CN111629662A - 心脏快速击发的检测和定位 - Google Patents

Abstract

用于心脏快速击发(例如，心房快速击发)检测的系统和方法在收集到的心脏波形数据的通道上执行频率分析，并测试该数据的具有频率高于与心脏纤颤(例如，心房纤颤)或其它心律失常活动相关联的基线频率波群成分的离群频率波群成分。心脏快速击发起源的解剖区域能够经由图形显示实时地显示在心外膜表面映射图上，以辅助治疗。在进行此类检测之前，能够执行QRST波群移除，以确保心室活动不影响心房快速击发分析。还公开了一种用于QRST波群移除的基于频率的方法。

Description

心脏快速击发的检测和定位

相关申请

本申请要求于2018年3月15日提交的标题为“DETECTION AND LOCALIZATION OFCARDIAC FAST FIRING”的美国临时专利申请No.62/643456的优先权的权益，该申请通过引用以其整体并入本文。

技术领域

本公开涉及心脏波形的检测和分析。

背景技术

心电图(ECG)系统经由侵入性或外部电极监视患者心脏的电活动。电生理(EP)规程使用心脏内的单个或多个导管来评估心脏的电活动和传导途径。

发明内容

本公开涉及心脏波形的检测和分析。

作为一个示例，一种实时检测心脏快速击发(cardiac fast firing)活动的方法包括从多个通道收集心脏波形数据。对于检测心房快速击发活动的示例，可以从收集到的心脏波形的每个通道中移除QRST成分。在移动窗口上对每个通道执行频率分析。识别在特定窗口期间表现出快速击发频率峰的通道。将在特定时间帧内被识别为快速击发的通道映射到一个或多个心外膜表面区域，并提供指示快速击发活动的时间和心外膜位置的图形输出。

作为另一个示例，一种系统包括处理器和非暂态存储器，该非暂态存储器用于存储表示多个ECG信号的电数据和机器可读指令。处理器访问非暂态存储器并执行机器可读指令。指令包括被编程为执行心脏快速击发检测以确定多个ECG信号的离群主导频率的心脏快速击发检测代码。代码还被编程为在存储器中存储心脏快速击发数据，以指定表现出心脏快速击发的时间、通道和/或心外膜表面区域。显示器基于心脏快速击发数据来可视化图形表示。

作为又一个示例，一种方法可以包括从心脏波形信号中频域移除QRST波群(complex)。

附图说明

图1描绘了用于检测和分析心脏波形并执行心脏快速击发检测的示例系统。

图2例示了在心脏快速击发检测中使用的频率分析曲线(plot)和胸腔(thoracic)通道位置图形表示的示例。

图3A-图3C、图4A-图4C和图5A-图5C描绘了图2的曲线和表示的更大版本。

图6描绘了被确定为表现出心脏快速击发的通道的频率曲线。

图7描绘了胸腔图形表示，该胸腔图形表示例示了被确定为表现出心脏快速击发的通道。

图8描绘了胸腔图形表示，该胸腔图形表示例示了被确定为表现出心脏快速击发的通道。

图9描绘了心外膜表面的一部分的图形映射图(map)，该图形映射图例示了被确定为表现出心脏快速击发的区域。

图10是描绘从心脏波形中移除QRST波群的示例方法的流程图。

图11描绘了展示基于QRST模板区域的P波的识别的多个波形的示例。

图12描绘了移除QRST部分之前和之后的心脏波形的曲线。

图13描绘了可以被用于执行诊断(包括心脏快速击发检测)和/或治疗的系统的示例。

图14是心脏快速击发检测的示例方法的流程图。

具体实施方式

心脏快速击发是指异常的心脏电活动，其频率高于与诸如心房纤颤和心室纤颤之类的与纤颤活动相关联的频率。心脏快速击发的示例是心房快速击发，它是起源于心房的电生理信号，并且比其余的心房腔快。心脏快速击发可以发生在短暂的发作中，持续时间间隔仅为几秒钟，并且每次发作都位于心脏的一个连续区域(或心脏的多个单独区域)，而不是明显地跨整个心脏表面。因此，心脏快速击发的检测部分地涉及寻找离群(outlier)频率活动，该离群频率活动一般在预定频率范围(例如，大约8-15Hz)中，并且在使用心脏电活动的身体表面测量(BSM)进行检测的情况下，仅在BSM通道的子集(例如ECG通道)中。一些患者可以表现出非常快的基线心脏活动，例如，非常快的基线心房活动，这意味着指示心脏快速击发(例如心房快速击发)的离群活动对于这样的患者可以在更高的频率范围内(例如，大约10-15Hz)找到。心脏快速击发和基线纤颤活动之间的精确界限可以因患者而异。

心脏快速击发活动的解剖起源的检测和定位具有临床意义，诸如呈现消融或其它治疗的一个或多个潜在目标来校正或减轻心脏功能障碍。例如，通过允许在患者经历EP规程的同时进行靶向治疗，对心脏快速击发发作进行检测和定位可以因此对患者的治疗十分重要。这种检测和定位也可以用作筛选器，以提示进一步的诊断研究。检测和定位可以在离线分析中或实时地实现。“实时”是指在事件发生的几秒钟内检测并定位心脏快速击发事件，这与例如基本上在收集此类数据之后(例如，几分钟或几小时之后)进行的对收集到的数据的随后的离线分析期间检测并定位相反。

本公开涉及心脏波形的检测和分析，包括检测心脏快速击发，并且在一些示例中实时这样做。检测和分析还可以包括从心脏波形中检测和移除QRST波群，以改善心房快速击发检测。检测到的波形和相关联的分析还可以被用于将输出驱动到与交互式图形映射图(例如，图形用户界面(GUI))对应的显示器。GUI可以例如向医生警告一个或多个检测到的快速击发事件和/或可以显示一个或多个图形映射图，例如与胸腔和/或心外膜表面对应，指示检测到的快速击发的身体表面位置或心脏位置的其中一个或两个，它们然后可以用作例如消融规程的指南，以便校正或减轻心脏功能不良。

如本文所使用的，“心电图信号”(“ECG信号”)是指针对一个或多个通道记录的随着时间的电压的曲线图(graph)，每个通道基于由电极感测到的心脏电信号。ECG信号能够从身体表面测量(BSM)中生成。本文所述的系统和方法可以显示并突出显示与快速击发电活动的可能来源对应从而与潜在的治疗目标对应的感兴趣区域(即，心脏表面的一部分)，而无需显示ECG信号、从ECG信号重构在心脏表面上的电描记图(electrograms)或生成周期长度映射图或主导频率映射图。因此，本系统和方法消除了操作者手动选择任何特定搏动(beat)进行分析的需要，因为该系统和方法可以自动并同时处理连续收集的ECG信号，以产生例示快速击发心脏表面区域的图形显示输出，这些都可以实时完成。相比之下，依赖求解反问题以重构在心脏表面上的电描记图的系统和方法会需要操作者有意识且有意地选择搏动以进行重构。但是，在一些示例中，ECG信号能够被用于重构心脏包络上的电描记图，这些电描记图是基于从非侵入性身体表面测量和与相对于心脏包络的身体表面测量位置相关的几何形状数据的集合中获取的电信号通过求解反问题而计算出的。

