CN110251228A - 用于心房纤颤注记的双重双极构型 - Google Patents

Abstract

本发明公开了心脏的导管插入术，其通过以下方式执行：将具有电极的探头插入活体受检者的心脏中，记录来自所述心脏中的位置处的所述电极中的一个电极的双极电描记图和单极电描记图，以及定义双极电描记图的电势的变化率超过预先确定的值的感兴趣窗口。注记在单极电描记图中建立，其中该注记表示感兴趣窗口内单极电描记图的电势的最大变化率。将品质值指定至注记，并且生成其中包括注记及其品质值的心脏的一部分的3维标测图。

Description

用于心房纤颤注记的双重双极构型

相关申请的交叉引用

本申请要求2014年1月29日提交的美国临时专利申请61/932,877的权益，该临时专利申请以引用方式并入本文。

背景技术

1.技术领域

本发明涉及心脏生理学。更具体地，本发明涉及心脏中电传播的评估。

2.相关领域的描述

表1-首字母缩略词和缩写词

CFAE	复杂碎裂心房电描记图
		ECG	心电图
EGM	电描记图
		FIR	有限无限响应
IIR	无限脉冲响应
		LAT	局部激动时间
WCT	威尔逊中央终端

心律失常(诸如心房纤颤)是发病和死亡的重要原因。共同转让的美国专利5,546,951和美国专利6,690,963(均授予Ben Haim)以及PCT专利申请WO 96/05768公开了用于感测心脏组织的电属性(例如，局部激动时间)作为心脏内的精确位置的函数的方法，这些专利均以引用方式并入本文。用被推进至心脏中的一个或多个导管采集数据，该导管在其远侧末端具有电传感器和位置传感器。基于这些数据而形成心脏的电活动的标测图的方法被公开在共同转让的美国专利6,226,542和美国专利6,301,496(均授予Reisfeld)中，这些专利以引用方式并入本文。如这些专利所指出的那样，通常初始测量约10个点至约20个点的位置和电活动，以生成心脏表面的初步重建或标测图。该初步标测图往往结合在另外的点采集的数据，以便生成更全面的心脏电活动标测图。实际上，在临床环境中，在100个或更多位点累积数据以生成详细、全面的心腔电活动的标测图并不少见。所生成的详细标测图可随后用作决定治疗活动过程(例如组织消融)的基础，以改变心脏电活动的传播并恢复正常的心脏节律。

包含位置传感器的导管可用于确定心脏表面上的点的轨线。这些轨线可用于推断运动特性诸如组织的收缩性。如在美国专利5,738,096(授予Ben Haim并全文以引用方式并入本文)中所公开的那样，标测图示出当轨线信息在心脏中足够数量的点处采样时，可以构造出此类运动特性。

心脏中某个点处的电活动通常通过推进在心腔中的多个点处同时测量电活动的多电极导管来测量。从时变的电势导出的记录被称为电描记图，该电势由一个或多个电极测量。电描记图可通过单极性导线或双极性导线测量并且可用于(例如)确定在某点处的电传播的开始，(在某点处的电传播的开始这一时间)被称为局部激动时间。

然而，将局部激动时间确定为电传播的指示器在存在传导异常时会成为问题。例如，在持续心房纤颤期间的心房电描记图具有三种不同的图案：单电势心房电描记图、双电势心房电描记图以及复杂碎裂心房电描记图(CFAE)。因此，相比正常的窦性节律信号，心房纤颤信号是极其复杂的，以及更为多变。在两种信号上都存在噪音时，因为心房纤颤信号的复杂性和波动而难以对这两种信号进行分析，所以分析相应地更为困难。另一方面，为了克服医学规程中的心房纤颤，建立表示心房纤颤通过心脏行进的激动波的可能路径是有用的。一旦这些路径被识别，则可以(例如)通过心脏区域的适当消融来阻塞。可以通过心内心房纤颤信号的分析来确定该路径，并且本发明的实施例有利于该分析。

