CN108348155B - 用于识别和标测心脏激动波前的方法和系统 - Google Patents

用于识别和标测心脏激动波前的方法和系统 Download PDF

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Abstract

可以从多个网格节点创建心脏激动波前图，对多个网格节点中的每一个分配传导速度矢量。将定向边定义为互连网格节点，并且将权重分配给定向边，由此创建加权定向传导速度图表。用户可以选择加权定向传导速度图表内的一个或多个点(其不一定对应于节点)，并且可以使用加权定向传导速度图表来识别经过这些点的一个或多个心脏激动波前。随后，可以将心脏激动波前显示在心脏几何形状的图形表示上。

Description

用于识别和标测心脏激动波前的方法和系统
相关申请的交叉引用
本申请要求于2015年9月2日提交的美国临时申请No.62/213,434的权益，其通过引用并入本文，如同在本文中完全阐述一样。
技术领域
本公开涉及电生理标测，诸如可以在心脏诊断和治疗程序中执行。特别地，本公开涉及用于识别和标测心脏激动波前的系统、设备和方法。
背景技术
心内导航和标测系统中的传导速度(“CV”)图显示在给定的标测点处电传导的方向和速度。CV图可通过采集相邻点的局部激动时间(“LAT”)或通过其它方法来计算。
给定CV图，在电生理学研究中也可能有兴趣识别不同的波前图案。在心脏激动期间可能会出现多种波前图案，包括例如碰撞、焦点、重新进入和转子。这些波前的识别和解释可以帮助分析各种电生理病理的机理特性。然而，为了研究这些波前图案，首先必须能够识别它们(例如，识别为与同一源相关联的CV图中的一组传导速度矢量)。
发明内容
本文公开了一种标测心脏激动波前的方法，包括以下步骤：接收心脏表面的至少一部分的几何形状，该几何形状包括多个节点；接收心脏表面的所述部分的电生理数据，该电生理数据包括传导速度数据；使用传导速度数据将传导速度矢量分配给多个节点中的每个节点，由此创建多个传导速度矢量；定义连接多个节点的多个定向边，由此创建定向传导速度图表；将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边，由此创建加权定向传导速度图表；以及使用加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前。
使用传导速度数据将传导速度矢量分配给多个节点中的每个节点的步骤可以包括内插传导速度数据以将每个传导速度矢量分配给多个节点中的关联节点。
定义连接多个节点的多个定向边的步骤可以包括多次重复：选择多个节点内的第一节点，该第一节点已被分配了第一传导速度矢量；选择多个节点内的第二节点，该第二节点已被分配了第二传导速度矢量；定义将第一节点连接到第二节点的第一矢量；定义将第二节点连接到第一节点的第二矢量；计算第一传导速度矢量与第一矢量之间的第一角度；计算第二传导速度矢量与第二矢量之间的第二角度；当第一角度小于90度时，定义从第一节点到第二节点的定向边；以及当第二角度小于90度时，定义从第二节点到第一节点的定向边。
在一些实施例中，将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边可包括：对于每个定向边，基于分配给相应定向边的第一节点的第一传导速度矢量和分配给相应定向边的第二节点的第二传导速度矢量来分配权重。
在其它实施例中，将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边可包括：对于每个定向边，基于在相应定向边的第一节点与相应定向边的第二节点之间行进所需的时间来分配权重。
在其它实施例中，将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边可包括：对于每个定向边，基于在相应定向边的第一节点处的第一峰峰电压和在相应定向边的第二节点处的第二峰峰电压来分配权重。
在另外的实施例中，将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边可包括：对于每个定向边，基于在相应定向边的第一节点处的第一周期长度和在相应定向边的第二节点处的第二周期长度来分配权重。
在其它实施例中，将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边可包括：对于每个定向边，基于分配给相应定向边的第一节点的第一传导速度矢量的第一方向和分配给相应定向边的第二节点的第二传导速度矢量的第二方向来分配权重。
在另外的实施例中，将权重分配给定向传导速度图表中的多个定向边的每个定向边可包括：对于每个定向边，基于传导速度一致性、传导速度规律性、电描记图形态相似性和接触力中的一个或多个来分配权重。
根据本公开的各方面，使用加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前可包括：识别心脏激动波前经过的多个节点的子集；识别多个节点的子集内的源节点；以及识别从源节点开始、经过多个节点的子集的心脏激动波前的路径。
在本公开的其它方面中，识别多个节点的子集的步骤可以包括：选择多个节点内的种子节点；将种子节点添加到多个节点的子集；以及应用从种子节点开始的生长算法以将一个或多个附加节点添加到多个节点的子集，其中生长算法：计算多个节点的子集内的第一节点与邻近第一节点且在多个节点的子集外部的第二节点之间的相似性量度，以及当相似性量度满足相似性标准时，将第二节点添加到多个节点的子集。相似性量度可至少部分地基于分配给第一节点的传导速度矢量的方向和分配给第二节点的传导速度矢量的方向。