在某些示例中，可以执行患者的计算机断层扫描(CT)扫描以建立传递矩阵A形式的心脏和躯干几何关系。从传递矩阵A中可以计算出逆传递矩阵A^-1，它也可以被称为影响系数矩阵。在Rudy等人的美国专利No.9,256,166中描述了计算逆传递矩阵A^-1的实时方法，该专利通过引用并入本文。这个逆传递矩阵A^-1定义了每个电极位置对每个心脏表面位置的影响。逆传递矩阵A^-1本身是匹配表，提供了身体表面测量(BSM)通道(例如，来自背心上的电极)与心脏表面位置之间的对应关系，换句话说，与来自心脏上的每个位置的电活动对在躯干上的每个位置处测得的电位以及因此对每个单独的BSM通道的贡献相关的躯干-心脏关系。然后，可以确定在高频频谱中表现出离群分量的BSM通道的子集。可以将BSM通道的这个确定的子集称为快速击发通道。然后可以检查逆传递矩阵A^-1中与确定的快速激发通道对应的列，以确定每个所述列中的绝对值最大系数或几个这样的系数。所述绝对值最大系数与对相应的BSM通道具有最大贡献的心脏表面位置对应。因此，可以将逆传递矩阵A^-1中检查的特定列限制为与检测到快速击发活动的通道对应的列。然后可以生成心脏表面或心脏表面的感兴趣区域的图形表示，突出显示特定位置，如通过检查逆传递矩阵A^-1中的快速击发通道列而确定的那样，以找到每个列中最大的系数。这个生成的图形表示指示快速击发活动的位置。

因此，本文描述的系统和方法能够诸如通过确定逆传递矩阵A^-1中影响最大的心脏位置，将几个选择的ECG通道(例如，与具有许多这样的电极的背心中的某些ECG电极对应)“映射”到对应的心脏表面位置。所选择的(例如，背心)通道可以通过其ECG信号中的高频分量来识别。因此，具有高频分量的所选择的(例如，背心)通道可以被“映射”到心脏表面上的位置，以生成例如指示检测到的快速击发的起源的可能位置的图形描绘。关于BSM通道与心脏表面位置之间关系的更多讨论可以在例如Jia等人的美国专利No.9,549,683以及Ramanathan等人的美国专利No.9,186,515中找到，这些专利通过引用并入本文。

图1描绘了系统10的示例，该系统10用于检测和分析心脏快速击发以及生成可以在显示器12上可视化的、指示检测到的心脏快速击发的位置的图形映射图。系统10包括存储器14，该存储器可以包括一个或多个非暂态机器可读介质。系统10还包括处理器16，处理器16可以包括一个或多个处理核，以访问存储器并执行在处理器块16内展示的相应指令。

在图1的示例中，存储器14存储电生理(例如，ECG)数据18。在一些示例中，ECG数据18与原始的(例如，未经滤波和预处理的)ECG信号对应，该ECG信号是经由放置在患者身体的外表面上的传感器(例如，以非侵入性方式跨患者身体的外表面(诸如患者的胸腔或其一部分)分布的身体表面传感器的布置，例如在胸腔周围大致均匀分布的二百五十二个传感器)非侵入性地测量的。各种测量系统(未在图1中示出，但参见测量系统566)可以被用于获取身体表面电测量，这些测量可以被用于提供ECG数据18，该ECG数据18可以与在实现这个方法时获得的实时数据对应，或者该ECG数据18可以与已经先验(诸如先前电生理(EP)规程的一部分)获得的数据或在另一个干预期间获取的数据对应。

处理器16执行包括心脏快速击发检测器20的机器可读指令，以检测ECG数据18中的心脏快速击发事件。作为示例，心脏快速击发检测器20针对多个输入通道中的每个输入通道的一个或多个选择的时间间隔来处理原始的(例如，非线性滤波的)ECG数据18。心脏快速击发检测器20采用基于频率的方法来识别快速击发发作并将其定位到某些记录通道和/或心外膜表面上的对应位置。所确定的心脏快速击发时间和位置可以作为心脏快速击发事件数据22存储在存储器中，所述心脏快速击发事件数据22指定时间戳(索引)、通道、心外膜表面区域或对于经由心脏快速击发检测器20确定的心脏快速击发事件的其它标签。

作为另一个示例，心脏快速击发检测器20包括心脏快速击发通道确定代码24，其可以利用一个或多个测试来确定通道在一段时间内是否表现出心脏快速击发活动，如本文所述。心脏快速击发确定代码24可以对来自信号收集通道的数据执行频率分析。作为示例，心脏快速击发通道确定代码24可以采用对复合信号的统计分析、可以执行单通道时间检测或者可以执行多通道空间检测，以确定心脏快速击发发作已经发生并隔离表现出心脏快速击发活动的每个通道。

心脏快速击发检测器20还包括映射功能28，以将确定为表现出心脏快速击发活动的通道映射到心外膜表面区域，以便以图形方式指示心脏快速击发事件的解剖起源。例如，映射功能28可以使用逆传递矩阵A^-1中的最大(绝对值)影响系数来检测作为快速击发的源的解剖区域，在一些实时的示例中，一旦在某些身体表面(例如，背心)通道中检测到快速击发，就实时地检测。

作为另一个示例，当系统10被配置为检测心房快速击发时，处理器16还可以执行与QRST检测与移除功能32对应的指令。QRST检测与移除功能32处理跨通道的ECG数据信号以移除心室信号分量，从而促进对心房信号的分析，包括心脏快速击发检测器。QRST检测与移除功能32可以例如生成QRST模板，该QRST模板将QRS波群和T波组合成单个感兴趣的模板区域。

例如，QRST检测与移除功能32可以对心脏波形的感兴趣区域执行主成分分析(PCA)，诸如可以响应于用户输入识别与QRST波群对应的信号的间隔而被自动或手动地选择。因此，PCA可以被用于生成QRST模板定义，可以跨时间帧来应用该定义，诸如通过相对于要搜索的ECG数据对模板进行时间步进来确定相关系数。峰相关系数被用于识别模板与数据匹配的潜在位置。可以将相关系数与阈值进行比较，以识别多个通道中的每个通道的对应感兴趣区域。

QRST检测与移除功能32可以移除每个感兴趣区域(即，每个与QRST波群对应)并执行样条插值以自动连接相邻的P波。作为示例，可以将插值实现为形状保持的分段三次插值(例如，分段三次Hermite插值多项式(PCHIP)或另一种样条插值函数)。这种插值函数基于用于这种插值的终点值来保持被插值的值是单调的(例如，增大或减小)。因此，QRST波群在被分析的心脏波形中被代替信号部分替换，该代替信号部分不具有会干扰用于其它目的的波形的分析的高频成分。处理器16还可以在执行QRST检测与移除功能32之前实现基线移除和/或移除不良的输入通道，诸如本文公开的。