发明内容

虽然为了简单起见本文的描述涉及发生心房纤颤的情况，但是本领域的普通技术人员将能够以必要的变更针对其它类型的纤颤来调整本描述。

本发明的实施例同时使用在其远侧端部处具有多个电极的导管同时采集心脏内的电极电势信号，每个电极生成相应的单极信号。该信号可被认为是单极信号，或(一个电极)与另一个电极结合时，被认为是双极信号。单极信号可相对于威尔逊中央终端(WCT)或相对于另一个心内电极进行计算。

在该信号分析的第一部分，其显著特征(通常是该信号具有大数值斜率的区段)被识别。该分析针对单极信号执行(使用双极信号来改善分析)。该分析识别本文称为注记的电激动，并且将相应品质因子指定至该注记中的每个注记。

在该分析的第二部分，还对心房纤颤信号进行调查以识别心脏的阻塞区域，即细胞已暂时饱和(顽固性)的心脏区域，该阻塞区域使得其不能支持，或仅能够部分支持激动波的通过以及注记的后续检测。该分析可识别永久性非传导细胞(诸如疤痕组织的细胞)。

两部分的分析结果可被并入该心脏的动态3D标测图，该标测图示出通过心脏的激动波的进展以及该心脏的阻塞区域，即激动波并未通过的区域。

根据本发明的实施例提供一种方法，本方法通过以下步骤实现：将具有电极的探头插入活体受检者的心脏，记录来自所述心脏中的位置处的所述电极中的一个电极的双极电描记图和单极电描记图，以及定义包括感兴趣窗口的时间间隔，其中双极电描记图的电势变化率超过预先确定的值。本方法还通过以下步骤实现：在单极电描记图中建立注记，其中该注记表示在感兴趣窗口内单极电描记图的电势的最大变化率，将品质值指定至该注记，并且生成包括该注记及其品质值的心脏一部分的3维标测图。

根据本方法的另一个方面，记录双极电描记图包括建立电极的双重双极电极构型。该双重双极电极构型包括来自第一对单极电极的第一差分信号和来自第二对单极电极的第二差分信号，其中该双极电描记图作为第一差分信号与第二差分信号之间时变的差值进行测量。

根据本方法的又一方面，建立注记包括计算单极电描记图的小波变换。

本方法的另外方面包括产生小波变换的量图和确定该量图中的最大变化率。

本方法的又一方面包括从品质值确定该注记是满足预先确定的阻塞标准的合格注记，并且在标测图上指示该合格注记在心脏的阻塞区域处或其附近。

根据本方法的又一方面，建立注记包括从单极电描记图中移除心室远场分量。

根据本方法的一个方面，建立注记包括确定在该注记处的单极电描记图的时间循环长度是否位于用于其它注记的时间循环长度的预定义统计边界内。

本方法的另外方面包括根据另一个注记的品质值、注记间距离和计时中的至少一个来调整该注记的品质值。

根据本方法的另一方面，另一个注记由从该电极的另一个电极读取的另一个单极电描记图生成。

本方法的另外方面包括将单极电描记图过滤掉足以将噪音降低至预先确定水平的量，其中指定品质值包括确定该量。

根据本发明的实施例还提供一种设备，包括具有多个电极的体内探头。该探头被配置为接触心脏中的组织。该设备包括显示器，以及处理器，该处理器被配置成接收来自电极的电信号并且执行以下步骤：记录来自所述心脏中的位置处的所述电极中的一个电极的双极电描记图和单极电描记图，定义包括感兴趣窗口的时间间隔，其中双极电描记图的电势变化率超过预先确定的值，在单极电描记图中建立注记，其中该注记表示在感兴趣窗口内该单极电描记图的电势的最大变化率，将品质值指定至该注记，并且在显示器上生成心脏的一部分的3维标测图，其中该标测图包括该注记及其品质值。

