率值。碎裂分析可以考虑复合波水平参数，如下面更详细地讨论。
[0131][0132][0133]
参考图17a，针对同一单极电描记图1700中的所有复合波c1至c11之间的向下斜率互相关分析了示例性斜坡心电图。第i个复合波1701与第j个复合波1702的相关性可以表示为c
ij
，其中c
ij
的值范围为1至0。值为1的c
ij
指示两个复合波相同，并且值为0的c
ij
表示两个复合波之间没有相关性。与其他复合波大于0的相关性值提供了当前信号不仅是噪声的指示。可以使用两个复合波的形态来确定相关性。在其他实施方案中，使用复合波内的斜坡的定时来确定相关性。斜坡的定时不受呼吸、血流等影响，这些因素可能会影响复合波的形态。
[0134]
图17b是以图形方式示出图17a的示例性单极电描记图1700中11个复合波c1-c11中每个可能对之间的复合波相关性的互相关矩阵1710。在图17b中，对之间的相关性值越高，则表示该对的框被阴影化得越暗。例如，表示相关性值0.85-1的对的框被阴影化得最暗。如可由相关矩阵1710看出，示例性单极电描记图1700的复合波高度相关。
[0135]
在使用形态确定相关性的实施方案中，可能会计算复合波形态稳定性(cms)。可以使用下面的公式3来计算cms，其中xtc是阈值相关性值。在一个示例中，阈值相关性值为0.8，并且如果半数复合波显示高相关性，则cms分数为100，如图17c所示。
[0136][0137]
其中n是进行确定的复合波的数量。在图17a的示例中，该数量为十一个。碎裂分析可以考虑单极电描记图信号的cms值，如下文更详细地讨论。
[0138]
另外，可以计算显著单极斜坡的局部激活时间(lat)。在期望位置处的电活动的lat可以根据满足预定义条件的电活动来定义。例如，该预定义条件可以包括在该位置处电描记图的最大快速偏转的发生时间，并且lat被假定为从参考实例到该位置的电描记图的最大快速偏转的随后开始的时间。在没有明显的最大快速偏转的情况下，可以使用中间幅度或中间时间点作为lat。
[0139]
lat可以是正的或负的。用于确定电描记图的最大快速偏转的发生时间以及用于确定lat的其他定义和条件的方法对于本领域技术人员来说是熟悉的，并且假定所有此类方法、定义和条件都包括在本发明的范围内。
[0140]
图18是根据一个实施方案的单极电描记图1800的示例，其中计算了双极活动窗口内的单极复合波(用阴影指示)的时间间隔并进行互相比较。例如，可以计算相应双极活动窗口内的连续单极电描记图复合波的lat之间的时间间隔(in)1801，并且将其与时间间隔1801之后的下一时间间隔(i
n 1
)1802进行比较。还可以计算在包含时间间隔(in)1801和时间间隔(i
n 1
)1802的预先确定数量的间隔内，单极电描记图的时间间隔的平均时间间隔(i
mean
)1803以确定复合波定时稳定性(cts)值。
[0141]
例如，如果满足公式4，则cts值为0。如果满足公式5a，则可使用公式5b来计算cts值。
[0142]
max(i
n-i
mean
,i
n 1-i
mean
)》2*i
mean
ꢀꢀꢀ
公式4
[0143]
max(i
n-i
mean
,i
n 1-i
mean
)≤2*i
mean
ꢀꢀꢀ
公式5a
[0144][0145]
碎裂分析可以考虑cts值，如下文更详细地讨论。
[0146]
图19是示出复合波可辨别性估计(cde)计算的单极电描记图1900的示例。双极活动窗口内单极电描记图的用上部括号表示的部分是复合波，诸如复合波1901，并且双极活动窗口之外的电描记图的部分用下部括号表示为等电间隔。可以将等电位间隔iso11902与下一等电间隔iso21903进行比较。如果复合波1901周围的等电间隔1902、1903与复合波1901的信号高度相当，则复合波1901具有低cde，这是不期望的。根据公式6，使用电描记图部分的均方根(rms)幅度进行cde。碎裂分析可以考虑cde值，如下文更详细地讨论。
[0147]
cde＝100*rms(复合波的信号)/rms(复合波的信号 iso1 iso2)
ꢀꢀꢀ
公式6
[0148]
计算装置22的处理器可以被配置为使用接收的信号和/或位置信号来计算在信号收集期间导管14的位置的测量变化。当测量导管14传感器的位置变化时，测量计算可以考虑呼吸移动。位置稳定性是指在信号收集期间导管14的远侧端部的位置变化的测量。在一些实施方案中，碎裂分析可能要求导管位置在限定的时间窗口内的变化不大于预定义的最大距离。该变化可以根据限定的时间窗口期间的平均位置的标准偏差来测量。
[0149]