作为另一个示例，QRST检测与移除功能32可以使用基于频率的方法来从针对每个通道的频率分析曲线中移除与QRST波群相关联的频率成分。例如，可以将快速傅立叶变换应用于针对每个通道的ECG信号，并且可以从每个频域ECG信号中移除与QRST波群对应的频率。处理器16可以被配置为在通过检测器20检测心脏快速击发之前移除QRST波群。

可以利用输出生成器34来生成能够呈现在显示器12上的一个或多个图形输出36。例如，输出生成器34能够显示多个ECG信号，这多个ECG信号诸如可以针对跨身体表面(侵入性或非侵入性)分布的多个测量位置而获取，或者从对患者身体的表面(例如，外表面和/或内表面)上的电活动的测量中得出，诸如本文公开的。输出还可以包括指示检测到心脏快速击发和/或这种快速击发的(一个或多个)时间的图形、文本或声音通知或警告。

输出生成器34还可以包括用户界面38，该用户界面38可以用于设定参数以响应于用户输入而控制哪些ECG信号被包括在输出36中，以及以其它方式与电生理(例如，ECG)数据18交互并选择其一部分，诸如本文公开的。例如，可以使用用户界面38手动指定用于心脏快速击发检测的基线频率参数。作为另一示例，用户界面38可以被用于手动指定心脏波形的一部分以用作QRST模板，以用于QRST检测与移除过程。为了指定这样的部分，输出生成器34可以生成被放置在选定间隔的开始时间和停止时间处的卡尺的集合。

输出生成器34还能够在图形输出36中生成能够呈现在显示器12上的一个或多个电生理映射图。例如，输出生成器34可以诸如基于QRST移除之后的通道来生成表示心律失常活动的激活映射图或其它映射图。这可以是针对跨表面或对于整个表面分布的所选择的信号集合并且针对一个或多个感兴趣的时间间隔，可以响应于用户输入来选择。可以生成的输出可视化和映射图的类型的示例可以在美国专利No.9,427,169和/或美国专利申请公开No.2014/0200822中找到。输出还可以包括例示从中检测到快速击发事件的通道的图形映射图。输出还可以包括心脏表面的区域的图形表示，其示出心脏快速击发事件的起源的估计的或确定的位置。

如本文所公开的，在一些示例中，ECG数据18在测量或导出ECG信号的整个表面上在空间和时间上是一致的。因此，可以在一个或多个时间间隔内为整个心脏表面生成ECG信号。输出生成器34可以采用用户界面来设定用于图形映射图的参数，以及响应于用户输入而以其它方式与电生理数据18交互并选择其一部分，诸如本文公开的。

用于心脏快速击发检测的数据收集

虽然本申请的心脏快速击发检测不要求执行EP规程，但是所描述的心脏快速击发检测的使用可以在EP规程或类似的诊断或治疗规程的情境中进行。EP规程或类似的规程一般涉及：首先，患者和医师准备的时间段，在此期间，患者对该规程进行准备，并且所涉及的医师执行导管插入和/或其它准备；第二，适当的规程，在此期间可以进行测量并可以应用治疗(例如，心脏消融或药物递送)；以及第三，在规程之后的休息时间段，在此期间患者保持休息并被观察，并且在此期间数据可以被继续收集。在规程之前，可以为患者配备诸如电生理传感器之类的心脏传感器的阵列，其可以例如被应用为背心，使得多个这样的传感器分布在胸腔表面上。作为示例，可以应用多于一百个传感器(例如，二百五十二个传感器)。在其它示例中，可以使用传感器的不同数量和布置，诸如被配置为感测心脏电活动的电极的布置。可以针对在规程的上述任何阶段的心脏快速激发，监视和分析由应用的传感器收集的信号。

心脏快速击发检测

图2描绘了心脏快速击发检测方法的第一部分的示例概述，其与图1的心脏快速击发检测器20的功能对应。图2的中间行示出了三个功率曲线图54、50、66，其中每个分别在图4B、图5B和图6B中以更大版本被例示。功率曲线图54、50、66分别例示了在检测到的源自右心耳(RAA)的快速击发事件之前、期间和之后来自收集的电生理数据的窗口化片段中的快速击发活动的示例。每个曲线图54、50、66包含许多频率曲线(例如，大约252个曲线)，每个电生理通道一个曲线，每个曲线与从患者测得的心脏波形的频谱对应。可以例如通过对所收集的时域电生理数据的窗口进行快速傅立叶变换(FFT)来获得每个频率曲线；其它频率变换也可以满足要求。窗口的长度可以被选择为例如两秒、五秒、十秒或二十秒。频率曲线可以例如使用本文所述的一种或多种方法已经移除了QRST成分(或更具体而言，心室QRST成分)，以便更好地呈现仅归因于心房电活动的频率成分。

图2的上面一行示出了三个曲线图52、58、64，每个曲线图都是从图2的中间一行的相应曲线图54、60、66中的基本上所有曲线得出的复合功率谱。例如，可以通过对曲线图54的所有频率曲线求和、或通过取平均或通过使用任何其它用于获得复合结果的合适方法来得到曲线图52；曲线图58和64可以分别类似地从曲线图60和66获得。曲线图52、58、64的更大版本分别在图3A、图4A和图5A中示出。

图2的下面一行示出了患者胸腔的三个图形表示66、62、68，例示其上的电极分布，每个示出的网格中的每个三角形与电极的集合当中用于获得从其获得中间一行和上面一行曲线图的电生理数据的电极的位置对应。因此，每个三角形表面面表示用于数据收集的通道。每个三角形根据对应通道的主导频率被加阴影。图形表示62中阴影较浅的通道指示检测到的快速击发事件。图形表示66、62、68的更大版本分别在图3C、图4C和图5C中示出。

作为示例，本申请的心脏快速击发检测方法涉及对收集的心脏波形执行逐通道频率分析。基于频率分析，可以识别在特定窗口期间表现出快速击发频率峰的通道。然后可以将所述通道映射到一个或多个心外膜表面区域，以便定位心脏快速击发的解剖起源。快速击发确定(即，快速击发事件已经发生的二元确定)和/或与快速击发事件相关联的时间、通道和/或解剖区域都可以被存储为心脏快速击发事件数据22(在图1中)。心脏快速击发检测方法的输入包括针对时间间隔的ECG数据片段、不良通道的列表(例如，已知断开的通道或表现出阻抗过高以至于无法递送有用数据的通道)以及可以手动或自动定义的各种输入参数。

在分析针对任何给定时间窗口的频率曲线以指示快速击发活动时，可以忽略低于大约2Hz的所有频率成分，该频率成分有效地与例如健康的心脏活动和基线漂移对应。对于心房纤颤的患者，剩余的频率成分一般将示出聚集在一个或两个频率波群中的被分析通道的主导频率。如图2或图3B的频率分析曲线图54中所示，大多数通道各自在4-8Hz范围内具有相应的主导频率峰，构成基线波群70，与纤颤的心脏活动(例如，心房纤颤)对应。在所示示例中，所有被分析通道的平均主导频率为5.12Hz。曲线图54中没有明显的离群频率波群，指示在被分析的时间帧内未检测到快速击发活动。