根据该设备的另外方面，探头具有多条线，并且该线中的每条线均具有至少一个电极。

根据该设备的一个方面，探头是具有多个肋的篮状导管，并且该肋中的每个肋均具有至少一个电极。

附图说明

为更好地理解本发明，就本发明的详细说明以举例的方式做出参考，该详细说明应结合以下附图来阅读，其中类似的元件用类似的附图标号来表示，并且其中：

图1是根据本发明的实施例用于检测活体受检者的心脏内的异常电活动区域的系统的图示说明；

图2是根据本发明的实施例的一组双极电描记图；

图3是根据本发明的实施例使用的篮状心腔标测导管的示意图；

图4是根据本发明的实施例使用的花键导管的示意图；

图5是根据本发明的实施例的注记心脏的电解剖标测图的方法的流程图；

图6是根据本发明的实施例的单极局部激动时间检测的框图；

图7是图6所示的单极局部激动时间检测的方面的详细框图；

图8是图7所示的单极局部激动时间检测的方面的详细框图；

图9是示出根据图8所示的示意图经处理的信号的图表；

图10是根据本发明的实施例示出小波检测的框图；

图11是根据本发明的实施例示出由图10所示的布置产生的信号的示意图；

图12是根据本发明的实施例示出不同心律失常的小波变换的示意图；

图13是根据本发明的实施例示出从单极纤颤信号中移除干扰信号的一组示意图；

图14是根据本发明的实施例呈现电描记图的注记的图形示意图；

图15是根据本发明的实施例呈现心房纤颤情况下的电活动的注记的图形示意图；并且

图16是根据本发明的实施例呈现电活动的注记的图形示意图。

具体实施方式

为了能够全面理解本发明的各种原理，在以下说明中陈述了许多具体细节。然而，对于本领域技术人员将显而易见的是，并非所有这些细节为实施本发明所必需的。在这种情况下，为了不使一般概念不必要地模糊，未详细示出众所周知的电路、控制逻辑器、以及用于常规算法和进程的计算机程序指令细节。

定义

“注记”或“注记点”是指被认为表示感兴趣事件在电描记图上的点或候选点。在本公开中，该事件通常是由电极感测的电波的传播的开始(局部激动时间)。

电描记图中的“活动”在本文中用于表示电描记图信号中的不同突发性区域或波动变化。此类区域可被识别为在基线信号的区域之间是突出的。在本公开中，“活动”更多是指通过心脏的一个或多个电传播波在电描记图上的表现。

现在转到附图，首先参考图1，该图为根据本发明的公开实施例用于检测在活体受检者21的心脏12中的电活动区域的系统10的图示说明。该系统包括探头(通常为导管14)，通常是身为医师的操作员16将该探头经由皮肤穿过患者的血管系统插入心脏的腔室或血管结构中。操作员16促使导管的远侧末端18在待评估的目标部位处与心脏壁接触。使用导管的末梢段上的标测电极记录单极电描记图和双极电描记图。然后，根据上述的美国专利6,226,542和6,301,496以及共同转让的美国专利6,892,091中所公开的方法来制备基于电描记图的电激动图，这些公开内容均以引用方式并入本文中。

该系统10可包括通用或嵌入式计算机处理器，其被合适的软件编程以实现下文描述的功能。因此，虽然在本文其它附图中示出的系统10的部分被示为包括若干独立功能块，但是这些功能块不必是独立的物理实体，而是可表示(例如)储存在存储器中可被处理器访问的不同计算任务或数据对象。这些任务可在单个处理器或多个处理器上运行的软件中进行。软件可以有形非暂态介质(诸如CD-ROM或非易失性存储器)提供给单个处理器或多个处理器。另选地或除此之外，系统10可包括数字信号处理器或硬布线逻辑。

导管14通常包括柄部20，在柄部上具有合适的控制机构以使操作员16能够按消融所需对导管的远侧端部操纵、定位和取向。为了辅助操作员16，导管14的远侧部分包含位置传感器(未示出)，其向位于控制台24中的定位处理器22提供信号。导管14可以必要的变更改编自共同转让的美国专利6,669,692中描述的消融导管，该公开以引用方式并入本文。控制台24通常包含ECG处理器26和显示器30。

定位处理器22测量导管14的位置和取向坐标。在一个实施例中，系统10包括确定导管14的位置和取向的磁位置跟踪系统。系统10通常包括一组外部辐射器(诸如场生成线圈28)，其位于患者体外的固定、已知的位置。线圈28在心脏12的附近生成电磁场。这些场由位于导管14中的磁场传感器感测。

