CN112469334A - 表现出不规则电生理活动的区域的检测 - Google Patents

Abstract

例如，一个或多个非暂态计算机可读介质包括可执行指令以执行方法。该方法包括定义跨几何表面分布的多个空间区域。基于在至少一个时间间隔上表示分布在几何表面上的多个节点中的每个节点的电信号的电数据，检测跨几何表面传播的至少一个波前。基于波前驻留在所述至少一个空间区域内的持续时间，在所述时间间隔期间确定所述多个空间区域中的至少一个空间区域的波前的传导速度的指示。基于将传导速度的指示相对于阈值进行比较，为所述至少一个空间区域识别慢传导活动。传导数据被存储在存储器中以表示每个慢传导事件。

Description

表现出不规则电生理活动的区域的检测

相关申请的交叉引用

本申请要求于2018年5月4日提交的标题为“DETECTION OFREGIONS EXHIBITINGIRREGULARELECTROPHYSIOLOGICAL ACTIVITY”的美国专利申请No.15/971559的权益，该专利申请通过引用整体并入本文。

技术领域

本公开涉及对表现出不规则电生理活动的区域的检测。

背景技术

心电图测绘(ECM)是一种用于从感测到的电信号确定和显示心脏电信息的技术。可以基于心脏电活动的侵入性或非侵入性测量来执行ECM。电生理数据可以被用于心律不齐的诊断和治疗。

发明内容

在一个示例中，具有可由处理器执行的指令的一个或多个非暂态计算机可读介质可以执行一种方法。该方法包括定义跨与患者的心脏对应的三维几何表面分布的多个空间区域。基于在至少一个时间间隔上表示分布在几何表面上的多个节点中的每个节点的电生理信号的电数据，检测跨几何表面传播的至少一个波前。基于波前驻留在所述多个空间区域中的至少一个空间区域内的持续时间，确定在所述时间间隔期间所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示。基于将传导速度的指示相对于阈值进行比较，为所述至少一个空间区域识别慢传导活动。传导数据可以存储在存储器中以表示每个慢传导事件。

另一个示例可以提供一种包括存储器和至少一个处理器的系统。该存储器存储机器可读指令和数据，该数据包括表示在至少一个时间间隔上跨几何表面分布的多个节点的电生理信号的电数据。处理器可以访问存储器并执行指令。指令包括基于电数据来检测跨几何表面传播的至少一个波前的代码，几何表面包括多个空间区域。指令还包括基于波前驻留在所述多个空间区域中的至少一个空间区域内的持续时间确定在所述时间间隔期间所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示的代码。指令还包括基于将传导速度的指示相对于阈值进行比较为所述至少一个空间区域识别慢传导事件的代码。代码还可以将传导数据存储在存储器中，以表示每个慢传导事件。

在另一个示例中，具有可由处理器执行的指令的一个或多个非暂态计算机可读介质可以执行一种方法。该方法可以包括确定跨解剖表面分布的多个节点中的每个节点处的电生理信号的至少一个时间间隔的周期持续时间。将每个周期持续时间与至少一个阈值进行比较，以便为每个信号识别每个短持续时间事件。在所述多个节点中的每个节点处在该时间间隔内发生的短持续时间事件的数量被量化。可以生成图形图以显示在空间中跨解剖表面的图形表示发生的短持续时间事件的数量。

还有另一个示例可以提供一种包括存储器和至少一个处理器的系统。存储器可以存储机器可读指令和数据，该数据包括表示在至少一个时间间隔上跨解剖表面分布的多个节点的电生理信号的电数据。处理器可以访问存储器并执行指令。指令包括选择至少一个测量时间间隔的代码，使得用于所述多个节点中的至少一些节点的电生理信号包括纤颤信号。指令还包括确定在所述至少一个测量时间间隔上在所述多个节点中的每个节点处的电生理信号的周期持续时间的代码。指令还包括将每个周期持续时间与阈值进行比较以识别针对每个电生理信号的短持续时间事件的代码。指令还包括量化在所述至少一个测量时间间隔期间发生的所述多个节点中的每个节点处的短持续时间事件的数量的代码。指令还包括生成图形图的代码，该图形图可视化跨解剖表面的图形表示的短持续时间事件的数量。