相比之下，来自相比于较早的曲线图54稍后的时间帧的、在图4B中以更大形式示出的图2中的频率分析曲线图60表现出频谱的两个主要波群72、74。在这个示例中，除了在心房纤颤期间的4-8Hz基线波群72之外，第二离群波群74(与心房快速击发对应)以大约10Hz为中心。在高于先前建立的基线波群70的频率范围的频率范围内检测到离群波群74可以触发已经检测到快速击发事件的警告和/或附加分析以定位快速击发事件的解剖起源。指示检测到的快速击发活动的时间的一个或多个时间戳例如可以存储在存储器中作为与对应的时域和/或频域ECG数据链接的事件数据22。在图5B中以更大形式示出的图2中的频率分析曲线图66再次仅表现出一个主要的频率波群76，指示到了被分析的时间帧的时间，检测到的快速击发事件停止。

心脏快速击发的特征在于在通道的子集(例如，相对较少的通道)上示出这种频率的离群频率。因为心脏快速击发是局部事件，因此它倾向于限于相对少量的通道，例如，阵列中的二百五十二个通道中的大约十个通道。在一些示例中，离群频率集群具有例如比与纤颤心脏活动对应的基线集群的平均主导频率在频率上高多于一个标准偏差的平均主导频率，其可以忽略低频成分(例如，低于2Hz的频率成分)。在其它示例中，可以利用平均基线频率波群的标准偏差的其它倍数，诸如高多于两个标准偏差、高多于三个标准偏差或高多于四个标准偏差，等等。在一些示例中，离群集群具有例如比所有通道的平均主导频率(忽略低于2Hz的频率成分)在频率上高多于一个标准偏差的平均主导频率，例如，高多于两个标准偏差，例如，高多于三个标准偏差，例如，高多于四个标准偏差。

基线集群频率范围的建立以及离群集群频率范围内主导频率的后续检测可以通过多种方式执行，每种方式可以单独使用或组合使用：设定阈值分析、复合信号的双峰分布统计分析、单通道时间分析和/或多通道空间分析。

如图2的示例中所示，离群通道不会连续产生较高的频率。相反，即使对于这样的通道，快速击发活动也是短暂的。因此，分析(例如，通过检测器20)可以被配置为独立地监视每个通道并且针对表现出从其基线频率状态突然切换到较高主导频率的通道的子集捕获数据。随着时间的流逝，大多数或所有通道可能会共享公共基线频谱。但是，在局部快速击发事件期间，可以是或可以不是连续通道的一个小集群的通道将显示出远离基线频谱的主导频率。以这种方式，在短持续时间内，通道的小子集(但不是它们的邻居)中的平均主导频率从基线突然移至较高的频谱(例如，高出大约2Hz)将识别这些通道是快速击发通道。

设定阈值分析测试

作为心脏快速击发检测的一个示例，可以或者作为用户输入手动地或者经由自动阈值生成器(例如，向图1中的处理器16)提供作为频率阈值的频率值，并且在每个窗口化的时间帧内将各个通道的主导频率与阈值进行比较。作为示例，阈值可以被设定为例如8Hz、9Hz或10Hz。表现出大于阈值的主导频率的通道被确定为快速击发通道，因此可以用于在解剖学上定位快速击发活动。频率阈值设定得太低可能导致假阳性的确定，而频率阈值设定得太高可能导致对快速击发事件的漏检。

除了频率阈值以外，还可以或者作为用户输入或者经由自动确定来再次设定指示了最小通道数量的第二阈值。然后，仅当阈值数量的通道在时间帧内满足主导频率阈值准则时，才确定发生了快速击发事件。

在其它示例中，可以利用其它准则来设定和/或改变用于快速击发通道的阈值或阈值范围。例如，纤颤的类型(例如，心房和/或心室)、患者的人口统计特征(例如，性别、体重、身高)和/或传感器的数量和分布可以被用于设定或修改阈值或阈值范围。

使用复合信号的双峰分布统计分析的测试

作为心脏快速击发检测的另一个示例，可以在被分析的时间帧期间根据多个通道的频率分析来生成复合频率分析信号，例如，通过对所有良好通道的频率分析求和或求平均，从而得到复合分析，如曲线图52、58或64中所示。然后，可以执行使用若干已知测试(例如，由Haldane、Larkin、Benett、Tokeshi或Holzmann和Vollmer进行的测试)中的任何测试的统计分析来确定复合频率曲线是否在早先示出仅单峰分布(参见图3A、5A)之后(和/或在稍后示出仅单峰分布之前)表现出双峰分布(参见图4A)，再次忽略低于大约2Hz的频率成分。在复合曲线中(如曲线58中)检测到具有统计上显著的双峰分布会触发发生了快速击发事件的确定。在(一个或多个)快速击发事件时间帧期间具有大于确定的反模式(antimode)频率(例如，模式之间的最小频率值或范围)的主导频率的通道可以被标记为快速击发通道，因此可以被用于在解剖学上定位快速击发活动。

单通道时间分析测试

作为心脏快速击发检测的又一个示例，可以分析每个通道(例如，排除不良通道)的频率曲线，以测试主导频率随时间(即，随着多个窗口化的时间帧)的改变。示出主导频率从较低频率范围(例如，对于心房纤颤的示例为3-8Hz)到较高频率范围(例如，8-12Hz)的显著移动或反过来的任何单个通道，可以在主导频率处于较高频率范围的(一个或多个)时间帧期间被标记为快速击发通道，因此可以被用于在解剖学上定位快速击发活动。

在一些示例中，不是如在上述设定阈值分析中那样是精确的频率值用作阈值，而是随时间的相对运动(即，主导频率值的差异)指示快速击发发作。但是，与设定阈值分析一样，可以设定仅在已经确定阈值数量的通道(例如，在某个时间段内)已满足主导频率差异准则时才进行快速击发发作已经发生的二元确定。还可以要求至少一定数量的通道(例如，2个通道、3个通道或5个通道)彼此直接相邻，以保证检测到的快速击发通道出现在集群中，如快速击发事件可以预期的那样。差异准则和/或(一个或多个)通道数量阈值可以或者作为用户输入被手动提供，或者可以例如自适应地或作为默认设定被自动生成。

多通道空间分析测试

作为心脏快速击发检测的又一个示例，可以将每个通道的频率曲线与在同一时间帧期间的一个或多个空间相邻的通道(即，就放置在患者身体上而言，对应的ECG电极或其它传感器所处的通道在空间上彼此紧密接近)的频率曲线进行比较。在该时间帧期间示出比相邻通道显著更高的主导频率的任何单个通道都可以在该时间帧内被标记为快速击发通道，因此可以用于在解剖学上定位快速击发活动。

在另一个示例中，不是如在上述设定阈值分析中那样是精确的频率值用作阈值，或者如在上述单通道时间分析中那样针对单个通道的时间频率改变，而是阈值可以与在单个时间段内相邻通道之间的主导频率值的差异对应，该差异指示快速击发发作。作为示例，差异阈值可以被设定为4Hz、5Hz、6Hz或7Hz。