通常，系统10包括其它元件，但为了简洁起见未在图中示出这些元件。例如，系统10可包括心电图(ECG)监视器，其被联接以接收来自一个或多个体表电极的信号，以便为控制台24提供ECG同步信号。系统10通常还包括基准位置传感器，其或者位于附接到受检者身体外部的外部施加基准贴片上，或位于被插入心脏12中并相对于心脏12保持在固定位置的内置导管上。可以提供用于使液体循环流过导管14以冷却消融部位的常规泵和管路。

体现系统10的上述特征的一个系统是3系统(可购自BiosenseWebster,Inc.,3333Diamond Canyon Road,Diamond Bar,CA91765)。该系统可由本领域的技术人员修改以体现本文所述的本发明的原理。已知多电极篮状导管和花键导管适用于获取单极电描记图和双极电描记图。此类花键导管的示例是NAV导管(可购自Biosense Webster)。

为了更好说明可以通过应用本发明原理来解决的难点，现在参考图2，该图为根据本发明的实施例的一组双极电描记图，其中模拟的双极电极已被定位在八个方向。该双极电描记图已从单极电描记图的差值计算出(例如，在电解剖标测图36中以有区别的阴影图案示出的方块32、34，其中在该电解剖标测图中，一个电极被固定地定位在方块32处并且另一个电极围绕该固定电极的位置以8个步骤(4个垂直位置和四个倾斜位置)旋转)。在标测图36上，激动波从右侧少许倾斜地传播至左侧。从八个双极复合物观测到的形态有差异。该组示出复合激动(由两个波的融合产生)，这导致感兴趣窗口38内的双极复合物的形态和振幅的差异大。图2示出激动检测的非单值性。激动波通过某点处的局部激动时间通过在电描记图上定位满足下述标准的某一事件并从该事件的时间减去基准参考时间来计算。参考事件的时间可使用另一个心内信号或体表心电图来定义。

以下两幅图是根据本发明的实施例用于采集心脏的电极电势的导管的远侧端部的示意图：

现在参考图3，该图为根据本发明的实施例使用的篮状心腔标测图导管40的示意图。导管40的设计类似于在授予Fuimaono等人的美国专利6,748,255中描述的篮状导管，该专利转让给本发明的受让人并且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。在一个实施例中，导管40具有64个单极电极，并且可被配置成每花键具有多达7对双极电极。例如，肋42具有单极电极M1-M8以及双极构型B1-B7。电极间距离是4mm。

现在参考图4，该图为根据本发明的实施例使用的花键导管44的示意图。此花键导管的示例是NAV导管(可购自Biosense Webster)。导管44具有多个花键，每个花键具有若干电极。在一个实施例中，导管44具有20个单极电极，该导管可被配置成每花键具有两对或三对双极电极。例如，花键46具有第一对单极电极48、50以及第二对单极电极52、54(M1-M4)。在块56、58中计算单极电极对之间的相应差值。块56、58(B1、B2)的输出可以彼此相关联以构成混合的双极电极构型(在本文中，其被称为“双重双极构型”的布置)。该双重双极构型用于建立如下描述的双极感兴趣窗口。可能的电极间距离是4-4-4或2-6-6mm。可以在导管40(图3)中建立类似的双极构型。

导管38、44两者均具有多个电极并且是在其各个花键、轮辐或分支中具有多个电极的远侧端部的示例，并且该远侧端部可以插入患者的心脏中。本发明的实施例使用导管(诸如导管38、44)同时从心脏的不同区域来采集时变的电极电势。在心脏会经历心房纤颤的情况下，分析采集的电极电势，以便表征其在心脏内的经过。

现在参考图5，该图为根据本发明的实施例注记心脏的电解剖标测图的方法的流程图。为了呈现清楚起见，以具体的线性顺序示出了过程步骤。然而，将显而易见的是，这些步骤中的多个可并行地、异步地或以不同的顺序执行。本领域的技术人员还应当理解，作为另外一种选择，过程可例如在状态示意图中被表示为若干相互联系的状态或事件。此外，可能并非全部示出的过程步骤均需要用来实施本方法。

本方法包括分析由多个导管电极在受检者经历传导紊乱(例如心房纤颤)时所采集的电极电势。通常通过发现相邻电极对之间的差分信号，而将初始电极电势信号采集为随时间推移绘出的双极电势。然而，该电极对不必是相邻的，并且在一些实施例中，使用来自非相邻电极的双极信号。对于双极信号，可以使用电极的3维位置上的信息；另选地或除此之外，可以使用导管中的电极布置上的信息。