附图说明

图1描绘了识别慢传导速度的区域的系统的示例。

图2描绘了传导速度分析器的示例。

图3描绘了解剖表面的网格的示例，其示出了跨表面的部分的多个区域。

图4描绘了示出跨表面的慢传导区域的图形图的示例。

图5是图示可以被实现以识别慢传导速度的区域的示例方法的流程图。

图6是图示可以被实现以识别慢传导速度的区域的另一个示例方法的流程图。

图7描绘了识别表现出短持续时间事件的区域的系统的示例。

图8描绘了解剖表面的网格的示例，其示出了在表面上进行测量的点。

图9是示出在多个时间间隔上图8的点的波形的图。

图10描绘了图形图的示例，其示出了跨表面表现出短持续时间事件的区域。

图11是图示可以被实施以识别表现出短持续时间事件的区域的示例方法的流程图。

图12是图示可以被实现以识别表现出短持续时间事件的区域的另一个示例方法的流程图。

图13描绘了可以被用于诊断和/或治疗的示例系统。

具体实施方式

本公开涉及检测表现出某些不规则电生理活动的组织的区域。不规则的电生理活动可以包括跨组织的电生理信号的慢传导(例如，慢于传导阈值)。附加地或可替代地，不规则的电生理活动可以包括组织的短持续时间事件。在一些示例中，在纤颤(例如，心房和/或心室纤颤)的一个或多个时间间隔期间分析电生理信号，以确定和量化不规则的电生理活动。可以生成一个或多个对应的图形图，以可视化不规则的电生理活动。在一些示例中，针对每个空间区域将检测到的不规则的电生理活动计算为相对值，以促进其可视化(例如，通过将值映射到既定的色标)。

作为一个示例，定义跨几何表面(例如，三维心脏表面)的多个区域。在一个或多个时间间隔上检测跨表面传播的一个或多个波前。可以为空间区域中的至少一些确定波前的传导速度的指示。给定波前的传导速度的指示可以例如被计算为针对给定波前传播通过的每个相应区域的给定波前的平均传导速度。作为示例，由于可以知道区域的尺寸，因此可以根据区域的尺寸和波前驻留在相应空间区域内的时间间隔来确定相应空间区域的该波前的平均传导速度。例如，如果对于通过该区域的给定波前的传导速度的确定的指示低于规定的慢传导阈值，那么因此可以识别针对一个或多个空间区域的慢传导活动。在又一个示例中，如果传播波前在特定空间区域内保持(例如，连续)至少一些最小时间量，那么可以识别出一个或多个空间区域的慢传导活动。传导速度的指示可以作为表示每个慢传导事件的传导数据存储在存储器中。

作为另一个示例，可以在一定时间间隔上为多个节点中的每个节点处表现出纤颤行为的电生理信号确定纤颤周期持续时间。可以将每个纤颤周期持续时间与周期持续时间阈值进行比较，以识别在每个信号期间发生的每个短持续时间事件。在该时间间隔期间发生的多个节点中的每个节点处的短持续时间事件的数量可以被量化并存储在存储器中。如上面所提到的，可以基于短持续时间事件的数量来生成图形图，以可视化每个区域相对于其它区域表现出这种短持续时间的程度。

虽然关于在心脏包络或心脏表面上重构的电描记图公开了波前检测的许多示例，但是本文公开的系统和方法同样适用于几何表面的任何电信号，无论是直接从表面测量还是从该测量导出的。这个概念可以应用于ECG和EGM电位。而且，虽然本文的许多示例是在波前检测和心脏电信号映射的背景下描述的，但是应理解的是，本文公开的方法同样适用于其它电生理信号，诸如脑电图、肌电图、眼电图等。