组织接近度指示符(tpi)值可以指示记录信号时导管是否接近感兴趣的组织。tpi可以是正的或负的，并且可以指示导管是否接近组织、不接近组织，或者是否未知。通常，为了准确起见，当导管接触或接近组织时采集的信号是优选的。另外，如果导管14的远侧端部接触组织，则信号可以指示该组织的特性。碎裂分析可以考虑或可以不考虑信号的tpi值。例如，如果tpi指示某信号在某一接近度内未被记录，则分析可能不会在碎裂分析中使用该信号。
[0150]
此外，可以根据每个复合波的斜坡特性、每电位类型来计算斜坡集合统计数据。例如，如果单极电描记图的双极活动窗口内存在单电位，则可以确定幅度和斜率。如果在双极活动窗口内存在双电位、碎裂电位(三次偏转)或高度碎裂电位(长且超过三次偏转)，则可以确定平均幅度和斜率。在一些复合波中，可能存在不满足复合波内最小幅度或其他特性的斜坡，因此在确定电位类型时不计入该斜坡。例如，具有三个斜坡的复合波，其中一个斜坡不是预先确定的最小幅度，则该复合波可以被认为具有双电位。
[0151]
斜坡幅度和斜率值集合统计数据可以从最低到最高排序，以创建arest和vrest标度。排序列表中每复合波最大幅度arest(ca)和斜率vrest(cv)的评级可通过查找索引》rest(arest,vrest)除以每电位类型列表中条目的数量来确定。
[0152]
斜坡幅度和斜率值可以基于潜在专用标度来进行评级。通过查找索引除以每电位类型列表中条目的数量，可以确定每复合波的幅度分数，以专用标度内ascale(ca)和vscale(cv)为单位。
[0153]
图20是示例性碎裂分析2000的流程图。分析2000进行注释质量(qoa)测量和证据值(evi)测量。qoa是每注释提供的置信度水平。qoa可以基于记录内的复合波参数，并且按
复合波类型提供。evi是每复合波(双极活动窗口)提供的注释证据。在此示例中，证据注释值基于复合波内的斜坡参数，并且按复合波类型提供。
[0154]
在2010处，确定了单极电描记图的一个或多个信号水平参数。该一个或多个信号水平参数可以包括但不限于snr估计。可以根据上述方法执行snr估计。
[0155]
在2020处，确定了双极电描记图的双极活动窗口。可以使用上述方法确定双极活动窗口。
[0156]
在2030处，基于双极活动窗口确定了一个或多个复合波水平参数。如图20所示，该一个或多个复合波参数可包括复合波可辨别性(cde)、复合波形态稳定性(cms)、复合波定时稳定性(cts)、双极活动窗口开始(cs)、双极活动窗口结束(ce)和双极活动窗口持续时间(cd)、最小/最大幅度比(car)、最小/最大斜率比(cvr)、斜坡数量(cn)、最大斜坡幅度(ca)和最大斜率(cv)。还可以确定单极/双极斜坡重叠(ubo)参数。可以使用上述方法确定复合波水平参数。
[0157]
在2040处，可以使用斜坡数量(cn)、最大幅度(ca)和最大斜率(cv)来确定一个或多个复合波水平范围评级统计数据。该一个或多个复合波水平范围评级统计数据可以包括但不限于相对斜坡幅度范围(arest)和斜率值范围(vrest)。可以使用上述方法确定相对斜坡幅度范围(arest)和斜率值范围(vrest)。附加地或另选地，在2050处可以确定关于arest和vrest的绝对斜坡幅度范围(ascale)和斜率值范围(vscale)。在图20所示的实施方案中，示出了单电位、双电位和碎裂电位的斜坡幅度和斜率值的示例性电位专用标度，并且碎裂电位被示出为包括在碎裂电位列表中的高度碎裂电位。以下表1中还提供了示例性专用标度。
[0158] 幅度斜率单电位0:0.5:5mv0:0.1:1mv/ms双电位0:0.3:3mv0:0.05:0.5mv/ms碎裂电位0:0.1:1mv斜率0:0.02:0.2mv/ms
[0159]
表1
[0160]
在2060处，可以确定复合波水平评级分数。可以使用上述方法确定复合波水平评级分数。例如，在一些实施方案中，排序列表中每复合波最大幅度arest(ca)和斜率srest(cv)的评级可通过查找索引》rest(arest,vrest)除以每电位类型列表中条目的数量来确定。
[0161]
在2070处，然后基于2060处的一个或多个复合波水平参数和/或复合波水平评级确定qoa，如相对于图21更详细地讨论。在2080处，使用证据表2081确定证据注释测量evi，如相对于图22更详细地讨论。
[0162]
图21是根据一个实施方案的示出用于qoa测量的参数2101和权重2102的图2100。在一些实施方案中，qoa测量可以是两个或更多个以下参数的加权和：(1)ascale 2101a；(2)vscale 2101b；(3)arest 2101c；(4)vrest 2101d；(5)复合波幅度比(car)2101e；(6)复合波斜率比(cvr)2101f；(7)单极/双极斜坡重叠(ubo)2101g；(8)复合波形态稳定性(cms)2101h；(9)复合波定时稳定性(cts)2101i；和(10)复合波可辨别性估计(cde)2101j。然而，此参数列表不是穷举性的，并且可以使用其他参数进行qoa测量。