识别多个节点的子集内的源节点的步骤可以包括将强连接分量分析应用于多个节点的子集。
识别从源节点开始、经过多个节点的子集的心脏激动波前的路径的步骤可包括识别从源节点开始、经过多个节点的子集的最低成本路径。
还设想了该方法可以包括：显示几何形状的图形表示；以及在几何形状的图形表示上显示心脏激动波前的图形表示。在几何形状的图形表示上显示心脏激动波前的图形表示的步骤可包括在几何形状的图形表示上动画绘制心脏激动波前的图形表示。例如，可基于平均心脏周期长度在一段持续时间内动画绘制心脏激动波前的图形表示。
在本公开的其它方面中，使用加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前的步骤包括：使用加权定向传导速度图表来识别第一心脏激动波前；以及使用加权定向传导速度图表来识别第二心脏激动波前，以及其中该方法进一步包括：显示几何形状的图形表示；在几何形状的图形表示上显示第一心脏激动波前的图形表示；以及在显示第一心脏激动波前的图形表示之后，在已经经过预设延迟时间之后，在几何形状的图形表示上显示第二心脏激动波前的图形表示。
在本公开的其它方面中，使用加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前的步骤包括：使用加权定向传导速度图表来识别第一心脏激动波前；以及使用加权定向传导速度图表来识别第二心脏激动波前，以及其中该方法进一步包括：确定应该合并第一心脏激动波前和第二心脏激动波前；将第一心脏激动波前和第二心脏激动波前合并成合并的心脏激动波前；显示几何形状的图形表示；以及在几何形状的图形表示上显示合并的心脏激动波前的图形表示。
在本公开的另外方面中，使用加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前的步骤包括：使用加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前的源；以及通过加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前的路径。
本文还公开了一种标测心脏激动波前的方法，包括：建立包括多个网格节点的网格；为多个网格节点中的每个网格节点分配传导速度矢量；定义互连多个网格节点的多个加权定向边，由此创建加权定向传导速度图表；使用加权定向传导速度图表来识别至少一个心脏激动波前；以及在心脏几何形状的图形表示上显示识别的至少一个心脏激动波前。
本公开还涉及一种用于标测心脏激动波前的系统，包括：心脏激动波前识别处理器，其被配置为：接收包括多个网格节点的网格以及包括传导速度数据的电生理数据作为输入；使用传导速度数据将传导速度矢量分配给多个网格节点中的每个网格节点；定义互连多个网格节点的多个加权定向边，由此创建加权定向传导速度图表；以及使用加权定向传导速度图表来识别至少一个心脏激动波前；以及标测处理器，其被配置为在心脏几何形状的图形表示上显示识别的至少一个心脏激动波前。
通过阅读下面的描述和权利要求，并通过查看附图，本发明的前述和其它方面、特征、细节、效用和优点将变得显而易见。
附图说明
图1是电生理系统的示意图，该系统诸如可用于电生理学研究。
图2描绘了用于电生理学研究的示例性多电极导管。
图3是根据本公开的实施例的可以遵循以标测心脏激动波前的代表性步骤的流程图。
图4a描绘了代表性网格。
图4b描绘了具有EP数据点的图4a的代表性网格。
图4c描绘了在EP数据点处具有传导速度矢量的图4a的代表性网格。
图4d描绘了传导速度矢量到图4a中所示的代表性网格(本文称为传导速度网格)的节点的分配。
图5描绘了代表性定向传导速度图表。
图6示出了连接传导速度网格的节点的定向边的定义中的多种情况。
图7a示意性地示出了平面式心脏激动波前。
图7b示意性地示出了旋转式心脏激动波前。
图7c示出了用于旋转式心脏激动波前的形状相关的权重函数。
图8是可以遵循以识别加权定向传导速度图表中的心脏激动波前的代表性步骤的流程图。
图9描绘了加权定向传导速度图表内的种子节点的识别。
图10a-10d示出了图9中识别的种子节点生长成心脏激动波前经过的节点的子集。
图11描绘了根据本公开的方面在传导速度图上显示心脏激动波前的方法。
具体实施方式
本公开提供了用于创建包括心脏激动波前的电生理图(例如，心电描记图)的方法、设备和系统。
图1示出了用于通过导航心脏导管并且测量在患者11的心脏10中发生的电活动以及三维地标测电活动和/或与如此测量的电活动相关或代表其的信息来进行心脏电生理学研究的电生理系统8的示意图。系统8可用于例如使用一个或多个电极来创建患者心脏10的解剖模型。系统8还可用于在沿着心脏表面的多个点处测量电生理数据，包括但不限于局部激动时间(“LAT”)，并将测量的数据与每个测量点(在该点测量电生理数据，例如以创建患者心脏10的诊断数据图)的位置信息相关联地存储。
如本领域普通技术人员将认识到的，并且如下面将进一步描述的，系统8可以确定物体的位置以及在一些方面中通常在三维空间内的物体的取向，并且将那些位置表达为相对于至少一个参考确定的位置信息。
为了简化说明，将患者11示意性地描绘为椭圆形。在图1中所示的实施例中，示出了应用于患者11的表面的三组表面电极(例如贴片电极)，定义了三个大致正交的轴，在本文中被称为x轴、y轴，以及z轴。在其它实施例中，电极可以以其它布置来定位，例如特定身体表面上的多个电极。作为另一种替代，电极不需要位于身体表面上，但可以位于身体内部或外部框架上。