与其它分析一样，可以设定仅在已经确定阈值数量的通道已满足空间主导频率差异准则时才进行快速击发发作已经发生的二元确定。作为示例，可以将通道数量阈值设定为2个通道、5个通道或10个通道。还可以要求至少一定数量的通道(例如，2个通道、3个通道或5个通道)彼此直接相邻，以保证检测到的快速击发通道出现在集群中，如快速击发事件可以预期的那样。差异准则和/或(一个或多个)通道数量阈值可以或者作为用户输入被手动提供，或者可以例如自适应地或作为默认设定被自动生成。

组合的快速击发确定测试

能够以各种方式组合上述各种测试。例如，仅当通道满足以上测试中的给定两个或以上测试中的给定三个等的准则时，才可以确定该通道表现出快速击发活动。

快速击发活动的解剖定位

如上所述，一旦执行了快速击发检测，快速击发就可以被定位到仅那些表现出快速击发活动的通道。图6例示了仅绘制有快速击发通道的频率曲线图78。在所示的示例中，可以看到快速击发通道当中的峰主导频率在大约9.5Hz处。图7例示了躯干的图形表示80，类似图2的第三行中的图形表示56、62、68(也在图3C、图4C、图5C中示出)，将快速击发通道指示为阴影较浅的三角形。可以将表示80显示为如图1中所示的图形输出36的一部分，以向用户指示快速击发来自所有被分析的通道当中(例如，在252个通道当中)的哪里。在图7的例示的示例80中，在胸部中间的一个区域表现出快速击发。

图8示出了另一个图形表示82，其中通道根据这些通道根据逆传递矩阵A^-1映射到的心脏的解剖区域而被阴影化，逆传递矩阵A^-1可以实时地计算，如Rudy等人的美国专利No.9,259,166中所描述的。例如，已知左上部的阴影通道与右上心房对应；已知右上部的阴影通道与右心耳对应；底部附近的其余阴影通道与右下心房对应。某些通道周围的正方形指示这些通道被确定为示出快速击发活动，在本示例中，具有在8.75Hz和10.25Hz之间的主导频率。将解决方案应用于包括将身体表面上的某些区域链接到心脏上的某些区域的传递矩阵的逆问题可以得到心脏解剖结构的一部分的图形表示84，诸如图9中所示，其中使用图8的阴影方案描绘快速击发区域。因为给出电极和心脏表面区域之间的映射关系的匹配表在涉及快速击发检测的规程之前对于患者就已经是已知的，所以一旦在身体表面的某个区域上检测到快速击发，就立即知道了对应身体表面位置的匹配的心脏位置。解剖图形映射图84可以被显示为如图1所示的图形输出36的一部分，以向用户指示快速击发起源的解剖位置。因为图形映射图82可以基于预定的匹配表立即对在心脏解剖结构上(在此为心房解剖结构上)的区域加阴影，所以可以在检测到快速击发事件后立即显示快速击发映射图82，从而促进规程期间的实时使用和辅助治疗干预。

在图9的示例映射图中的阴影点的数量在例示中用作“绘制”解剖区域的方式。各种阴影或可视化技术可以被用于基于快速击发数据来渲染图形映射图。

时域QRST检测与移除

如本文所公开的，本文公开的系统和方法可以检测和移除QRST波群。例如，代替将QRS和T视为分开的实体，本文的方法将它们视为单个实体。

图10是描绘诸如可以通过图1的QRST检测与移除功能32实现的从心脏波形移除QRST波群的示例时域方法100的流程图。在102处，QRST检测与移除功能对所选择的心脏波形的感兴趣区域执行主成分分析(PCA)。响应于用户输入识别与QRST波群对应的信号的间隔，可以自动或手动地选择感兴趣区域。因此，PCA可以被用于生成QRST模板定义。在104处，跨时间帧应用模板，以通过相关来识别匹配的感兴趣区域，诸如通过相对于确定的相关系数对模板进行时间步进。峰相关系数被用于识别模板与数据匹配的潜在位置。可以将相关系数与阈值进行比较，以识别多个通道中的每个通道的对应感兴趣区域。

在106处，从心脏波形中移除每个匹配的感兴趣区域(即，每个与QRST波群对应的区域)，并且执行插值(例如，样条插值)以自动连接相邻的P波。作为示例，插值可以被实现为形状保持PCHIP函数或另一种样条插值函数。这种插值函数基于用于这种插值的终点值来保持被插值的值是单调的(例如，或者增大或者减小)。因此，在被分析的心脏波形中，QRST波群被代替信号部分替换，该代替信号不具有将干扰用于快速击发检测目的的波形分析的高频成分。在执行QRST检测与移除方法100之前，可以执行基线移除和/或移除不良输入通道。

作为示例，可以定义QRST波群，以生成一个模板ROI，诸如图11中的ECG数据的曲线110中所示。例如，计算QRST模板112并且经由相关来检测114匹配的ROI，如上所述。可以在两个相邻ROI之间自动计算116P波，如图11中所示。由于对整个QRST波群使用单个模板，因此可以使用单个卡尺集合来识别感兴趣区域。

作为简化的示例，QRST检测与移除可以响应于用户输入而手动地每个间隔定义一次QRST波群。在另一个示例中，QRST检测与移除功能可以实现半自动或全自动方法，诸如通过与一些标准QRST波群或预先选择或甚至预先检测的QRST的自动模板匹配。

QRST检测与移除功能(例如，功能32、578)操作，以移除心脏波形的QRS和T区域，使得QRS和T区域中的残余信号幅度不优于P波的残余信号幅度或造成P波内的残余信号。为了减少在随后滤波期间由QRS和T信号对P信号造成的伪像以获得感兴趣的频率带宽(例如，大约4-15Hz)，QRST检测与移除可以通过用低频信号进行插值来移除QRST区域。这可以通过在每个QRST ROI的开始和结束之间使用如单调三次样条插值的方法来实现。

图12展示了示例情况，其中本文所述的时域方法成功地检测和移除了QRST。如从覆盖曲线124中可以看出的，一个示出了原始信号，一个示出了QRST移除之后的信号，QRST已经通过QRST的样条插值被移除。

作为另一种方法，代替定义QRST波群并执行模板匹配，QRST检测与移除功能可以针对一个搏动定义P波，然后填充(pad)P波外的任何信号。例如，这种方法可以在逐搏动手动框架中工作。

QRST波群中的心房信号

对于窦性心律正常的心脏，QRST波群中没有潜在的心房信号。但是，对于像心房纤颤这样的心律失常以及对于心房快速击发，QRST波群期间可能存在心房信号。为了在心房快速击发检测中使用QRST波群期间的心房信号，可以使用诸如以下描述的可靠的QRST相减方法来移除信号的心室部分，使得能够分析心房信号，包括可能驻留在QRST波群中的心房信号。

减轻感兴趣区域(QRST)中的心房信号的损坏的一个示例是在正常窦性心律期间识别好的QRST波群，具有或不具有信号平均(例如，“干净的”QRST波群)。QRST检测与移除功能可以在干净的QRST波群与心房纤颤中的QRST波群之间执行模板匹配。通过在定义模板的过程中不执行任何ROI平均，QRST检测与移除功能可以从每个心律失常的QRST波群中减去干净的QRST波群的贡献，使得QRST间隔内的剩余信号将包括心房信号。