在初始步骤60中，分析双极信号以确定存在相对较大电势变化(即，的最大值)的初始时间段或窗口。

现在参考图6，该图为根据本发明的实施例的单极局部激动时间(LAT)检测的方法的框图。在块64中，单极电描记图(EGM)输入62经处理以移除心室远场效应。使用名称为“Hybrid Bipolar/Unipolar Detection of Activation Wavefront”的共同转让的专利申请14/166,982的教导内容可以实现远场降低，该专利申请以引用方式并入本文。预过滤发生于块66中，并且可使用高通滤波器和低通滤波器(例如FIR和IIR滤波器)来实现。随后在小波检测块68中处理块66的输出，以下对其细节进行描述。

块66的输出形成双重双极电描记图计算块72的输入70。块72的另一个输入74携带作为输出信号76被用于计算双极电描记图的电极的标识。如参考导管44(图4)所述构造每个双极对的构件。例如，块72的输入70、74可以是导管44的单极电极48、50(图4)。图4的块56对应于图6的块72。在块78中建立双极EGM开始和终止。这可以使用共同转让的美国专利申请公开2013/0281870的教导内容来实现，该专利申请以引用方式并入本文。在块80中，使用块68和块78的输出来建立用于双极电描记图的感兴趣窗口。

现在参考图7，该图是根据本发明的实施例示出块72(图6)的操作的详细框图。两个EGM输入82、84被预过滤并且远场分量在块86、88中被移除。输入82、84通常由相邻电极对生成，电极对自身的每个构件构成双极源，如图3和图4中所示。例如，输入82可来自单极电极50(图4)。在块92中，减去块86、88的输出，从而生成双重双极输出信号94。信号94在块96中经受另一个预过滤步骤，在块98中被去标记，并且输出信号100被提交至确定双极感兴趣窗口的块102。由块102产生输出信号104。

现在参考图8，该图是根据本发明的实施例示出块102(图7)的操作的一部分的详细框图。在窗口检测块110、112中评估表示连续的试探性窗口确定(信号104(图7))的信号106、108，窗口检测块110、112分别生成输出信号114、116。两个最低处之间的最大值被检测。信号114、116在块118中被处理，在块118中，确定被检测窗口的重叠。在块120中，在块110、112中发现的窗口被融合，前提条件是存在超过20％的重叠。指示感兴趣窗口的信号122由块120输出。

现在参考图9，该图是根据本发明的实施例示出根据图8的布置来处理信号的图表。图124、126表示块110、112的输出并示出电描记图的形态和相应的被检测窗口。例如，窗口128、130充分重叠并因此被融合，如图132所示。图132指示图124、126的电描记图的叠加以及窗口128、130的融合，以形成较大窗口134。窗口134开始于点136处并且在点138处结束，点136是窗口128、130的开始时间的最小值，点138是窗口128、130的终止时间的最大值。

现在参考图10，该图是根据本发明的实施例示出小波检测块68(图6)的操作的详细框图。小波变换提供了作为一组(标准正交的)基础函数的组合的信号的分解，该基础函数通过扩张和平移从母小波导出。如果该小波是平滑函数的导数，则小波系数表示输入信号的斜率。用于图10的布置中的小波参数包括：(1)连续小波变换(CWT)；(2)高斯小波的一阶导数；以及(3)在块141、143中通过15个线性标度的分解，之后是在块145、147中是额定值和峰值检测。

现在参考图11，该图是根据本发明的实施例示出由图10所示的布置所产生的信号的示意图。通过链接最大值和最小值，根据电描记图144在小波变换块142中产生量图140；即，通过迭代过滤过程形成一组排序曲线。间隔(例如，间隔146、148)示出量图140中的易识别的最大值和最小值，不过这些值在电描记图144中不是太明显。

现在参考图12，该图是根据本发明的实施例示出小波变换块68(图6)在不同心律失常中的操作的示意图。区域电解剖标测图150指示可以与心房纤颤相关联的各种类型的心房心律失常异常。标测图150用对应的电描记图152和量图154示出。量图154具有涉及相应的电描记图152的不同的形态。大体上，电描记图152中的峰值在量图154中被更清楚地分离，尤其是当激动变得不太明显时(例如在附图右侧处的156、158的情况下)。

