CN103099614A - 心内ecg信号的精确时间标注 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种用于分析信号的方法，所述方法包括：感测时变心内电位信号并且找到所述时变心内电位信号相与预定振荡波形的拟合性。所述方法还包括估计所述信号响应所述拟合性的标注时间。

Description

心内ECG信号的精确时间标注

技术领域

本发明整体涉及信号分析，具体地讲涉及医疗过程中产生的信号的分析。

背景技术

产生于患者身体器官(如心脏)的电信号通常具有噪声。这些信号通常是在医疗过程中对患者测量的，并且信号上的噪声通常是由多种因素引起的。所述因素中的一些为伪迹(例如移动或者电极与一部分器官接触移动)、因所测量区域附近产生的其他信号导致的干扰、身体器官的相对高的阻抗以及所产生的信号中的内在变化。

因此，降低噪声对于得自身体器官的信号的影响的方法是有利的。

发明内容

明的一个实施例提供了用于分析信号的方法，所述方法包括：

感测时变心内电位信号；

找到时变心内电位信号与预定振荡波形的拟合性；以及

估计信号响应所述拟合性的标注时间。

在本发明所公开的实施例中，时变心内电位信号包括单极信号。通常，预定振荡波形包括单个完整振荡，所述单个完整振荡具有单个局部最大值、单个局部最小值以及分隔局部最小值和最大值的单个弯曲部。

在备选的实施例中，预定振荡波形包括高斯函数的一阶微分。通常，一阶微分以不对称因子偏斜。

在另一个所公开的实施例中，时变心内电位信号包括双极信号。预定振荡波形可包括第一单个完整振荡和第二单个完整振荡之间的差值。通常，第一单个完整振荡包括第一单个局部最大值、第一单个局部最小值以及分隔第一局部最大值和最小值的第一弯曲部，并且第二单个完整振荡包括第二单个局部最大值、第二单个局部最小值以及分隔第二局部最大值和最小值的第二弯曲部。

第一单个完整振荡和第二完整振荡可由时间差值间隔开。所述时间差值可为产生双极信号的电极的空间间距的函数。作为另外一种选择或除此之外，所述时间差值可为相对于活动波的传播方向的电极取向的函数。

在另一个所公开的实施例中，预定振荡波形包括第一高斯函数一阶微分和第二高斯函数一阶微分之间的差值。通常，第一高斯函数一阶微分以第一不对称因子偏斜，第二高斯函数一阶微分以第二不对称因子偏斜。

在另一个所公开的实施例中，时变心内电位信号包括三个或更多个两者间具有时间差值的单极信号，其中活动波的传播方向为时间差值的函数。通常，具有各自位置的各个电极产生三个或更多个单极信号，并且所述各自位置可为该函数的参数。

根据本发明的一个实施例，还提供了用于分析信号的设备，所述设备包括：

传感器，所述传感器被构造用于感测时变心内电位信号；和

处理器，所述处理器被构造用于：

找到时变心内电位信号与预定振荡波形的拟合性，并且估计信号响应所述拟合性的标注时间。

结合附图，通过以下对本发明实施例的详细说明，将更全面地理解本发明。

附图说明

图1为根据本发明的一个实施例的心电图(ECG)分析系统的示意图；

图2示出了根据本发明的一个实施例的通过ECG分析系统处理的典型ECG信号的示意性曲线图；

图3和4示出了根据本发明的实施例的通过用于与ECG信号进行拟合的公式产生的示意性曲线图；

图5为流程图，示出了根据本发明的一个实施例的分析心内信号的步骤；以及

图6示出了示意性曲线图，该示意图示出了根据本发明的一个实施例的通过图1的系统获得的结果。

具体实施方式

综述

本发明的一个实施例提供了用于处理可为单极或双极的“原始”或经滤波的心内信号的方法。通常，所述处理包括将心内信号与预定波形拟合并且从拟合的信号而非从原始信号获得所述信号的标注时间。