图1描绘了检测组织(诸如与心脏对应或其它组织)的不规则电生理活动的一个或多个区域的系统100的示例。在图1的示例中，系统100被示为包括存储器102和一个或多个处理器104的计算装置。存储器102被配置为一个或多个非暂态介质以存储数据和指令。处理器104被配置为访问存储器并执行指令以执行本文公开的方法和功能。

存储器102存储诸如表示在一个或多个时间间隔上跨三维(3D)表面包络分布的多个位置(节点)处的电信号的电数据106。电数据106可以包括电活动的实时测量和/或先前测量，其一般可以取决于系统100是用于实时分析(例如，在电生理研究期间)还是用于规程后分析而变化。在一个示例中，电数据106可以在从心脏表面侵入性的位置处进行测量(例如，经由来自心内膜和/或心外膜表面的导线或篮形导管)。侵入性测量可以基于与组织的接触，或者测量可以以非接触方式获得。在另一个示例中，可以通过计算逆问题题的解来将电数据106重构到非侵入地(例如，通过身体表面电极的布置)测得的基于电信号的3D表面几何形状上。在还有其它示例中，电数据106可以包括混合方法或从混合方法导出，其包括非侵入性获取的电信号和侵入性获取的电信号两者。因此，无论如何获得电数据，都可以实现系统100。

存储器102还存储表示三维表面的几何形状的几何形状数据108。作为一个示例，3D表面与心脏的三维心外膜表面几何形状对应。作为另一个示例，3D表面可以与心脏的三维心内膜表面几何形状对应。作为又一个替代示例，诸如当电数据106表示3D表面上重构的电活动时，3D表面实际上可以与驻留在患者心脏内部的区域与非侵入性获取电测量值的患者躯干的外表面之间的任何几何表面对应。几何形状数据108因此可以与实际的患者解剖几何形状、预编程的通用模型或其组合(例如，基于患者解剖结构修改的模型)对应。

作为示例，几何形状数据108可以从处理经由成像模态(未示出)为患者获取的图像数据中导出。例如，成像系统130可以根据诸如计算机断层摄影(CT)、磁共振成像(MRI)、x射线、荧光检查、超声等任何成像模态来实现，以获取患者躯干的三维图像数据。这种图像处理可以包括从数字图像集中提取和分割解剖特征，包括一个或多个器官和其它结构。

几何形状数据108还可定义跨3D表面的多个空间区域。作为示例，处理器104被编程为处理几何形状表面数据并将表面划分为跨与患者心脏对应的3D表面分布的多个空间区域。例如，每个空间区域可以具有相同的尺寸或具有不同的已知尺寸。作为示例，3D几何形状表面可以是3D表面网格的形式，诸如图3中所示，其包括通过网格表面的边缘互连到每个相邻节点的多个节点。因此，从其检测到波前的电数据与多个节点中的每个节点处的电信号对应。如所提到的，电信号可以是根据从身体表面非侵入性测得的电信号重构到每个节点的单极性信号。

在一个示例中，多个空间区域中的每一个被定义为圆形区域，该圆形区域具有围绕相应中心节点(例如，该节点在该区域的中心)的预定半径，从而将每个空间区域提供为具有预定直径。因此，可以将半径设置为大于节点之间的距离，使得空间区域与相邻的空间区域重叠。在一些示例中，空间区域可以包括中心节点以及两个或更多个相邻节点的集合。在另一个示例中，空间区域可以被配置为不重叠的(例如，相邻区域的边界在空间上对准以彼此邻接或间隔开)。

处理器104被配置为执行机器可读指令，在图1的示例中，被示为包括波前检测器110、传导速度分析器112和图生成器118。波前检测器110被编程为基于在一个或多个时间间隔上表示跨几何表面分布的多个节点中的每个节点的电生理活动的电数据108来检测跨几何表面传播的一个或多个波前。在2014年1月14日提交的标题为“WAVE FRONT DETECTIONFOR ELECTROPHYSIOLOGICALSIGNALS”的美国专利公开No.201402000822中公开了检测器110可以用来检测和跟踪波前的传播的波前检测的示例方法，该专利公开通过引用整体并入本文。因此，对于每个时间帧(例如，一个或多个时间间隔期间的每个时间索引)，波前检测器110指定波前在几何表面上的位置，包括波前的结束和在其端部之间延伸的中间部分的位置。