为了减少在映射图创建期间的用户交互，用户可以每个规程挑选一个模板。例如，为了定义QRST波群，间隔定义的开始和结束被放置在信号平坦或心脏活动较少的位置。由于呼吸运动等引起的基线漂移可以改变模板轮廓，因此可以在QRST移除之前执行基线移除步骤。基线移除也可以在自动不良通道识别之前，以减少对整个处理的该部分的基线漂移影响。

再举例来说，QRST检测与移除处理可以被实现为方法。该方法包括相对于多个ECG信号对所选择的感兴趣区域执行主成分分析，以定义QRST模板。该方法还包括使QRST模板相对于多个ECG信号中的每一个的间隔相关，以识别匹配的感兴趣区域。该方法还包括使用插值从多个ECG信号中的每一个移除识别出的匹配的感兴趣区域。例如，响应于用户输入而手动选择感兴趣区域，或者自动选择感兴趣区域。作为另一个示例，QRST模板定义在给定时间间隔中应用于每个ECG信号的单个模板。作为另一个示例，由该方法实现的插值包括单调三次样条插值，以对于相邻的搏动将P波连接在一起。作为另一个示例，在移除识别出的匹配的感兴趣区域之前，该方法还包括跨感兴趣区域对模板求平均。作为另一个示例，在移除识别出的匹配的感兴趣区域之前，该方法还包括调节模板，以解释ECG信号中的基线漂移。作为另一个示例，ECG信号包括表现出心房纤颤的时间间隔。在这个示例中，该方法还包括：识别在没有心房纤颤的窦性心律期间的干净的QRST波群；执行干净的QRST波群与在心房纤颤期间的QRST波群之间的模板匹配；以及从ECG信号中移除干净的QRST模板。在一些示例中，该方法还包括将每个P波自动确定为两个相邻的QRST感兴趣区域之间的区域。作为另一个示例，该方法还包括为每个ECG信号检测R峰，并使用检测到的R峰来定位包含QRST波群的间隔。

如所公开的，一个或多个非暂态计算机可读介质存储用于执行QRST检测与移除方法的任何变体的指令。

频域QRST检测与移除

QRST波群的长度会随时间在多个间隔(即，从搏动到搏动)变化很大。因此，频域QRST移除可以涉及对识别出的QRST频率模板执行如上所述的频率分析，并从对应通道的频率曲线中减去结果所得的模板频率曲线。这是逐通道完成的。对于每个时间窗口，应当提供QRS波群的数量，以确保移除了由于QRS波群所贡献的正确量的功率；因而，模板频率曲线不应当被归一化。

获取、输出显示和处理

图13描绘了系统550的示例，该系统550可以被用于生成输出以处理身体表面信号从而表征患者的心律失常活动并执行快速击发检测。在一些示例中，系统550可以生成图形映射图(例如，身体表面映射图或心脏模型的映射图)594和/或显示经处理的电信号。该系统还可以提供其它格式的信息，以向用户提供指示计算出的信号特征中的一个或多个以及从这种计算出的信号特征导出的信息的指导。

如本文所公开的，系统550在患者护理的各个阶段都有应用。作为示例，该系统可以被用作患者筛选处理的一部分(例如，作为诊断和/或治疗计划规程的一部分)或者用于执行治疗后评估。此外，系统550可以被用作治疗规程的一部分，诸如确定用于将治疗递送给患者的参数(例如，递送位置、治疗的量和类型)。例如，具有固定到其上的一个或多个治疗递送设备556的导管可以插入到身体554中，以便在心内膜或心外膜接触患者的心脏552。本领域技术人员将理解和认识到可以被使用的治疗递送设备556的各种类型和配置，它们可以取决于规程和治疗的类型而变化。例如，治疗设备556可以被配置为递送电治疗、化学治疗、声波治疗、热治疗或其任意组合。

再举例来说，治疗递送设备556可以包括位于消融导管的尖端处的一个或多个电极，其被配置为响应于由治疗系统558供应的电信号(例如，射频能量)而生成用于消融组织的热量。在其它示例中，治疗递送设备556可以被配置为递送冷却以执行消融(例如，低温消融)，递送化学物质(例如，药物)、超声消融、高频射频消融或其组合。在还有其它示例中，治疗递送设备556可以包括位于起搏导管的尖端处的一个或多个电极，以响应于由治疗系统558供应的电信号(例如，起搏电流脉冲)而递送诸如用于起搏心脏的电刺激。也可以经由治疗系统558和定位在体内的侵入性治疗递送设备556来递送其它类型的治疗。

作为另一个示例，治疗系统558可以位于患者身体554的外部，并且被配置为控制由设备556递送的治疗。例如，治疗系统558包括控制系统(例如，硬件和/或软件)560，控制系统560可以经由电连接在递送设备(例如，一个或多个电极)556与治疗系统558之间的导电链路来传送(例如，供应)电信号。控制系统560可以控制供应给设备556的用于经由(一个或多个)电极554向心脏552的一个或多个位置递送治疗(例如，消融或刺激)的信号的参数(例如，电流、电压、重复率、触发延迟、感测触发振幅)。控制系统560可以基于自动、手动(例如，用户输入)或自动与手动的组合(例如，半自动控制)来设定治疗参数并施加刺激。一个或多个传感器(未示出)还可以将传感器信息传送回治疗系统558。设备556相对于心脏552的位置可以经由成像模态(例如，透视、X射线)、映射系统562、直接视觉等在手术中被确定与跟踪。因此可以组合设备556的位置和治疗参数，以确定对应的治疗递送参数。

在经由治疗系统558提供治疗之前、期间和/或之后，可以利用另一个系统或子系统来获取患者的电生理信息。在图1313的示例中，传感器阵列564包括可以被用于测量患者电活动的一个或多个身体表面电极。作为一个示例，传感器阵列564可以与分布在患者躯干的一部分(例如，胸腔)上以测量与患者心脏相关联的电活动(例如，作为心电图映射规程的一部分)的身体表面传感器的高密度布置(例如，大于近似一百个电极，例如，大于近似二百个电极，例如，二百五十二个电极)对应。在美国专利No.9,655,561和国际公开No.WO2010/054352中示出并描述了可以用作传感器阵列564的高密度身体表面非侵入性装置的示例。感测电极的其它布置和数量可以被用作传感器阵列564。例如，阵列可以是精简的电极集合，其不覆盖患者的整个躯干并且被设计为为了特定目的而测量电活动(例如，专门设计用于分析心房纤颤和/或心室纤颤的电极的阵列)和/或用于监视心脏的预定空间区域。在其它示例中，具有传统的或经修改的12导联(12-lead)ECG或单个电极的阵列可以被实现为传感器阵列564，以提供身体表面电信号。

在一些示例中，一个或多个传感器也可以位于插入患者身体的设备556上。这种传感器可以单独使用或者与非侵入性传感器阵列564结合使用，以映射针对心内膜表面(诸如心脏腔室的壁)以及针对心外膜表面的电活动。此外，这种电极也可以被用来帮助在心脏552内定位设备556，其可以被配准到由系统550生成的图像或映射图中。可替代地，这种定位可以在不从心脏552内或心脏552上的电极发射信号的情况下实现。