重新回到图5，在单个调整步骤160中，干扰信号从单极纤颤信号中移除，以便暴露纤颤信号。干扰信号包括从心室投影的心室远场信号或分量。在移除这些分量的一种方式中，检测从心室发出的信号并且在生成心室信号时，从纤颤信号中减去平均QRS信号。

现在参考图13，该图是根据本发明的实施例示出用于移除单极纤颤信号中的干扰信号的过程的一组示意图。如第一部分162中所示，纤颤信号初始包括心室远场部分。例如，平均QRS信号通常从一组QRS信号生成，如第二部分164中所示，并且如第三和第四部分166中所示，纤颤信号通过减去平均QRS信号来校正。

另选地或除此之外，有时在信号仅为心室信号的情况下，与预定义的心室信号匹配的模板和/或基于纤颤信号的估算的模板可用于预测单极纤颤信号的心室远场信号。通常，心室信号的预期发生的时间可以根据主体ECG信号、心室心内信号或冠状窦信号来确定。使用模板，心室远场信号或分量可以被估算并且从纤颤信号中减去。

本领域的普通技术人员将能够用移除心室远场信号的其它方法以必要的变更调整以上描述。另外，可以通过与上述用于心室信号的方法类似的方法来移除不是心室远场信号的干扰信号。

可在信号调整步骤中执行的其它调整包括通过本领域已知的任何方法降低噪音(包括50/60Hz的信号感应噪音)、降低电磁干扰(EMI)以及校正基线漂移。

返回图5的流程图，在对调整的单极纤颤信号执行进一步分析的步骤168中，在多个时间(本文称为注记)，最大值被检测出并被确定。确定最大值的过程被应用于在初始分析初始步骤60中发现的窗口内的调整信号，并且该过程还包括噪音降低的过程。在一个实施例中，应用于校正的纤颤信号的噪音降低包括对校正的纤颤信号进行不同小波变换形成组合物。不同的小波变换有效地生成不同带宽的滤波器，并且这些滤波器与校正的纤颤信号的组合物降低信号中的噪音。

除此之外或作为另外一种选择，用于降低噪音的其它方法(诸如在上文提到的窗口内，将一个或多个不同带宽的滤波器施加至该信号)可被应用于校正的纤颤信号。

在品质估算步骤170中，根据在步骤168中确定注记所要求的过滤量和过滤类型，每个最大值注记可被指定测量该注记优度的参数。例如，指定有高参数值的注记可被返回进行低电平过滤和高电平过滤，而指定有低参数值的注记可被返回仅进行低电平过滤或高电平过滤，而不是用两种电平过滤。

注记还被表征用于估算该注记的最终品质。在上述信号调整步骤中描述的表征(在心脏中采集信号的位置、注记的计时、注记的优度参数(在先前步骤中确定的)和/或该注记是否处于或接近信号调整的时间)根据生成电极信号的电极的位置来完成。这些参数中的每个参数可被指定数值。例如，从第一电极的位置，可以认为通过电极采集的信号包括注记从生理上来说是不太可能的，在此情况下，该注记最终品质将降级。对于第二电极，可以认为该信号包括注记是很可能的，在此情况下，该注记的最终品质可以升级。

除了上述用于估算给定注记的品质的变量外，还可以检查相邻空间注记的品质、注记间距离和计时，并因此调整给定注记的品质。例如，如果给定电极被生成具有高品质的注记的电极包围，则在一些情况下，可以提高给定电极注记的品质(在其它情况中，如下参考步骤28所述，存在阻塞效应)。另选地，如果给定电极被生成具有低品质的注记的电极包围，则可以降低给定电极注记的品质。此外，如果给定电极被生成明显在生理范围外的质量注记的电极包围，则可以进一步降低给定电极的品质。

作为确定注记品质的进一步检查，该注记相对于描述其它注记的统计来评估。例如，可以生成每个注记的时间循环长度的柱状图。只有位于柱状图的预定义边界内的那些注记可被认为是有效的，而在边界外的那些注记假定是错误的。