在图1中，x轴表面电极12、14沿着第一轴被施加到患者，诸如在患者的胸部区域的侧面上(例如，施加到每个臂下面的患者皮肤)并且可以被称为左电极和右电极。y轴电极18、19沿着大致正交于x轴的第二轴(诸如沿着患者的大腿内侧和颈部区域)被施加到患者，并且可以被称为左腿电极和颈部电极。z轴电极16、22沿着大致正交于x轴和y轴二者的第三轴施加，诸如沿着患者的胸部区域中的胸骨和脊柱，并且可以被称为胸部电极和背部电极。心脏10位于这些表面电极对12/14、18/19和16/22之间。
附加表面参考电极(例如，“腹部贴片”)21为系统8提供参考和/或接地电极。腹部贴片电极21可以是下面进一步详细描述的固定的心内电极31的替代形式。还应该理解的是，另外，患者11可以使大部分或全部传统心电图(“ECG”或“EKG”)系统引线处于适当位置。在某些实施例中，例如，标准组的12个ECG引线可用于感测患者心脏10上的心电图。该ECG信息可用于系统8(例如，它可以作为输入提供给计算机系统20)。鉴于ECG引线很好理解，并且为了附图清楚起见，在图1中仅示出一个引线6及其与计算机系统20的连接。
具有至少一个电极17(例如，远侧电极)的代表性导管13也在图1中以示意性方式示出。该代表性导管电极17可以被称为“测量电极”或“巡回电极(roving electrode)”。通常，将使用导管13上或多个这种导管上的多个电极。在一个实施例中，例如，系统8可以利用设置在患者的心脏和/或脉管系统内的十二根导管上的64个电极。
在其它实施例中，系统8可以利用包括多个(例如八个)花键的单个导管，花键中的每一个进而包括多个(例如八个)电极。当然，这些实施例仅仅是示例性的，并且可以使用任何数量的电极和导管。事实上，在一些实施例中，可以利用高密度标测导管，诸如圣犹达医疗公司的EnSiteTMArrayTM非接触标测导管。
同样，应该理解的是，导管13(或多个这种导管)通常经由一个或多个导引器并使用熟悉的程序引入患者的心脏和/或脉管系统中。为了本公开的目的，图2中示出了示例性多电极导管13的一段。在图2中，导管13通过经中隔鞘35延伸到患者心脏10的左心室50中。使用经中隔进入左心室的方法是众所周知的，并且对于本领域的普通技术人员而言是熟悉的，并且本文不需要进一步描述。当然，导管13也可以以任何其它合适的方式引入心脏10中。
在所示实施例中，导管13在其远侧末端上包括电极17以及沿其长度间隔开的多个附加测量电极52、54、56。通常，相邻电极之间的间隔将是已知的，但应该理解的是，电极可以不沿导管13均匀间隔开或彼此尺寸相等。由于这些电极17、52、54、56中的每一个位于患者体内，因此系统8可以对于电极中的每一个电极同时采集位置数据。
类似地，电极17、52、54和56中的每一个可用于采集来自心脏表面的电生理数据。本领域普通技术人员将熟悉用于获取和处理电生理学据点(包括例如接触和非接触电生理标测二者)的多种形态，因而其进一步的讨论对于理解本文公开的传导速度标测技术不是必需的。类似地，本领域中熟悉的多种技术可用于从多个电生理数据点生成图形表示。鉴于普通技术人员会理解如何从电生理数据点创建电生理图，因而其各方面在本文中将仅被描述到理解本文公开的图所必需的程度。
现在回到图1，在一些实施例中，在第二导管29上示出固定的参考电极31(例如，附接到心脏10的壁)。为了校准的目的，该电极31可以是静止的(例如，附接到心脏壁或附近)或者以与巡回电极(例如，电极17、52、54、56)固定的空间关系设置，并且因此可以被称为“导航参考”或“局部参考”。除了上述表面参考电极21之外或作为替代，可以使用固定参考电极31。在许多情况下，心脏10中的冠状窦电极或其它固定电极可以用作测量电压和位移的参考；即，如下所述，固定参考电极31可以定义坐标系的原点。
每个表面电极耦合到多路复用开关24，并且通过在计算机20上运行的软件来选择表面电极对，该计算机20将表面电极耦合到信号发生器25。可替代地，开关24可以被去除并且可以提供信号发生器25的多个(例如三个)实例，每个测量轴一个实例(即每个表面电极配对)。
计算机20例如可以包括传统的通用计算机、专用计算机、分布式计算机或任何其它类型的计算机。计算机20可以包括一个或多个处理器28(诸如单个中央处理单元(CPU))或多个处理单元(通常称为并行处理环境)，其可以执行指令以实践本文公开的多个方面。
通常，通过一系列驱动和感测的电偶极子(例如，表面电极对12/14、18/19和16/22)生成三个名义上正交的电场，以便实现导管在生物导体中的导航。可替代地，这些正交场可以被分解，并且任何表面电极对可以作为偶极子被驱动以提供有效的电极三角测量。类似地，电极12、14、18、19、16和22(或任何其它数量的电极)可以以任何其它有效布置来定位，以用于驱动电流至心脏中的电极或感测来自心脏中的电极的电流。例如，可以在患者11的背部、侧面和/或腹部放置多个电极。对于任何期望的轴，可以将由预定的一组驱动(源-库)配置导致的在巡回电极两端所测量的电势以代数方式组合以产生与通过简单地沿正交轴驱动均匀电流所获得的相同的有效电势。
因此，表面电极12、14、16、18、19、22中的任何两个表面电极可被选择为关于诸如腹部贴片21的接地参考的偶极子源和漏极，而未激励的电极测量关于接地参考的电压。放置在心脏10中的巡回电极17、52、54、56暴露于来自电流脉冲的场中并且关于诸如腹部贴片21的地进行测量。实际上，心脏10内的导管可以包含比所示的四个电极更多或更少的电极，并且可以测量每个电极电势。如前所述，可以将至少一个电极固定到心脏的内表面以形成固定的参考电极31，该固定的参考电极31也关于诸如腹部贴片21的地进行测量，并且该固定的参考电极31可以被定义为定位系统8相对于其测量位置的坐标系的原点。来自表面电极、内部电极和虚拟电极中的每一个电极的数据集可全部用于确定心脏10内的巡回电极17、52、54、56的位置。