在包括侵入性、非侵入性或侵入性与非侵入性感测的组合的用于获取患者电信息的每个这种示例方法中，(一个或多个)传感器阵列564将感测到的电信息提供给对应的测量系统566。测量系统566可以包括对应的控件568，控件568被配置为提供描述由传感器阵列564中的传感器检测的电活动的电测量数据570(例如，ECG信号)。例如，测量系统566的信号处理电路系统可以将(一个或多个)测得的模拟信号转换成对应的数字信息。测量系统566还可以处理与来自传感器阵列564的一个或多个电生理信号对应的数字信息，并且从每个这种信号中移除非心律失常特征，并提供作为电测量数据570存储在存储器中的经预处理的数据。

控件568还可以被配置为控制用于测量电活动并提供测量数据570的数据获取处理(例如，以预定义的采样率)。在一些示例中，控件568可以与治疗系统558(如果被实现的话)的操作分开地控制测量数据570的获取，诸如响应于用户输入。在其它示例中，可以与由治疗系统递送治疗并发地并同步地获取测量数据570，诸如为了检测响应于(例如，根据治疗参数)应用给定治疗而发生的心脏552的电活动。例如，适当的时间戳可以被用于给相应的测量数据570与治疗参数使用之间的时间关系加索引，以便于其评估和分析。

映射系统562被编程为组合与感测到的心脏552的身体表面电活动对应的测量数据570，以提供对应的输出数据574。输出数据574可以表示或表征检测到的身体表面上和/或心脏内的ECG信号。输出数据还可以表示从测得的信号导出的信息，诸如本文所公开的。

作为一个示例，映射系统562包括心脏快速击发检测功能577，诸如与心脏快速击发检测器20(例如，如本文关于图2-图9所公开的)对应。映射系统562还可以包括QRST检测与移除功能578，诸如与QRST检测与移除功能32(例如，如关于图10-图15所公开的)对应。功能577和578中的每一个都可以应用于被展示为电测量数据570的ECG数据。如所提到的，在一些示例中，心脏快速击发检测功能577和QRST检测与移除功能578对原始ECG数据(例如，经由非侵入性电极获取，以测量跨身体表面的电信号)进行操作以分别检测心脏(例如，心房)快速击发和从原始信号中移除QRST信号。

映射系统562包括输出生成器，以提供输出数据574来基于在一个或多个时间间隔(例如，在EP规程或治疗规程之前、之后或期间)针对患者获取的电测量数据在显示器592上可视化ECG信号的一个或多个间隔。在传感器阵列564包括多个电极的示例中，输出数据574可以包括经由患者身体表面上的传感器564测量的ECG信号的选定通道集合。可以设定参数，以识别满足一个或多个用户可配置参数的信号子集(例如，经由GUI 590)。可以由输出生成器586提供的输出显示的一些示例关于图3C、图4C、图5C、图7、图8和图9公开。因此，输出生成器生成输出数据以显示时域曲线、频域曲线、布置在躯干上的通道或映射到心外膜表面的区域的图形表示。

在一些示例中，计算出的数据可以被映射到心脏模型的几何表面。如本文所公开的，可以基于经由分布在患者身体554的表面上的传感器阵列564中的一个或多个电极非侵入性地获取的电数据来计算映射图。

由于测量系统566可以并发地测量躯干的预定区域或整个躯干的电活动(例如，其中传感器阵列564包括覆盖患者身体554的整个胸腔的多个电极)，结果所得的输出数据(例如，ECG信号和/或心电图映射图)因此也能够以时间和空间一致的方式表示并发的心脏电数据。计算输出数据/映射图的时间间隔可以基于用户输入来选择。此外或可替代地，所选择的间隔可以与由治疗系统558应用治疗同步。如本文所公开的，稳定的心律失常活动的存在或不存在的指示可以在不执行基于患者几何形状的电描记图重建的情况下从(一个或多个)身体表面电信号计算。

在可获得附加信息并且可以获得几何形状数据572的其它示例中，系统可以包括电描记图重建580，其被编程为计算逆解并且基于处理信号和几何形状数据572提供对应的重建电描记图。例如，几何形状数据572可以与数学模型对应，数学模型诸如可以是通用模型或者是基于针对患者获得(例如，经由成像模态，诸如CT、MRI、双平面X射线等)的图像数据构建的并且为患者的心脏552和传感器阵列上的电极提供空间坐标的模型。因此，重建的电描记图可以与跨心包膜(cardiac envelope)的心电图活动对应，并且可以包括静态(在给定时刻是三维的)和/或动态(例如，随时间而变化的四维映射图)。可以在系统550中使用的逆算法的示例包括在美国专利No.7,983,743和No.6,772,004中公开的逆算法。因此，EGM重建580可以将经由传感器阵列564测量的身体表面电活动重建到心包膜上的多个位置(例如，大于1000个位置，诸如大约2000个位置或更多个位置)上。在其它示例中，映射系统562可以基于(诸如经由网篮状导管或其它形式的测量探针(例如，在设备556上或附连到设备556))侵入性测量的电活动计算在心脏的子区域上的电活动。

与和计算出的映射图的输出可视化对应的图形表示相关联的参数(诸如包括选择时间间隔、要在可视化中呈现的信息的类型等)可以响应于经由对应的可视化GUI 590的用户输入而被选择。

此外，如果包括在系统550中，那么治疗系统558可以使用输出数据574。所实现的控制可以是基于输出数据574的全自动控制、半自动控制(部分自动并响应于用户输入)或手动控制。在一些示例中，用于治疗系统558的控制系统560可以利用输出数据来控制一个或多个治疗参数。作为示例，控件560可以基于已经由功能577确定的本文公开的快速击发数据来控制消融治疗到心脏部位(例如，心外膜或心内膜壁)的递送。例如，治疗的递送可以响应于在一段时间之后检测到没有心脏(例如，心房)快速击发或在一段时间之后检测到没有稳定的驱动活动而自动终止。在其它示例中，个人用户可以查看在显示器中生成的映射图，以基于可视化的信息手动控制治疗系统。其它类型的治疗和设备也可以基于输出数据进行控制。

图14是描绘检测心脏(例如，心房)快速击发活动的示例方法1400的流程图。方法1400包括从多个通道收集心脏波形数据，例如，如可以从患者的身体表面(例如，胸腔)上的电极阵列获得的，例如超过一百个通道，例如，超过二百个通道，例如，二百五十二个通道。使用例如本文所述的基于时间或基于频率的方法之一或其组合，可以从所收集的心脏波形的每个通道中移除1404QRST分量。在一些示例中，仅移除心室QRST分量，使得源自心房的信号保留在经滤波的信号中。针对移动窗口上的每个通道执行1406频率分析。作为示例，窗口的长度可以是例如两秒，或五秒、或十秒或二十秒。例如，使用本文所述的用于快速击发活动检测的测试之一或其组合，识别1408在特定窗口期间表现出快速击发频率峰的通道。当检测到心脏快速击发活动时，可以发出通知或警告。将在特定时间帧中被识别为快速击发的通道映射1410到一个或多个心外膜表面区域，并且可以例如经由视觉显示器提供1412指示快速击发活动的时间和心外膜位置的图形输出。如本文所述，所显示的图形映射图可以用于指导治疗，例如消融或药物递送，和/或可以被用于自动控制治疗递送。