通常，将单极信号与代表单个完整振荡的公式拟合。可将双极信号与代表通常由时间差值间隔开的两个单个完整振荡的差值的公式拟合。在一些实施例中，单个完整振荡对应于高斯函数的微分。可将不对称因子应用至所述微分，并且在一些实施例中，不对称因子对应于高斯函数。

本发明人已发现，相比于直接从原始或经滤波的信号测定标注时间，将原始或经滤波的信号与预定公式拟合并从拟合的信号测量标注时间，可降低标注时间的变差。

系统说明

现在参考图1，其为根据本发明的一个实施例的心电图(ECG)分析系统20的示意图。系统20从设置在人患者器官内的一个或多个电极接收至少一个并且通常是多个电信号。通常，从设置在器官内的一个或多个探针上的多个电极接收信号。例如，在心脏的侵入性操作期间，具有一个或多个电极的第一探针可设置在心脏的参考区域中，并且用于感测来自该区域的参考ECG信号。具有多个电极的第二探针可用于检测和记录来自心脏的其他区域的其他ECG信号。

为简洁和清晰起见，除非另外指明，否则下述描述均假定是利用单个探针24感测来自心脏34的电信号的研究过程。此外，假定探针的远端32具有两个基本上类似的电极22A、22B。电极22A、22B在本文中可称为电极22。本领域的普通技术人员将能够调整对于多个具有一个或多个电极的探针的描述，以及对于由除心脏之外的器官产生的信号的描述。

通常，探针24包括导管，所述导管在系统20的使用者28执行标测过程期间插入到受试者26体内。在本申请的描述中，以举例的方式假定使用者28为医疗专业人员。在该过程中，假定手术受试者26连接到接地电极23。在一些实施例中，电极29可连接至受试者26的心脏34区域内的皮肤。

系统20可由系统处理器40控制，所述系统处理器40包括与存储器44通信的处理单元42。处理器40通常安装在控制台46内，所述控制台46包括操作控制装置38。控制装置38通常包括专业人员28用于与处理器进行交互的点击装置39，例如鼠标或跟踪球。处理器使用存储在存储器44中的软件(包括探针导航模块30和ECG模块36)来操作系统20。ECG模块36包括参考ECG子模块37和标测ECG子模块41，这些子模块的功能在下文中有所描述。将由处理器40执行的操作的结果在显示器48上呈现给专业人员，所述显示器48通常为操作者呈现图形用户界面、由电极22感测的ECG信号的视觉表示和/或正在被研究的心脏34的图像。例如，该软件可以电子形式通过网络下载到处理器40，或者作为另外一种选择或除此之外，该软件可被提供和/或存储在非临时性有形介质(例如，磁存储器、光学存储器，或电子存储器)上。

ECG模块36被连接以从电极22接收电信号。该模块还可被连接以从电极29中的一者或多者接收信号。ECG模块被构造用于分析所述信号并且可将分析结果以标准ECG格式(通常为随时间移动的图形表示)呈现在显示器48上。

探针导航模块30在探针处于受试者26体内时跟踪探针24的多个部分。导航模块通常在受试者26的心脏内跟踪探针24的远端32的位置和取向二者。在一些实施例中，模块30跟踪探针的其他部分。导航模块可使用本领域已知的用于跟踪探针的任何方法。例如，模块30可在受试者附近操作磁场发射器，从而使来自发射器的磁场与被跟踪的探针部分中的跟踪线圈相互作用。线圈与磁场相互作用会生成信号，所述信号被传输到模块，而且模块会对所述信号进行分析，以确定线圈的位置和取向。(为简洁起见，图1中并未示出此类线圈和发射器。)加利福尼亚州钻石吧的韦伯斯特生物传感公司(Biosense Webster，Diamond Bar，CA)生产的

系统使用此类跟踪方法。作为另外一种选择或除此之外，导航模块30可通过以下方式跟踪探针24，即测量电极23、电极29与电极22之间的阻抗，以及对可位于探针上的其他电极的阻抗。(在这种情况下，电极22和/或电极29可提供ECG以及跟踪信号。)韦伯斯特生物传感公司生产的