系统8可以使用测量的电压来确定心脏内的电极(诸如巡回电极17、52、54、56)相对于参考位置(诸如参考电极31)的三维空间中的位置。也就是说，在参考电极31处测量的电压可以用于定义坐标系的原点，而在巡回电极17、52、54、56处测量的电压可以用于表达巡回电极17、52、54、56相对于原点的位置。在一些实施例中，坐标系是三维(x，y，z)笛卡尔坐标系，但也可以考虑其它坐标系，诸如极坐标系、球坐标系和柱坐标系。
从上述讨论应该清楚，在表面电极对在心脏上施加电场时，测量用于确定心脏内电极位置的数据。电极数据也可以用于生成呼吸补偿值，该呼吸补偿值用于改善电极位置的原始位置数据，如在美国专利No.7,263,397中描述的，该专利的全部内容通过引用并入本文。电极数据也可以用于补偿患者身体阻抗的变化，如例如在美国专利No.7,885,707中描述的，该专利的全部内容通过引用并入本文。
在一个代表性实施例中，系统8首先选择一组表面电极，然后用电流脉冲驱动它们。在输送电流脉冲的同时，测量并存储电活动，诸如用剩余表面电极和体内电极中的至少一个测量的电压。可以如上所述执行对伪影诸如呼吸和/或阻抗偏移的补偿。
在一些实施例中，系统8是生成如上所述的电场的圣犹达医疗公司的EnSiteTMVelocityTM心脏标测和可视化系统，或依赖于电场的另一定位系统。然而，其它定位系统可以结合本教导使用，包括例如利用磁场代替电场或除了电场之外还利用磁场以进行定位的系统。这种系统的示例包括但不限于生物传感韦伯斯特公司(Biosense Webster,Inc.,)的CARTO导航和定位系统、北方电信公司(Northern Digital Inc.,)的系统、Sterotaxis的磁导航系统，以及二者都来自圣犹达医疗公司的MediGuideTM技术和EnSiteTMPrecisionTM系统。
以下专利(所有这些专利全部通过引用并入本文)中描述的定位和标测系统也可以用于本发明：美国专利No.6,990,370；6,978,168；6,947,785；6,939,309；6,728,562；6,640,119；5,983,126；以及5,697,377。
2014年10月15日提交并且通过引用并入本文(如同在本文中完全阐述一样)的美国临时申请No.62/063,987号公开了用于创建提供关于心脏激动波前的局部传导速度的信息的电生理图的方法、设备和系统。在这种图(本文称为“CV图”)中，期望能够识别不同的波前图案(例如，碰撞、焦点、重新进入、转子)。因此，期望将波前识别为与共同源相关联的一组传导速度矢量。
本文将参考如图3所示的代表性步骤的流程图来解释使用传导速度矢量信息标测心脏激动波前的一种基本方法。在一些实施例中，例如，流程图可以表示几个示例性步骤，其可以由图1的计算机20(例如，通过一个或多个处理器28)执行以如本文所述的识别并标测心脏激动波前。应该理解的是，下面描述的代表性步骤可以是硬件或软件实现的。为了解释起见，本文使用术语“信号处理器”来描述本文教导的基于硬件和基于软件的实施方式。
在框302中接收心脏几何形状(即，心脏表面的至少一部分的几何形状)。如本领域普通技术人员将理解的，心脏几何形状由多个位置点(在本文中也被称为“节点”)定义。这些节点可以通过边互连；节点和边的集合一起形成表示心脏表面的网格。在图4a中示出了包括多个节点402的代表性网格400。
在一些实施例中，使用定位系统8获取心脏几何形状。例如，作为圣犹达医疗公司的EnSiteTMVelocityTM心脏标测系统的一部分的OneModelTM和/或OneMapTM工具可用于创建心脏几何形状。然而，也可以设想，心脏几何形状可以使用其它形态获取，包括但不限于MRI、CT和超声标测。此外，鉴于心脏几何形状的生成和获取对于本领域的普通技术人员而言将是熟悉的，因而其进一步的解释对于理解本文公开的心脏激动波前标测技术来说不是必需的。
根据本公开的各方面，网格400内的节点402的相对间隔可以是基本上均匀的。例如，节点402可以以用户可选的均匀间隔诸如大约1mm定位。
在步骤304中接收由心脏几何形状表示的心脏表面部分的电生理(“EP”)数据。EP数据可以例如使用如上所述的多电极导管13来采集。如本领域普通技术人员所熟悉的，并且如上所述，EP数据描述了在心脏表面上发生的电生理活动，并且可以包括但不限于传导速度数据、局部激动时间(“LAT”)数据、电压数据(例如峰峰电压数据)、分级数据和周期长度数据。
如上所述，本领域普通技术人员将熟悉EP标测，因而其各方面在本文中将仅被描述到理解本文公开的图所必需的程度。因此，仅为了说明的目的，本文公开的心脏激动波前标测技术的各方面将结合传导速度数据进行描述，应理解的是，在本领域普通技术人员能力范围内将这些教导扩展到其它EP数据。
在一些实施例中，本文公开的激动波前标测技术被应用于传导速度图，例如如在美国临时申请No.62/063,987中公开的。然而，在其它实施例中，EP数据(例如，接收的传导速度数据)可能不直接标测到网格。也就是说，测量和/或计算EP数据的点404(通常被称为“EP数据点”或“图点”)可能与心脏几何形状400的节点402不一致。图4b示出了这个情况。
如本领域普通技术人员将从本公开中认识到的，在这种情况下使用在点404处测量的EP数据将EP数据分配给节点402(框306)是有益的。图4c和图4d示出了例如使用高斯核通过内插在点404处测量的传导速度数据408将传导速度矢量406分配给节点402的一种合适的方法。
框306的输出在本文中被称为“传导速度网格”(即，包括传导速度矢量406的节点402的集合)。图4d示出了通过将从传导速度数据408内插的数据分配给节点402而生成的代表性传导速度网格410。