传导速度分析器112被编程为识别表面几何形状上的慢传导区域。在这个示例中，术语“慢”用于指示传导速度的指示低于预期传导速度。分析器112包括波前速度计算器114，以确定每个波前在传播通过一个或多个空间区域时的传导速度的指示。空间区域的尺寸可以是固定的，或者是用户可编程的参数，以定义用于确定传导速度指示的分辨率。例如，计算器114基于每个波前驻留在相应空间区域内的持续时间来确定每个空间区域中的每个这样的波前的传导速度的指示。

作为另一个示例，传导速度分析器112包括慢传导区域识别器116，该慢传导区域识别器116被编程为基于传导速度的指示(例如，由计算器114确定)小于慢传导阈值来为每个空间区域识别慢传导活动。例如，慢传导区域识别器116提供慢传导速度的指示，其根据每个波前在每个相应区域中表现出比阈值速度慢的预定量的传导速度的时间量来为多个空间区域中的每个空间区域量化慢传导。每个空间区域的慢传导速度的量化的测量可以作为传导数据存储在存储器102中。

图生成器118被编程为基于传导数据生成图形图，该图形图可视化在时间间隔期间在与心脏对应的几何表面的图形表示上的表现出慢传导事件的每个区域。系统100还可以包括被配置为显示所产生的图形图的显示器(例如，屏幕、可穿戴的增强现实眼镜、平视显示器等)120。因此，图形图可以基于传导数据为多个区域中的每个区域可视化慢传导活动的相对量。

图2描绘了传导速度分析器200的示例，该传导速度分析器200可以被实现为确定跨心脏表面的慢传导事件的空间分布，该心脏表面可以是整个表面或一个或多个部分(例如，心房和/或心室)。在这个示例中，分析器200接收波前数据202、空间区域数据204和一个或多个传导速度阈值206作为输入。波前数据202描述在一个或多个时间间隔上一个或多个波前跨3D表面传播时的位置。在一个示例中，波前数据202由波前检测器(例如，检测器110)产生，诸如在以上并入的美国专利公开No.20140200822中所公开的。在其它示例中，可以根据其它方法来提供波前数据。空间区域数据204定义了跨心脏的3D表面分布的多个空间区域。空间区域可以是相同尺寸或不同的已知尺寸，并且空间区域的尺寸设置用于传导速度测绘的分辨率。如所提到的，在一些示例中，多个空间区域中的每个空间区域被定义为以3D表面上的相应节点为中心并且具有预定的固定直径的圆形区域。作为一个示例，直径小于或等于大约5cm(例如，近似3cm)。该直径可以是响应于用户输入而用户可编程的。

阈值数据206设置传导速度阈值，以定义用于识别每个空间区域内的慢传导的波前条件。作为一个示例，可以根据例如与大约40cm/s对应的接受的慢传导速度水平来设置阈值。在另一个示例中，阈值可以是响应于用户输入而用户可编程的，诸如设置一个或多个慢传导阈值。

传导速度分析器200包括波前跟踪功能208。跟踪功能208例如跟踪跨3D表面的每个波前的位置，并且特别地，识别每个时间帧(例如，时间索引)中每个相应波前驻留在其中的跨3D表面的一个或多个空间区域。例如，给定在每个节点处的电信号的采样率(例如，1ms)，波前跟踪功能208可以为在一定时间间隔上的每个时间索引(例如，每1ms)确定波前的位置。因此，波前可以在每个时间帧中延伸通过多个区域，并且波前跟踪功能208在多个连续的时间帧上识别波前驻留在其中的每个空间区域。在示例中，在空间区域被定义为距中心节点预定距离(例如，半径)内的表面区域的情况下，只要波前的一部分在距中心节点的预定距离(例如，确定为欧几里得距离或其它距离)内，跟踪功能208就可以确定波前驻留在给定空间区域内。