鉴于上面的结构和功能描述，本领域技术人员将认识到的是，本发明的部分可以被体现为方法、数据处理系统或计算机程序产品。因而，本发明的这些部分可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例或组合软件和硬件的实施例的形式。此外，本发明的部分可以是计算机可用存储介质上的计算机程序产品，其中计算机可用存储介质在介质上具有计算机可读程序代码。可以使用任何合适的计算机可读介质，包括但不限于静态和动态存储设备、硬盘、光存储设备和磁存储设备。

本文还已经参照方法、系统和计算机程序产品的方框例示描述了本发明的某些实施例。应当理解的是，例示的方框以及例示中方框的组合可以由计算机可执行指令来实现。这些计算机可执行指令可以被提供给通用计算机、专用计算机或其它可编程数据处理装置(或设备和电路的组合)的一个或多个处理器，以产生机器，使得经由处理器执行的指令实现在一个或多个方框中指定的功能。

这些计算机可执行指令还可以存储在计算机可读存储器中，其可以引导计算机或其它可编程数据处理装置以特定方式工作，使得存储在计算机可读存储器中的指令导致制造品，该制造品包括实现在一个或多个流程图方框中指定的功能的指令。计算机程序指令还可以被加载到计算机或其它可编程数据处理装置上，以使得在计算机或其它可编程装置上执行一系列操作步骤，以产生计算机实现的处理，使得在计算机或其它可编程装置上执行的指令提供用于实现在一个或多个流程图方框中指定的功能的步骤。

上面已经描述的是示例。当然，不可能描述部件或方法的每个可想到的组合，但是本领域普通技术人员将认识到许多进一步的组合和排列是可能的。因而，本发明意在涵盖落入本申请的范围的所有此类变更、修改和变化，包括所附权利要求。在本公开或权利要求陈述“一”、“一个”、“第一”或“另一个”元素或其等同物的情况下，那么应当将其解释为包括一个或多于一个此类元素，既不要求也不排除两个或更多个此类元素。如本文所使用的，术语“包括”是指“包括但不限于”，并且术语“包含”是指“包含但不限于”。术语“基于”是指“至少部分基于”。

Claims (20)

1.一种检测心脏的心脏快速击发活动的方法，该方法包括：

从多个通道收集心脏波形数据；

在移动窗口上针对所述多个通道中的每个通道对收集到的心脏波形数据执行频率分析；

识别出在给定的时间窗口期间表现出快速击发频率峰的通道；以及

将在给定的时间窗口中作为快速击发被识别出的通道映射到心脏的一个或多个空间区域。

2.如权利要求1所述的方法，其中频率分析还包括从收集到的心脏波形数据的每个通道中移除QRST成分。

3.如权利要求1或2所述的方法，其中所述多个通道与跨患者的身体表面定位的电极的布置对应。

4.如前述权利要求中的任一项所述的方法，还包括生成指示快速击发活动的时间和/或解剖位置中的至少一个的图形输出。

5.如前述权利要求中的任一项所述的方法，还包括基于识别出的快速击发活动的解剖位置来控制治疗的递送。

6.如前述权利要求中的任一项所述的方法，其中表现出快速击发频率的通道包括具有比平均基线频率大至少一个标准偏差的频率的通道。

7.如前述权利要求中的任一项所述的方法，还包括基于以下步骤确定发生了快速击发事件：

或者作为用户输入手动地或者经由自动阈值生成器，提供作为频率阈值的频率值；

将给定的时间窗口期间的各个通道的主导频率与频率阈值进行比较；

将表现出大于频率阈值的主导频率的通道确定为快速击发通道；以及

基于确定的快速击发通道在解剖学上定位快速击发活动。

8.如权利要求7所述的方法，其中频率阈值是在大约8Hz至大约10Hz的范围内的值。

9.如权利要求7所述的方法，还包括：

或者作为用户输入手动地或者经由自动确定，提供作为指示最小通道数量的通道数量阈值的整数值；

基于在给定的时间窗口期间被确定为快速击发通道的通道的数量超过通道数量阈值，确定发生了快速击发事件。

10.如权利要求1-6中的任一项所述的方法，还包括基于以下步骤确定发生了快速击发事件：

分析多个给定通道中的每个通道的频率曲线，以测试主导频率在多个窗口化的时间帧上的改变；以及

基于识别出的通道示出主导频率从较低频率范围到较高频率范围或者从较高频率范围到较低频率范围的显著移动，在识别出的通道的主导频率处于较高频率范围的一个或多个时间帧期间，将所述多个给定通道中的一个或多个识别为快速击发通道。

11.如权利要求10所述的方法，其中较低频率范围是大约3Hz至大约8Hz，并且其中较高频率范围是大约8Hz至大约12Hz。

12.如权利要求1-6中的任一项所述的方法，还包括：基于在给定的时间窗口期间的给定通道的频率曲线与一个或多个空间相邻通道的频率曲线的比较，确定发生了快速击发事件。

13.一种系统，包括：

非暂态存储器，用于存储表示多个ECG信号的电数据和机器可读指令；以及

处理器，用于访问非暂态存储器并执行机器可读指令，所述指令包括：

被编程为执行心脏快速击发检测以确定多个ECG信号的离群主导频率的心脏快速击发检测代码；

被编程为在存储器中存储表征检测到的快速击发的心脏快速击发数据的代码。

14.如权利要求13所述的系统，其中心脏快速击发数据被提供以指定表现出心脏快速击发的时间、通道和/或心外膜表面区域。

15.如权利要求13或14所述的系统，其中所述指令还包括：

将所述多个ECG信号转换成频域ECG信号的代码；以及

被编程为从频域ECG信号中移除心室成分的代码，心脏快速击发检测代码对移除心室成分之后的所述多个ECG信号进行操作。

16.如权利要求13、14或15所述的系统，还包括显示器，该显示器基于心脏快速击发数据来可视化图形表示。

17.如权利要求13、14或15所述的系统，还包括治疗系统，该治疗系统基于心脏快速击发数据将治疗递送到患者。

18.如权利要求13、14、15、16或17中的任一项所述的系统，其中心脏快速击发检测代码确定一组通道的离群主导频率表现出比平均基线频率大至少一个标准偏差的频率。

19.一种从心脏信号中移除QRST的基于频域的方法，该方法包括：

对源自多个心电图通道中的一个通道的心电图信号执行频率分析，以生成信号频率曲线；

对识别出的QRST频率模板执行频率分析，以生成模板频率曲线；

从信号频率曲线中减去模板频率曲线，以生成与心电图信号对应的移除了QRST的心电图信号的频率曲线；以及

对所述多个心电图通道中的其它通道重复信号频率曲线生成和相减。

20.如权利要求19所述的方法，其中在移除了QRST的心电图信号中从心电图信号中移除的功率量基于在心电图信号中提供的QRS波群的数量，并且其中模板频率曲线未归一化。

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