可以设想，在将EP数据分配给节点402时，可以排除某些EP数据。例如，美国临时申请No.62/063,987公开了一种“一致性指数”，其对于给定EP数据点随时间变化来测量在传导速度矢量成分的方向上的一致性程度。高传导速度一致性指数可以与高度的方向一致性相关联，而低传导速度一致性指数可以与低度的方向一致性相关联(即，传导速度矢量成分方向上的高度随机性)。根据本公开的各方面，当将传导速度矢量分配给节点402时，将仅包括来自表现出适当的高一致性指数(例如，具有超过预设的一致性指数阈值的一致性指数，其可以是用户确定的)的点404的传导速度数据。
类似地，可以设想EP数据可以基于其它度量被排除，例如具有低电压或高分级。
在框308中，节点402通过多个定向边互连。框308的结果在本文中被称为“定向传导速度图表”。图5中示出了代表性定向传导速度图表500，其对应于图4d中所示的传导速度网格410。
现在将参考图6来描述定义互连节点402的多个定向边502的一种合适方法，图6示出了已分配相应传导速度矢量和的任何节点对i、j的四个可能的定向边情况。定义了矢量其将节点i连接到节点j，并且定义了矢量其将节点j连接到节点i。和形成角度Θdi。同样，和形成角度Θdj。
在图6的左上象限中所示的第一种情况下，Θdi小于90度，并且Θdj大于或等于90度。在这种情况下，节点j可从节点i到达，但反之则不然。因此，从节点i到节点j定义定向边502。
在图6的右上象限中所示的第二种情况下，Θdi大于或等于90度，并且Θdj小于90度。在这种情况下，节点i可从节点j到达，但反之则不然。因此，从节点j到节点i定义定向边502。
在图6的左下象限中所示的第三种情况下，Θdi和Θdj二者都小于90度。在这种情况下，节点i和j中的每一个都可以从另一个节点到达。因此，从节点i到节点j和从节点j到节点i分别定义两个定向边502a和502b。
在图6的右下象限中所示的第四种情况下，Θdi和Θdj二者都大于或等于90度。在这种情况下，节点i或j都不能从另一个节点到达。因此，在节点i和j之间没有定义定向边。
在框310中，将权重(或成本)分配给每个定向边502。如下面更详细讨论的，分配给定向边502的权重是在定向边502所连接的节点i和j处的传导速度矢量和源自相同的心脏激动波前的可能性的度量。也就是说，权重越低，和源自相同的心脏激动波前的可能性越大。框310的结果在本文被称为“加权定向传导速度图表”。
可以使用多种度量来定义连接一对节点i、j的定向边的权重函数W。在下面的段落中将描述几个合适的权重函数W。应该理解的是，下文中描述的示例性权重函数W可以单独地或以多种组合应用。换句话说，虽然下文中描述的代表性权重函数被呈现为仅是单个度量的函数，但是将权重函数定义为本文描述的多个度量的函数(例如，既基于传导速度又基于时间的权重函数)处于本公开的精神和范围内。
基于传导速度的权重函数WCV(i，j)。根据本公开的一个方面，权重函数W基于分别分配给节点i和j的传导速度矢量和之间的相似性。根据公式可以计算这两个矢量之间的角度，并且可以根据公式计算幅度差。权重函数W可以是Θi，j和di，j二者的函数，例如WCV(i，j)＝w1*Θi，j+w2*di，j，其中w1和w2分别是与和之间的角度以及和之间幅度差相关联的加权因子。根据该代表性公式，如果其节点i和j具有相似的传导速度矢量(反映相似的传导速度矢量可能源自相同的心脏激动波前)，则定向边502将具有较小的权重。
基于时间的权重函数Wt(i，j)。根据本公开的另一方面，权重函数W基于在两个节点i和j之间沿其间的定向边行进所需的时间。这进而可以通过将节点i和j之间的距离除以沿着连接节点i和j的定向边的速度来计算。例如，如果定向边从节点i延伸到节点j，则(上文定义和Θdi)。根据该代表性公式，定向边502的权重将与波前沿该定向边传播所花费的时间成正比。
基于电压的权重函数WV(i，j)。在本公开的另一方面，权重函数W基于节点i和j处的电压(例如，峰峰电压)Vi和Vj之间的相似性。例如，WV(i，j)＝|Vi-Vj|。根据该代表性公式，如果其节点i和j具有相似的峰峰电压(反映相似的峰峰电压通常源自相同的心脏激动波前)，则定向边502将具有较小的权重。
基于周期长度的权重函数WCL(i，j)。在本公开的另一方面，权重函数W基于节点i和j处的周期长度CLi和CLj之间的相似性。例如，WCL(i，j)＝|CLi-CLj|。根据该公式，如果节点i和j具有相似的周期长度(反映相似的周期长度通常源自相同的心脏激动波前)，则定向边502将具有较小的权重。
其它合适的度量。在权重函数中可考虑的其它合适度量包括但不限于传导速度一致性、传导速度规律性、电描记图形态相似性、接触力或其组合。本领域普通技术人员将认识到如何使用这些多种度量导出权重函数(例如，以在可能经历相同心脏激动波前的互连两个节点的定向边上计算较低权重的方式)。
形状相关的权重函数。上面描述的基于传导速度、时间、电压和周期长度的权重函数通常呈现心脏激动波前的恒定模型。该模型虽然适用于平面波前，但对其它波前图案(例如旋转波前)并不适用。
因此，在一些实施例中，不同的权重函数可以用于不同的波前图案，使得权重函数是形状相关的。为了说明的目的，将参考传导速度矢量取向来描述形状相关的权重函数。然而，应该理解的是，也可以对于本文讨论的任何其它度量(例如，传导速度幅度、时间、电压、周期长度、传导速度一致性、传导速度规律性、电描记图形态一致性、接触力等)导出形状相关的权重函数。