速度计算器210确定在每个相应空间区域中的每个波前的传导速度的指示。速度计算器210包括定时器212，以确定每个波前在每个空间区域中花费的持续时间。例如，定时器212被配置为将每个波前的持续时间确定为连续时间帧的连续持续时间，在该连续时间帧期间，每个相应的波前驻留在给定的空间区域中(例如，基于来自波前跟踪功能208的位置信息)。因此，虽然每个波前的传导速度可以在波前的不同部分(例如，从时间帧到时间帧)并且在给定的空间区域内在空间和时间上变化，但是本文公开的方法不要求为波前的任何部分计算瞬时传导速度。代替地，在一些示例中，速度计算器210将传导速度的指示确定为平均传导速度。

作为示例，速度计算器210根据每个区域的已知空间尺寸以及给定波前在每个相应区域内的持续时间来确定给定波前的平均传导速度。例如，假设空间区域的尺寸为3cm并且波前在空间区域中保留了82ms的持续时间(例如，定时器212在82个连续的1ms时间帧内跟踪空间区域内给定波前的一部分)，这种波前在空间区域中的传导速度将是大约36.6cm/s。

作为另一个示例，在空间区域的尺寸相同并且跨3D表面固定的情况下，代替将传导速度的指示计算为速度值(例如，距离/时间)，速度计算器210可以将每个空间区域的传导速度的指示确定为与给定波前驻留(例如，连续地)在每个相应空间区域内的持续时间对应的时间值。因此，在以上示例中，如由定时器212所提供的，传导速度的指示将是持续时间82ms。

慢传导识别器214被编程为针对每个空间区域识别慢传导速度活动。慢传导识别器214可以采用比较器216将针对每个空间区域的给定波前的传导速度的指示相对于阈值206进行比较，以确定是否表现出慢传导速度。继续以上示例，给定传导速度阈值为40cm/s，确定的传导速度大约为36.6cm/s，这将指定慢传导区域。在将传导速度的指示确定为时间值的示例中，还可以将阈值206提供为时间值，使得可以响应于确定给定的波前驻留在空间区域内达超过时间阈值的持续时间来识别慢传导区域。在上面的示例中，对于直径为3cm的圆形空间区域，40cm/s阈值与75ms的时间阈值对应，使得82ms的持续时间超过时间阈值，从而指示这种区域的慢传导活动。

此外，通过使用空间区域内的持续时间作为传导速度的指示，慢传导识别器214可以提供用于识别出的慢传导活动的程度的测量。例如，慢传导识别器214包括加权函数218，该加权函数对每个波前在每个相应空间区域内花费的持续时间进行加权。例如，加权函数218根据对于每个相应区域每个波前持续时间超过阈值的时间量将权重应用于多个空间区域中的每个空间区域(例如，存储在用于每个区域的中心节点的数据记录中的权重值)。在将空间区域内的持续时间用作传导速度的指示的示例中，慢传导区域识别器214的加权函数218可以从波前驻留在给定空间区域内的持续时间减去阈值(例如，时间值)以提供加权的值来量化给定空间区域的慢传导活动。例如，82ms的持续时间提供了7的加权值(例如，等于持续时间与75ms的时间阈值之差)。

慢传导识别器可以基于为每个剩余波前以及为(一个或多个)被分析的时间间隔中的每一个提供的传导速度的指示来重复比较和加权函数216和218。因此，聚合器220可以聚合在多个空间区域中的每个空间区域中检测到的每个波前的加权的值，并提供聚合的加权的值以随时间量化对于多个空间区域中的每个空间区域的慢传导活动的相对量，如本文所公开的，可以将其存储在存储器中以用于进一步处理(例如，测绘、诊断、治疗等)。