系统采用磁场发射器以及阻抗测量二者用于跟踪。

图2示出了根据本发明的一个实施例的通过系统20处理的典型ECG信号的示意性曲线图。曲线图100、102示出了“原始”(即，未经处理的)双极心内ECG信号的示例性的电位相对于时间的曲线。假定这些信号源自当电极接触心壁时电极22A和电极22B之间的电位差。如本领域所已知的，心内ECG信号具有噪声，所述噪声通常是由多个因素产生的，例如线路辐射、邻近其他电气设备以及源自患者26(例如患者肌肉收缩(除心肌之外))的其他电来源。在从原始信号定量测量标注时间时，所述噪声通常会引发问题。

例如，可能需要包括信号的“R”峰的时间的标注时间T_p，该时间是从信号开始时测量的。曲线图100示出了T_p经测量为大约30ms，而曲线图102示出了T_p经测量为大约25ms。如这些曲线图所示，T_p的实测值是变化的。

如上文所指出的，曲线图100、102示出了通过电极22A和22B之间的差值信号产生的双极曲线图。各个电极22A或22B上的信号在相对于公共参考电极进行测量时为单极信号，以使得双极信号可视为两个单极信号之间的差值。参考电极可为任何便捷的电极，例如接地电极23和/或皮肤电极29中的一个或多个和/或接触心脏的一个或多个其他电极。

图3和4示出了根据本发明的实施例通过用于拟合ECG信号的公式产生的示意性曲线图。本发明的实施例将预定公式与信号(例如示于图2中的ECG信号)相拟合。所述公式对应于预定的振荡波形，通常为单个完整振荡形式的波形，即具有基本上为零信号水平的起点和终点并且涵盖这两个点之间的全部电活动的波形。通常，单个完整振荡的曲线图具有单个局部最小值和单个局部最大值。局部最小值和局部最大值可由单个弯曲部间隔开。

在一些实施例中并且如本文所示例说明的，与信号相拟合的预定公式源自以不对称因子偏斜的高斯函数的一阶微分。

因此，对于从电极22A或22B接收的单极ECG信号而言，处理器40将具有由下述公式(1)给出的通用形式的公式与信号相拟合：

其中V_单极(t)表示在时间t时在电极处测得的变化的单极电位信号；

t_j为信号相对于时间t＝0的时间位移。t_j对应于当活动波穿过电极位置时的时间；

A为信号的振幅；

t_s为限定信号的不对称性的参数；而

w为限定信号的宽度的参数。

公式(1)的检验显示由该公式提供的不对称因子对应于高斯函数。因此，公式(1)将高斯函数和高斯函数的一阶微分加和。

在下述描述中，参数t_i1、A1、t_s1、和w₁也统称为公式(1)的单极拟合参数。

曲线图110、112、和114(图3)示出了参数t_s和w的值对由公式(1)产生的波形的影响。为简洁起见，假定各个曲线图的纵坐标和横坐标的单位为任意的。如曲线图110所示，对于t_s＝0，该曲线图具有对称中心在(3，0)处的二重对称性。(换句话讲，该曲线图在其平面内旋转180°时转换成自身。)曲线图112示出对于t_s＝3的正值而言，该曲线图变为不对称的。所述不对称性随着t_s的增加而增加。

如曲线图114所示，w的值改变曲线图的整体宽度，以使得增加w的值会减小宽度。

如果ECG信号为双极信号，则其可被假定为通过电极22A上的单极信号V_单极(t)₁与电极22B上的单极信号V_单极(t)₂之间的差值产生的。对于诸如此类的双极信号，处理器将源自公式(1)的公式(2)与信号相拟合：

$A_2\frac{((t-t_{i2})-t_{s2})}{e^{w_2{(t-t_{12})}^2}}-A_1\frac{((t-t_{i1})-t_{s1})}{e^{w_1{(t-t_{i1})}^2}}---\left(2\right)$