在阻塞识别步骤172中，满足在步骤170中指定的标准的注记被认为用于识别心脏肌肉的激动显出已被“阻塞”的心脏区域。此类阻塞发生在激动波碰撞或分离时，致使碰撞位置处的心脏肌肉细胞暂时饱和，使得其不能再激动。这些被称为“顽固性细胞”。鉴于给定电极上以及周围电极上的信号，阻塞区域可以被识别。通常，如果给定电极上的注记信号相比周围电极上的注记信号明显较小、具有不同的形态和/或具有较低品质，则可以认为给定电极位于心脏的阻塞区域处或其附近。阻塞可以是暂时的(功能性阻塞)或永久的(例如，疤痕)。

在呈现步骤174中，来自两个先前步骤的结果，即，品质好的注记和被识别为阻塞的区域，均在心脏或心腔的动态3维标测图上呈现。通常，动态标测图示出心脏中的注记的相对计时和品质，以及注记的估算“流动”，即连续注记之间的时间间隔。动态标测图还示出假定被阻塞的心脏的区域。动态标测图还可指示并未获得信息的心脏区域或心腔区域

现在参考图14，该图是根据本发明的实施例呈现电描记图176的注记的图形示意图。附图下部详细描述应用于代表性复合物178的过程。如上所述从两个单极电极获得混合的双极窗口180、182。轨线184、186表示两个单极电极的信号的一阶导数。量图188从基于电描记图176计算的小波变换产生。在量图188上显示一系列注记190。

现在参考图15，该图是根据本发明的实施例呈现在心房纤颤情况下的电活动192的注记的图形示意图。轨线194是叠加的体表电极信号。注记被示出用于附图下部的量图196中的若干复合物，并且由该附图下部中的三角形的数量进一步指示。例如，由箭头198指示的注记仅与两个三角形200相关联并且与由箭头202所指示的注记相比，具有相对低的品质，由箭头202所指示的注记与较大数量的三角形204相关联。该注记的品质还在中间部分206中图示。该技术成功地注记了活动192的复杂碎裂部分208。

现在参考图16，该图是根据本发明的实施例呈现电活动的注记的图形示意图。该呈现类似于图15。注记的品质还通过圆点210指示。圆点210表示开始于最精细标度且发展为较粗略标度的链。共同检查由圆点210指示的链和由在相反方向前进的三角形指示的链允许操作员辨别由量图154所示的各种激动图案(图12)。

本领域的技术人员会认识到，本发明并不限于已经在上文中具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合，以及这些特征的不在现有技术内的变型和修改，这些变型和修改是本领域技术人员在阅读上述说明后可想到的。

Claims (6)

1.一种从单极纤颤信号中移除干扰信号的方法，所述方法包括：

接收第一单极电描记图和第二单极电描记图；

生成平均QRS模板；

从所述第一单极电描记图减去所述平均QRS模板以获得第一所得单极电描记图；

从所述第二单极电描记图减去所述平均QRS模板以获得第二所得单极电描记图；以及

通过从所述所得第二单极电描记图减去所述第一所得单极电描记图而生成双极电描记图。

2.如权利要求1所述的方法，其中生成平均QRS模板的步骤进一步包括：

识别所述单极电描记图中的多个QRS片段的出现；

识别所述多个QRS片段的平均，以及

从所述多个QRS片段的所述平均生成所述平均QRS模板。

3.如权利要求1所述的方法，其中生成平均QRS模板的步骤进一步包括从预定的心室信号生成平均QRS模板。

4.如权利要求1所述的方法，其中生成平均QRS模板的步骤进一步包括在所述信号仅是心室信号的时间从纤颤信号估计心室远场信号。

5.如权利要求1所述的方法，进一步包括：

从主体ECG信号、心室心内信号或冠状窦信号中的一个或多个中识别每个单极电描记图的多个QRS片段的出现。

6.如权利要求1所述的方法，其中每个减去的步骤包括：

识别每个单极电描记图中多个QRS片段的每个出现的时间；

在所述第一或第二单极电描记图的多个QRS片段的每个出现的所识别的时间从所述第一或第二单极电描记图减去所述平均QRS模板。