图3描绘了网格结构300的示例，展示了心脏的示例3D表面。在这个示例中，该表面是整个心脏的心外膜表面。在其它示例中，可以使用不同的表面。网格结构300包括在网格的边缘的相交处的节点(例如，三角形网格结构)。如本文所公开的，节点与表面上电信号(例如，电位势)被测量(例如，直接地或经由逆重构)的位置对应。在306处以放大的视图示出，多个圆形空间区域308被示为叠加在网格的一部分上。在这个示例中，每个空间区域308包括位于该区域的中心处的节点310，针对区域308和节点310进行了展示。此外，空间区域与一个或多个其它相邻区域重叠。在其它示例中，一般取决于节点之间的距离和为每个空间区域设置的尺寸，空间区域308可以不重叠或以不同的量重叠。

图4是可以(例如，通过图生成器118)生成的心脏表面400的图形图的示例。图400提供了心脏表面的视图，以在显示器(例如，显示器120)或其它输出设备上可视化慢传导区域402和404。可以根据在一个或多个时间间隔上跨心脏表面的波前的传导速度的分析(例如，由传导分析器112、200)来识别慢传导区域402和404，诸如本文所公开的。识别出的慢传导区域402和404因此可以用作治疗部位(例如，经由递送设备)或触发进一步的分析以确定适当的治疗过程。

鉴于本文所述的前述结构和功能特征，将参考图5、6、11和12更好地认识到可以实现的方法的示例。虽然为了解释的简单起见，将这些方法示出和描述为串行执行，但是应理解和认识到的是，这种方法不受所示出的次序的限制，因为在其它实施例中，一些方面可以以不同的次序发生和/或与本文示出和描述的其它方面同时进行。而且，实现一种方法可以不要求所有示出的特征。每种方法或其相关部分可以被实现为存储在一个或多个非暂态存储介质中并且由例如计算机系统的处理资源(例如，一个或多个处理器核心)执行的指令。

图5是描绘识别跨诸如心脏之类的解剖表面的慢传导区域的方法500的示例的流程图。方法500开始于502处，其中存储几何形状和电数据(例如，数据106、108)。在504处，跨表面定义空间区域。空间区域的尺寸可以是固定的，或者可以响应于用户输入而进行编程，如505处所展示的。例如，用户可以对空间区域的尺寸进行编程，以相对于已在其上确定电活动的表面提供期望的分辨率。空间区域可以跨3D网格结构分布，该3D网格结构包括通过边缘连接在一起以提供网格结构的多个节点，诸如与在502处存储的几何形状数据描述的解剖表面对应。作为一个示例，空间区域可以被定义为覆盖在每个节点的预定距离内的表面区域。

在506处，检测波前。例如，基于对表面上的多个节点处的电信号的分析(例如，由波前检测器110)跨3D表面来检测波前。对于检测到的波前，在508处，确定传导速度的指示(例如，由计算器114、210)。如所提到的，传导速度的指示可以被确定为速度值(每单位时间的距离)或时间值，其可以取决于在504处如何定义空间区域而变化。例如，在空间区域的尺寸均匀(例如，距每个节点的固定距离)的情况下，波前驻留在每个空间区域中的持续时间可以提供平均速度的指示。

在510处，基于对传导速度的指示的评估来识别慢传导活动。例如，可以基于将传导速度的指示与阈值进行比较来识别慢传导活动。阈值可以是固定的，或者在其它示例中，阈值可以响应于用户输入而可编程，如在511处所展示的。例如，用户可以调整阈值以确定和定位相对于其它区域表现出更慢(或更快)传导速度的区域，诸如，以查看传导速度在整个表面上可以如何不同。

在512处，确定是否存在要对其执行传导速度分析的任何附加波前。如果存在更多的波前，那么方法返回到506以针对解剖表面的电数据的对应时间间隔重复波前检测，并进一步确定传导速度并识别在该时间间隔中每个附加波前的慢传导活动。

一旦分析了所有波前(例如，在506处检测到)，方法就从512前进到514。在514处，将慢传导活动数据聚合并存储为慢传导数据。在516处，可以基于慢传导数据生成图形图，诸如以可视化在一个或多个时间间隔上跨心脏表面检测到的慢传导活动(例如，参见图4中的图400)。