基于传导速度矢量取向的权重函数是Θi，j(如上定义)的函数。对于诸如图7a中示意性示出的平面波，较小的角度Θi，j反映了分配给节点i和j的相应传导速度矢量的取向之间的较大相似性，并且因此应该产生较小的权重。因此，用于平面波的合适的基于传导速度矢量取向的权重函数可以定义为WCV(i，j)＝Θi，j。
另一方面，对于如图7b中示意性示出的旋转波，即使在相同的心脏激动波前内，分配给定向边的节点的传导速度矢量的取向也可能存在相当大的变化。因此，如果应用于旋转波，则上文针对平面波描述的形状相关的权重函数将给出“假阴性”。
因此，旋转波的合适的权重函数可以是三个传导速度矢量之间的两个角度的比较。如图7c中所示，三个相邻节点i、j和k具有分配其的相应传导速度矢量和和形成角度Θi，j，而和形成角度Θk，i。
对于旋转波，可以预期波前进入节点(例如节点i)的角度将类似于波前离开该节点的角度。因此，当Θi，j～Θk，i时应该分配较小的权重。因此，用于旋转波的一个合适的形状相关的权重函数是WCV(i，j)＝Θk，i-Θi，j。
用于其它波形(例如，焦点、碰撞)的其它权重函数和/或使用附加和/或不同度量(例如，传导速度幅度、峰峰电压等)的权重函数也被考虑。
在框312中使用加权定向传导速度图表识别一个或多个心脏激动波前。图8的流程图800中示出了框312中可以包括的代表性步骤的进一步细节。
在框802中，例如通过允许用户点击加权定向传导速度图表的图形表示来选择种子节点。如图9中所示，如果用户没有精确地选择节点，则系统8会将用户的输入解释成将最近节点选择为种子节点900。
有利地，在框802中用户对种子节点的选择可以相对于待识别和/或标测的加权定向传导速度图表和心脏激动波前二者是任意的。也就是说，不仅用户不需要精确地选择加权定向传导速度图表内的节点，用户也不需要尝试识别心脏激动波前的起始点。相反，本文描述的方法应用于任意选择的种子节点900以识别经过种子节点900的心脏激动波前的起始点。
根据本公开的附加方面，种子节点900可以诸如通过系统8而不是通过用户选择来自动确定。例如，如上所述，节点402可以具有向其分配的EP数据(例如，传导速度、周期长度等)。该EP数据可被系统8用作识别种子节点900的标准(例如，具有最高传导速度、最短周期长度等的节点402)。
种子节点900然后经由生长算法的应用“生长”，以包括相同心脏激动波前经过的多个节点的子集(框804)。生长算法计算相邻节点i和j之间(例如，图9中的种子节点900和相邻节点902之间)的相似性量度SM(i,j)，将相似性量度与相似性标准(例如，相似性阈值)进行比较，并且如果相似性量度满足相似性标准(例如，它超过相似性阈值)，则将相邻节点902添加到多个节点的子集。
一个合适的相似性标准基于由相邻节点的传导速度矢量形成的角度。如果由相邻节点i和j的传导速度矢量和形成的角度Θi，j小于阈值角度α，则将相邻节点j添加到子集。另一方面，如果角度超过阈值角度α，则不将相邻节点j添加到子集。
这在图10a-10d中进一步示出。图10a示出了种子节点i和标记为p、j和k的三个相邻节点。正如本领域的普通技术人员从前面的公开中可以理解的那样，向其分配的传导速度矢量分别表示为和类似地，和之间的角度被表示为Θp，i，和之间的角度被表示为Θi，j，并且和之间的角度被表示为Θi，k。将Θp，i、Θi，j和Θi，k中的每一个与阈值角度α进行比较。如图10b中所示，对于小于α的每个角度(例如，Θp，i和Θi，k)，将相应相邻节点(例如，p和k)添加到心脏激动波前经过的节点的子集。因为Θi，j>α，所以不将节点j添加到心脏激动波前经过的节点的子集。该过程可以迭代地重复，直到所有节点已经针对它们的相邻节点进行检查，从而获得心脏激动波前经过的节点的最终子集，如图10c(阴影和圆圈)和10d(从周围排除的节点中提取)中所示。
正如不同的权重函数可以用于如上所述的不同的波前形状，在不脱离本公开的范围的情况下也可以利用不同的相似性量度。例如，在一些实施例中，相似性量度SM(i,j)与WCV(i，j)(即，定向边连接节点i和j的基于传导速度的权重)相同。
类似地，相似性量度可以是多个度量的函数。例如，可以将SM(i,j)定义为定向边连接节点i和j的基于传导速度的权重和基于周期长度的权重的函数：Θ1WCV(i，j)+Θ2WCL(i，j)。
在其它实施例中，使用独立于第一相似性量度的第二相似性量度来重复生长过程。
一旦识别出心脏激动波前经过的节点的子集，则在框806中确定源节点(即，与心脏激动波前的原点对应的节点)。根据本公开的各方面，强连接分量分析(参见Sharir，Astrong connectivity algorithm and its applications to data flow analysis，Computers and Mathematics with Applications 7(1)：67-72(1981)；Cormen，Introduction to algorithms(2009)，二者通过引用并入，如同在此完全阐述的那样)被应用于识别源节点。
在框808中，识别经过节点的子集并且从源节点开始的心脏激动波前的路径。在本文公开的实施例中，通过寻找经过节点的子集的最低成本路径来确定心脏激动波前的路径。
现在回到图3，在框314中，可以诸如在显示器23上的心脏几何形状的图形表示上显示心脏激动波前。图11中示出了显示心脏激动波前的一种代表性方法。如图11中所示，两个识别的心脏激动波前1100、1102在CV图1104上以不同的灰度显示其对应的传导速度矢量。
根据本公开的另一方面，通过顺序地显示根据其局部激动时间和局部传导速度的传导速度矢量来显示心脏激动波前，从在框806中识别的源节点开始并沿着框808中识别的路径前进。