其中V_双极(t)表示在时间t时在电极处测量的变化的双极电位信号；

V_单极(t)₁、V_单极(t)₂(也称为V₁和V₂)如上文针对公式(1)所定义；

t_i1、t_i2为V₁、V₂的时间位移；

A1、A2为V₁、V₂的振幅；

t_s1、t_s2限定V₁、V₂的不对称性；而

w₁、W₂限定V₁、V₂的宽度。

对于双极信号而言，存在时间差值Δt_i＝t_i1-t_i2，即等于两个单极信号V_单极(t)₁和V_单极(t)₂的时间位移之间的差值。两个单极信号之间的时间差值通常为产生双极信号的两个电极之间的空间间距以及相对于活动波的传播方向的电极取向的函数。因此，就两个电极而言，活动波的传播方向的至少一个分量可由单极信号的时间差值确定。应当理解，对于不止两个电极而言，由不止两个电极检测的各个单极信号之间的时间差值，以及电极的位置通常允许存在传播方向的多个分量。可从所述多个分量来估计活动波的传播方向(而非仅一个分量)。

在下述描述中，参数t_i1、t_i2、A1、A2、t_s1、t_s2和w₁、W₂也统称为公式(2)的双极拟合参数。

曲线图120、122、和124(图4)示出了公式(2)的应用。曲线图120和122为分别具有t＝3和t＝4.5(任意单位)的时间位移以及4和2的宽度的两个单极公式的电压相对于时间的曲线图。曲线图124为两个表达式的差值的曲线图，其示出了具有时间差值Δt＝4.5-3＝1.5的双极电压相对于时间的函数。

所产生的心内单极和双极信号尤其取决于用于测量信号的电极的位置。所产生的信号还取决于正被测量的心脏的状态，即，心脏正以健康方式还是以不健康方式发挥功能。

如果心脏因特定缺陷而不健康，则其也产生不同于健康心脏的标准心内信号(在采用皮肤ECG信号(即，体表信号)的诊断中可使用类似差异)。就特定缺陷而言，不健康的心脏产生标准的缺陷单极或双极信号，所述信号中的缺陷是由相应的心脏缺陷引起的。

图5为示出根据本发明的一个实施例由处理器40执行的分析心内信号的步骤的流程图200。在下述描述中，假定信号包括双极信号。本领域的普通技术人员将能够根据实际情况将描述更改为单极信号。

在初始步骤202中，专业人员28将探针24插入心脏34内，以使得电极22A和22B接触心壁的一部分。处理器40从电极采集心内双极ECG信号，各个ECG信号均包括电位V和时间t的有序对：{(V，t)}。

在心搏选择步骤204中，选择一个完整的心搏。因此，如果所选心搏的持续时间为T，并且以采样率SampleRate来执行步骤202中的采集操作，则在所选心搏中存在大约T/SampleRate个双极信号样本。

在分析步骤206中，处理器将公式(2)与所选心搏相拟合，以获得对所选心搏产生最佳拟合的公式(2)的一组拟合参数值。

在比较步骤208中，处理器使用导航模块30来检查电极22A和22B是否位于相对于心脏的相同位置。如果比较操作返回肯定结果，从而电极位于相同位置，则在平均化步骤210中，处理器平均该位置处的所有心搏的拟合参数，以产生一组平均化拟合参数。流程图随后继续进行到标注时间步骤212。

如果比较操作返回否定结构，从而电极已发生移动，则不执行平均化操作，并且流程图直接进行到步骤212。

在标注时间步骤212中，使用源自步骤210(如果已进行平均化)或步骤206(如果仍未进行平均化)中的拟合参数来估计标注时间。标注时间为发生特征性的ECG信号的参考时间。标注时间可相对于体表ECG或者相对于来自(例如)设置在冠状窦内的导管的心内参考ECG来进行限定。用于定义参考标注时间的典型信号特征包括(但不限于)QRS波群的R峰最大值出现的时间、QRS波群的最小导数出现的时间、完整信号的能量中心出现的时间或者完整信号的第一指示出现的时间。参考标注时间通常取决于测量信号的心内位置。将参考标注时间的定义及其值存储在参考ECG子模块37中。