图6是描绘用于识别跨解剖表面(例如，心脏表面)的慢传导速度活动的另一个示例方法600的流程图。该方法开始于602处，其中从存储器(例如，存储器102)访问几何形状和波前数据。在604处，定义跨表面的空间区域。空间区域可以具有固定的预定尺寸，或者在其它示例中，具有跨表面分布的不同尺寸。尺寸可以响应于在605处展示的用户输入而进行设置，这可以被用于为慢传导速度数据设置分辨率。

在606处，确定每个空间区域的平均传导速度的指示。在这个示例中，根据每个波前传播通过给定空间区域的持续时间来为给定空间区域计算平均指示传导速度。在608处，确定所确定的平均传导速度的指示是否超过阈值。阈值可以是默认值，或者它可以是可编程的，诸如响应于在609处展示的用户输入。在一些示例中，可以基于评估在一段时间内跨表面的传导速度而导出的平均传导速度来设置传导速度阈值。在其它示例中，阈值可以基于经验数据或慢传导速度的普遍接受的值来设置。如在604处定义的，可以基于每个空间区域的尺寸进一步调整(例如，标准化)在608处应用的阈值。如果平均传导速度的指示不超过阈值，那么方法可以返回到606以确定下一个空间区域的平均传导速度的指示。以这种方式，方法600可以分析跨每个空间区域的每个波前的传导速度，可以将其与对应的阈值进行比较以识别跨表面的慢传导区域。

对于在608处被确定为超过阈值的传导速度的每个指示，方法前进到610以将加权应用于空间区域。应用加权来进一步量化慢传导活动的量。例如，波前驻留在给定空间区域内超过阈值时间的时间量可以被应用于对给定空间区域的中心节点加权。通过累积在一个或多个时间间隔上缓慢传播通过空间区域的波前的权重值，可以在612处针对每个空间区域将每个空间区域的慢传导速度的相对测量与节点进行空间链接，并作为传导数据存储在存储器中。在614处，基于所存储的传导数据(诸如结合图4所展示的)来生成图形图(例如，由图生成器118)。

图7描绘了确定短持续时间电生理事件(诸如与短纤颤周期长度事件对应的)的系统700的示例。系统700被示为包括存储器102和处理器704的计算装置。存储器702被配置为一个或多个非暂态介质以存储数据和指令。处理器704被配置为访问存储器并执行指令以执行本文公开的方法和功能。

存储器102存储几何形状数据706和电数据708。电数据表示在一个或多个时间间隔上跨三维(3D)表面分布的多个位置(节点)处的电信号。电数据106可以包括电活动的实时测量和/或先前的测量，其一般可以取决于系统100被用于实时分析(例如，在电生理研究期间)还是用于规程后分析而变化。在一个示例中，电数据被提供为表示跨表面的电位的单极电信号。例如，可以直接从跨表面(例如，心脏或身体表面)的节点测量电位。例如，可以使用跨表面分布的接触或非接触电极进行测量。在另一个示例中，通过基于从患者身体的表面非侵入性地测得的电信号求解逆问题，可以将跨表面的电位重构到跨心脏表面分布的节点。即，在一个示例中，电数据包括已经被重构到心脏的表面(例如，心外膜或心内膜表面)上的单极信号。

几何形状数据706表示解剖表面的3D表面几何形状。例如，解剖表面可以是3D表面网格的形式，诸如包括在空间上跨表面分布并通过网格表面的边缘互连到相邻的邻居节点的多个节点。因此，电数据708与表面几何形状上的多个节点中的每个节点处的电信号对应。