在一些实施例中，可以通过动画绘制(例如，在心脏激动的平均周期长度内)，诸如通过在随后的传导速度矢量出现时移除或减弱先前的传导速度矢量(使其看起来就好像传导速度矢量正在移动穿过心脏几何形状的图形表示一样)，显示心脏激动波前。例如，每个传导速度矢量可以根据其局部激动时间初始发亮，并且可以基于其局部传导速度保持发亮一段时间。
还设想顺序地显示多个心脏激动波前。例如，如果用户识别三个种子节点(或者如果系统8用于自动识别三个种子节点)，则可以识别三个心脏激动波前，并且随后按照用户定义的延迟时段分开的顺序显示。
还设想可以由用户手动和/或根据一个或多个预设标准自动地将这些多个波前分类和/或优先化。例如，可以根据它们相应的平均周期长度、它们相应的平均传导速度等将多个波前分类和/或优先化。一旦分类和/或优先化，可以如上所述按顺序显示波前(例如，在连续分类的波前的显示之间具有用户定义的延迟)。
本领域的普通技术人员还将认识到，如果疤痕或其它阻塞中断心脏激动波前的路径，则单个心脏激动波前可能看起来是多个心脏激动波前。因此，在实施例中，可以通过检测阻塞(例如，使用低电压值和分级电描记图/电势)将多个心脏激动波前(例如，w1,w2,...,wn)合并成单个心脏激动波前(例如w’)，识别应该合并的波前，并且随后顺序地合并波前(例如，w1+w2→w’，则w’+w3→w’等等，直到所有n个波前合并成最终的w’)。例如，当合并w1和w2时，w1的最后节点可以连接到w2的源节点。以下阐述的是一种合适的波前合并算法：
多个波前合并
输入：n个波前w1,w2,...,wn
输出：合并的波前w’
1设定w’＝w1
2对于每个波前wi
3识别wi和w’之间的连接区域R
4基于波前方向将wi和w’分类，并且获得wi和w’的顺序，
5w’←组合wi、R、w’
6基于wi和w’的顺序重新分配激动时间
虽然上文已经以一定程度的特殊性描述了本发明的若干实施例，但本领域技术人员可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下对所公开的实施例进行许多改变。
例如，尽管本公开的各方面涉及使用EP数据来标测心脏激动波前，但可以设想非EP数据也可以用于标测心脏激动波前。合适的非EP数据包括但不限于基于超声波的度量、基于MRI的功能图像、基于接触导管的心脏运动测量以及提供关于心室中不同解剖位置的方向和速度的信息的其它数据(例如，心脏力学、心脏流体动力学以及在三维领域中可表示的任何其它物理现象)。本领域普通技术人员将认识到如何适应和扩展本文的教导到这种非EP数据。
作为另一个示例，根据本文的教导，可以使用多个导管来采集可以被利用的EP数据。
所有方向参考(例如上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶部、底部、上方、下方、垂直、水平、顺时针和逆时针)仅用于识别目的以帮助读者对本发明的理解，并且特别是对于本发明的位置、取向或使用不会造成限制。连接参考(例如，附接、耦合、连接等)应被广义地解释并且可包括元件连接之间的中间构件以及元件之间的相对移动。因此，连接参考不一定会推断出两个元素是直接连接的，并且是彼此固定关系的。
旨在包含在以上描述中或附图中示出的所有内容应被解释为仅仅是说明性的而非限制性的。在不脱离所附权利要求限定的本发明的精神的情况下，可以进行细节或结构的改变。

Claims (22)

1.一种标测心脏激动波前的方法，包括：
接收心脏表面的至少一部分的几何形状，所述几何形状包括多个节点；
接收所述心脏表面的所述部分的电生理数据，所述电生理数据包括传导速度数据；
使用所述传导速度数据将传导速度矢量分配给所述多个节点中的每个节点，由此创建多个传导速度矢量；
定义连接所述多个节点的多个定向边，由此创建定向传导速度图表；
将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边，由此创建加权定向传导速度图表；以及
使用所述加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前。
2.根据权利要求1所述的方法，其中使用所述传导速度数据将传导速度矢量分配给所述多个节点中的每个节点包括内插所述传导速度数据以将每个传导速度矢量分配给所述多个节点中的关联节点。
3.根据权利要求1所述的方法，其中定义连接所述多个节点的多个定向边包括多次重复：
选择所述多个节点内的第一节点，所述第一节点已被分配了第一传导速度矢量；
选择所述多个节点内的第二节点，所述第二节点已被分配了第二传导速度矢量；
定义将所述第一节点连接到所述第二节点的第一矢量；
定义将所述第二节点连接到所述第一节点的第二矢量；
计算所述第一传导速度矢量与所述第一矢量之间的第一角度；
计算所述第二传导速度矢量与所述第二矢量之间的第二角度；
当所述第一角度小于90度时，定义从所述第一节点到所述第二节点的定向边；以及
当所述第二角度小于90度时，定义从所述第二节点到所述第一节点的定向边。
4.根据权利要求1所述的方法，其中将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边包括：对于每个定向边，基于分配给相应定向边的第一节点的第一传导速度矢量和分配给相应定向边的第二节点的第二传导速度矢量来分配权重。
5.根据权利要求1所述的方法，其中将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边包括：对于每个定向边，基于在相应定向边的第一节点与相应定向边的第二节点之间行进所需的时间来分配权重。