在标测图构建步骤214中，处理器构造心脏34的电-解剖标测图的点。为了构造标测图点，处理器将在步骤212中估计的标注时间与相关参考标注时间(存储在子模块37中)的差值整合到心脏的标测图内(使用导航模块30)(图1)。子模块41也用于此步骤中。

通过返回肯定结果的继续进行条件216来指示步骤202-214的重复操作。如果条件216返回否定结果，通常由专业人员28决定停止步骤214的标测操作，则流程图结束。

如上文所指出，步骤202-214通常可针对不同情况来执行，所述不同情况包括健康心脏和具有已知缺陷的不健康心脏中的电极的不同位置。

图6示出了示意性曲线图，其中示出了根据本发明的一个实施例的应用上述方法获得的结果。从若干不同的情况中记录心内ECG信号，以产生数据库。从数据库中提取出大约5,900个心搏。将所有心搏编成十一组，各个组包括具有小于预定阈值的振幅的心搏。

阈值为信号噪声的量度，以使得含较低阈值的信号具有较高的噪声水平。对于特定组的各个心搏，估计R峰最大值的出现时间t_Rk、以及通过的活动波的出现时间t_Ck。k为表示所测量的多个心搏的索引。利用类似于针对流程图200所述的拟合分析法(本文也称为拟合标注方法)来估计t_Ck。用于估计t_Rk的方法在本文中也称为最大值标注方法。

在各个组内，计算时间的下述差值：

Δt_R＝t_Rk-t_R(k-1)

Δt_C＝t_Ck-t_C(k-1)                (3)

从公式(3)计算出下述变异系数：

$\mathrm{VA}{R}_R=\frac{\mathrm{\σ}\left(\mathrm{\Δ}{t}_R\right)}{M\left(\mathrm{\Δ}{t}_R\right)}$

$\mathrm{VA}{R}_C=\frac{\mathrm{\σ}\left(\mathrm{\Δ}{t}_C\right)}{M\left(\mathrm{\Δ}{t}_C\right)}---\left(4\right)$

其中σ(Δt)为所有Δt值的标准偏差，并且

M(Δt)为所有Δt值的平均值。

公式(4)的表达式给出了通过最大值标注方法或通过给定组内的心搏的拟合标注方法获得的标注时间的变化性的测量值。

曲线图300绘制出相对于组阈值的变化性VAR_R，并且曲线图302为曲线图300的线性回归。曲线图310绘制出相对于组阈值的变化性VAR_C，并且曲线图312为曲线图310的线性回归。通过比较这两组曲线图，显而易见的是，对于低阈值，即对于具有高噪声值的信号，根据本文所述的方法(即，利用拟合标注方法)处理的信号的变异性低于未经这些方法处理的信号的变化性。

应当理解，上述实施例仅以举例的方式进行引用，且本发明并不限于上面具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上述各种特征的组合和亚组合以及它们的变化形式和修改形式，本领域的技术人员在阅读上述说明时将会想到所述变化形式和修改形式，并且所述变化形式和修改形式并未在现有技术中公开。

Claims (30)

1.一种用于分析信号的方法，所述方法包括：

感测时变心内电位信号；

找到所述时变心内电位信号与预定振荡波形的拟合性；以及

估计所述信号响应所述拟合性的标注时间。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述时变心内电位信号包括单极信号。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述预定振荡波形包括单个完整振荡，所述单个完整振荡具有单个局部最大值、单个局部最小值以及分隔所述局部最小值和最大值的单个弯曲部。