[0163]
qoa测量中使用的权重可以根据电位类型进行定义。例如，可以根据电位类型是单
2110、双2120还是碎裂2130来定义权重。在此示例中，碎裂值也用于高度碎裂类型。
[0164]
在一个示例中，使用下面的公式7，使用上面列出的10个参数(n＝10)，以百分比的形式计算qoa测量。然而，在qoa测量中可以利用更多或更少的参数。
[0165][0166]
其中n为参数的数量，pi为上面列出的n个参数中第i个参数的值，w
p,i
为取决于来自图21的表的电位类型(p)的第i个参数的权重值。
[0167]
图22是根据一个实施方案的证据注释测量evi作为百分比值的示例性证据表2200。该证据表可以包括基于一个或多个ecg复合波参数的多个分类2110。在图22所示的示例中，分类2110基于ecg复合波幅度标度、复合波宽度以及信号的幅度比。例如，幅度标度小于或等于20、复合波宽度大于60并且信号的幅度比大于10的复合波可以被分类为第19组(2110a)。然后可以基于分类、斜坡数量(一个2120a、两个2120b、三个2120c或超过三个2120d)以及电位类型(即，单2130a、双2130b、碎裂2130c或高度碎裂(碎裂 )2130d)在表中对证据分数进行编码。例如，如果被分类为第19组的复合波具有多于三个斜坡并且被识别为高度碎裂电位，则该复合波具有90的证据分数(2140)(如果被识别为碎裂电位，则该复合波具有80的证据分数)。
[0168]
qoa和evi测量可用于确定复合波的最终分数。在一个示例中，首先基于qoa和evi计算调制因子m。在此示例中，使用公式8确定调制因子(m)。
[0169][0170]
然后，最终分数s被计算为证据分数evi和调制因子m的总和，如公式9中所示。
[0171]
s＝evi m
ꢀꢀꢀ
公式9
[0172]
图23是根据一个实施方案的示出单电位2310、双电位2320、碎裂电位(三次偏转)2330和高度碎裂电位(长且超过三次偏转)2340的组合的证据注释测量(evi)和调制因子m的曲线图2300。如图23所示，最终分数可以表示为百分比，其中100％为最高可能分数。该最终分数可用于确定复合波是否为碎裂复合波。
[0173]
具有预先确定数量的最终分数为90％或更高的连续复合波的单极电描记图可以被识别为碎裂信号。例如，图22表中evi值为90％且qoa值为至少50％的单极电描记图复合波，以及图22表中evi值为80％且qoa值为至少75％的单极电描记图复合波满足90％或更高的最终分数阈值。
[0174]
碎裂电位的检测与lat相关地结合，以创建心律失常(诸如心房扑动)期间波传播的视图。碎裂电位可能由于激活波的缓慢传播而发生，从而跨越患病组织的区域行进，与健康组织中的直接快速传播相比，可能表现出不稳定(例如，之字形)类型的激活减慢传播(结构碎裂)。
[0175]
另外，双电位和碎裂电位可能由于多个解离波被功能阻滞线分隔而发生，这也会导致复合波激活模式和相关联碎裂电位(功能碎裂)。一般来说，后者不会持续很长时间，因此持续的碎裂(例如，至少几次搏动)指向碎裂的结构性质。
[0176]
因此，检测持续的碎裂电位结合从单电位和双电位推导出的局部激活时间(lat)可以创建激活标测图，包括由碎裂电位指定的消融潜在位点的分界。
[0177]
与碎裂信号高度相关的心脏组织区域可被设备10确定为经由导管消融进行治疗
的致心律失常位点。例如，可通过导管47获取表示研究区域(诸如，整个左心房)的单极电描记图，并且由计算装置22基于上述进行评分。评估被评分为碎裂信号的单极电描记图，以确定是否存在心房组织区域，由至少几个(例如，≥3个)重复的碎裂单极电位表示。然后，计算装置22的处理器将满足具有预先确定数量(例如，至少三个)的满足此类标准的单极电描记图的心房组织区域确定为进行潜在消融治疗的房性心律失常位点。然后可以在显示器29上显示具有确定的房性心律失常位点的研究区域，以辅助操作者16执行消融治疗。
[0178]
为了减少计算，可以进行更集中的研究。例如，代替评估表示整个心脏腔室的单极电描记图，可以获取表示低电压区域周围或之内心脏区域的单极电描记图，并对其进行评分，以确定心脏研究区域内是否存在满足上述标准以被确定为进行潜在消融治疗的致心律失常位点的心脏组织区域。
[0179]
本文所述的方法可包括算法，熟练的软件工程师可利用这些算法来生成必要的逐步计算机代码，以在计算机系统(例如，通用计算机或专用计算机，诸如carto系统)中实施整个方法。对应的电描记图、计算和结果可以显示在显示器上，诸如图形用户界面。
[0180]
应当理解，基于本文的公开内容，许多变型都是可能的。虽然在上文以特定组合描述了特征和元件，但是每个特征或元件可独自使用而无需其他特征和元件，或者在具有或不具有其他特征和元件的情况下以各种组合使用每个特征或元件。