6.根据权利要求1所述的方法，其中将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边包括：对于每个定向边，基于在相应定向边的第一节点处的第一峰峰电压和在相应定向边的第二节点处的第二峰峰电压来分配权重。
7.根据权利要求1所述的方法，其中将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边包括：对于每个定向边，基于在相应定向边的第一节点处的第一周期长度和在相应定向边的第二节点处的第二周期长度来分配权重。
8.根据权利要求1所述的方法，其中将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边包括：对于每个定向边，基于分配给相应定向边的第一节点的第一传导速度矢量的第一方向和分配给相应定向边的第二节点的第二传导速度矢量的第二方向来分配权重。
9.根据权利要求1所述的方法，其中将权重分配给所述定向传导速度图表中的所述多个定向边的每个定向边包括：对于每个定向边，基于传导速度一致性、传导速度规律性、电描记图形态相似性和接触力中的一个或多个来分配权重。
10.根据权利要求1所述的方法，其中使用所述加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前包括：
识别所述心脏激动波前经过的所述多个节点的子集；
识别所述多个节点的所述子集内的源节点；以及
识别从所述源节点开始、经过所述多个节点的所述子集的所述心脏激动波前的路径。
11.根据权利要求10所述的方法，其中识别所述多个节点的子集包括：
选择所述多个节点内的种子节点；
将所述种子节点添加到所述多个节点的所述子集；以及
应用从所述种子节点开始的生长算法以将一个或多个附加节点添加到所述多个节点的所述子集，
其中所述生长算法：
计算所述多个节点的所述子集内的第一节点与邻近所述第一节点且在所述多个节点的所述子集外部的第二节点之间的相似性量度，以及
当所述相似性量度满足相似性标准时，将所述第二节点添加到所述多个节点的所述子集。
12.根据权利要求11所述的方法，其中所述相似性量度至少部分地基于分配给所述第一节点的传导速度矢量的方向和分配给所述第二节点的传导速度矢量的方向。
13.根据权利要求10所述的方法，其中识别所述多个节点的所述子集内的源节点包括将强连接分量分析应用于所述多个节点的所述子集。
14.根据权利要求10所述的方法，其中识别从所述源节点开始、经过所述多个节点的所述子集的所述心脏激动波前的路径包括识别从所述源节点开始、经过所述多个节点的所述子集的最低成本路径。
15.根据权利要求1所述的方法，进一步包括：
显示所述几何形状的图形表示；以及
在所述几何形状的所述图形表示上显示所述心脏激动波前的图形表示。
16.根据权利要求15所述的方法，其中在所述几何形状的所述图形表示上显示所述心脏激动波前的图形表示包括在所述几何形状的所述图形表示上动画绘制所述心脏激动波前的所述图形表示。
17.根据权利要求16所述的方法，其中在所述几何形状的所述图形表示上动画绘制所述心脏激动波前的所述图形表示包括基于平均心脏周期长度在一段持续时间内动画绘制所述心脏激动波前的所述图形表示。
18.根据权利要求1所述的方法，其中使用所述加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前包括：
使用加权定向传导速度图表来识别第一心脏激动波前；以及
使用加权定向传导速度图表来识别第二心脏激动波前，以及
其中所述方法进一步包括：
显示所述几何形状的图形表示；
在所述几何形状的所述图形表示上显示所述第一心脏激动波前的图形表示；以及
在显示所述第一心脏激动波前的所述图形表示之后，在已经经过预设延迟时间之后，在所述几何形状的所述图形表示上显示所述第二心脏激动波前的图形表示。
19.根据权利要求1所述的方法，其中使用所述加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前包括：
使用所述加权定向传导速度图表来识别第一心脏激动波前；以及
使用所述加权定向传导速度图表来识别第二心脏激动波前，以及
其中所述方法进一步包括：
确定应该合并所述第一心脏激动波前和所述第二心脏激动波前；
将所述第一心脏激动波前和所述第二心脏激动波前合并成合并的心脏激动波前；
显示所述几何形状的图形表示；以及
在所述几何形状的所述图形表示上显示所述合并的心脏激动波前的图形表示。
20.根据权利要求1所述的方法，其中使用所述加权定向传导速度图表来识别心脏激动波前包括：
使用所述加权定向传导速度图表来识别所述心脏激动波前的源；以及
通过所述加权定向传导速度图表来识别所述心脏激动波前的路径。
21.一种标测心脏激动波前的方法，包括：
建立包括多个网格节点的网格；
为所述多个网格节点中的每个网格节点分配传导速度矢量；
定义互连所述多个网格节点的多个加权定向边，由此创建加权定向传导速度图表；
使用所述加权定向传导速度图表来识别至少一个心脏激动波前；以及
在心脏几何形状的图形表示上显示识别的所述至少一个心脏激动波前。
22.一种用于标测心脏激动波前的系统，包括：
心脏激动波前识别处理器，其被配置为：
接收包括多个网格节点的网格以及包括传导速度数据的电生理数据作为输入；
使用所述传导速度数据将传导速度矢量分配给所述多个网格节点中的每个网格节点；
定义互连所述多个网格节点的多个加权定向边，由此创建加权定向传导速度图表；以及
使用所述加权定向传导速度图表来识别至少一个心脏激动波前；以及
标测处理器，其被配置为在心脏几何形状的图形表示上显示识别的所述至少一个心脏激动波前。
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