4.根据权利要求1所述的方法，其中所述预定振荡波形包括高斯函数的一阶微分。

5.根据权利要求4所述的方法，其中所述一阶微分以不对称因子偏斜。

6.根据权利要求1所述的方法，其中所述时变心内电位信号包括双极信号。

7.根据权利要求6所述的方法，其中所述预定振荡波形包括第一单个完整振荡和第二单个完整振荡之间的差值。

8.根据权利要求7所述的方法，其中所述第一单个完整振荡包括第一单个局部最大值、第一单个局部最小值以及分隔所述第一局部最大值和最小值的第一弯曲部，并且其中所述第二单个完整振荡包括第二单个局部最大值、第二单个局部最小值以及分隔所述第二局部最大值和最小值的第二弯曲部。

9.根据权利要求7所述的方法，其中所述第一单个完整振荡和所述第二完整振荡由时间差值间隔开。

10.根据权利要求9所述的方法，其中所述时间差值为产生所述双极信号的电极的空间间距的函数。

11.根据权利要求9所述的方法，其中所述时间差值为相对于活动波的传播方向的电极取向的函数。

12.根据权利要求6所述的方法，其中所述预定振荡波形包括第一高斯函数一阶微分和第二高斯函数一阶微分之间的差值。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述第一高斯函数一阶微分以第一不对称因子偏斜，所述第二高斯函数一阶微分以第二不对称因子偏斜。

14.根据权利要求1所述的方法，其中所述时变心内电位信号包括三个或更多个两者间具有时间差值的单极信号，并且其中活动波的传播方向为所述时间差值的函数。

15.根据权利要求14所述的方法，其中具有各自位置的各个电极产生所述三个或更多个单极信号，并且其中所述各自位置构成所述函数的参数。

16.一种用于分析信号的设备，所述设备包括：

传感器，所述传感器被构造用于感测时变心内电位信号；和□处理器，所述处理器被构造用于：

找到所述时变心内电位信号与预定振荡波形的拟合性，并且估计所述信号响应所述拟合性的标注时间。

17.根据权利要求16所述的设备，其中所述时变心内电位信号包括单极信号。

18.根据权利要求17所述的设备，其中所述预定振荡波形包括单个完整振荡，所述单个完整振荡具有单个局部最大值、单个局部最小值以及分隔所述局部最小值和最大值的单个弯曲部。

19.根据权利要求16所述的设备，其中所述预定振荡波形包括高斯函数的一阶微分。

20.根据权利要求19所述的设备，其中所述一阶微分以不对称因子偏斜。

21.根据权利要求16所述的设备，其中所述时变心内电位信号包括双极信号。

22.根据权利要求21所述的设备，其中所述预定振荡波形包括第一单个完整振荡和第二单个完整振荡之间的差值。

23.根据权利要求22所述的设备，其中所述第一单个完整振荡包括第一单个局部最大值、第一单个局部最小值以及分隔所述第一局部最大值和最小值的第一弯曲部，并且其中所述第二单个完整振荡包括第二单个局部最大值、第二单个局部最小值以及分隔所述第二局部最大值和最小值的第二弯曲部。

24.根据权利要求22所述的设备，其中所述第一单个完整振荡和所述第二完整振荡由时间差值间隔开。

25.根据权利要求24所述的设备，其中所述时间差值为产生所述双极信号的电极的空间间距的函数。

26.根据权利要求24所述的设备，其中所述时间差值为相对于活动波的传播方向的电极取向的函数。

27.根据权利要求21所述的设备，其中所述预定振荡波形包括第一高斯函数一阶微分和第二高斯函数一阶微分之间的差值。

28.根据权利要求27所述的设备，其中所述第一高斯函数一阶微分以第一不对称因子偏斜，所述第二高斯函数一阶微分以第二不对称因子偏斜。

29.根据权利要求15所述的设备，其中所述时变心内电位信号包括三个或更多个两者间具有时间差值的单极信号，并且其中活动波的传播方向为所述时间差值的函数。

30.根据权利要求29所述的设备，其中具有各自位置的各个电极产生所述三个或更多个单极信号，并且其中所述各自位置构成所述函数的参数。

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