处理器704包括被编程为分析短持续时间电生理事件的短持续时间事件分析器710。短持续时间事件分析器710被编程为提供跨由几何数据706定义的表面发生的短持续时间电生理事件的测量。在这个示例中，术语“短”用于指示测得的持续时间低于这种类型的电生理事件的预期持续时间。事件分析器710分析在一个或多个时间间隔上的多个节点中的每个节点处的纤颤信号。例如，事件分析器识别电信号的纤颤部分以进行分析，纤颤部分即信号的不表现出正常的(例如，一致的)窦性心律的那些部分。可以选择用于被分析的信号的一个或多个测量时间间隔，诸如以包括一些纤颤信号。例如，可以响应于用户输入来选择测量时间间隔(例如，从在图形用户界面上呈现的信号中识别包含纤颤活动的信号的一个或多个测量时间间隔)，可以自动地选择(例如，通过纤颤检测算法)测量时间间隔，或测量时间间隔包括手动和自动选择的测量间隔的组合。

周期持续时间计算器712被编程为确定在一个或多个所选择的时间间隔内多个节点中的每个节点处的每个信号的周期持续时间(周期长度)。周期持续时间计算器712可以通过分析信号形态来确定每个信号的周期持续时间。作为示例，计算器712分析所选择的(一个或多个)间隔中的每个信号，以在多个节点中的每个节点处的每个信号中找到(例如，识别)向下倾斜的信号片段。如所提到的，所选择的(一个或多个)时间间隔可以与对于至少一些节点表现出纤颤活动或以其它方式感兴趣的间隔对应。识别每个向下倾斜的信号中的形态信号特征。例如，周期计算器712可以识别沿着识别出的向下倾斜的片段的峰、谷、中点或其它点，这些可以在每个这样的片段中被识别。周期持续时间计算器712在每个所选择的信号的每个向下倾斜的信号片段中识别这种特征。计算器712计算周期持续时间，该周期持续时间与每个信号的连续向下倾斜的信号片段中的相邻识别出的相似特征之间的时间间隔对应。例如，每个特征(像沿着信号的每个点)都具有时间戳，并且周期持续时间被计算为一个向下倾斜的信号片段的特征的时间戳与相邻的(例如，下一个或更早的)向下倾斜的信号片段的相同特征的时间戳之间的差。

短持续时间事件分析器包括比较器714，该比较器714将每个片段的计算出的周期持续时间与存储在存储器中阈值数据716的阈值进行比较。可以存在一个或多个阈值，诸如以提供一定范围的短度(shortness)。每个阈值可以是固定参数或可变参数，诸如基于信号活动的分析针对给定患者动态地计算。作为一个示例，可以基于一段时间上跨心脏表面的信号的平均周期长度来生成阈值。

作为另一个示例，对于给定的纤颤窗口，可以选择一段时间上的平均周期长度的滑动窗口(例如，滑动一秒窗口)。例如，可以将一秒窗口或其它固定持续时间设置为移动窗口，并且可以计数每个一秒窗口内的短周期长度的数量并将其用于标准化短周期长度的数量。作为另一个示例，为了减轻异常，事件分析器710可以将分析短周期长度限制为在固定时间窗口内或在两个或更多个连续周期中发生预定数量的短周期长度的情况。以这种方式，可以提高短周期长度检测和分析的特异性。

事件分析器710还包括事件计数器718，该事件计数器被编程为对在执行分析的时间段(例如，固定或移动时间窗口)期间发生的短周期事件的数量进行计数。用于多个节点中的每个节点的短周期持续时间事件的数量可以以编程方式链接到节点，并且作为短持续时间事件数据存储在存储器702中。以这种方式，可以在一个或多个时间间隔上跨整表面在空间上评估短持续时间事件。

图生成器720可以基于短持续时间事件数据来生成图形图，以跨解剖表面的图形表示在空间上可视化短持续时间事件。如所指出的，解剖表面可以与心脏的表面(例如，心内膜或心外膜)对应，或者它可以与针对其测量电信号的身体表面对应。因此，图生成器可以生成可以提供给(经由界面-未显示)显示器722并在其上可视化的表面的图形图。

通过进一步的示例，图8描绘了心脏表面的表示，该心脏表面被展示为3D网格表面(例如，与由几何形状数据706定义的表面对应)。在这个示例中，一对节点位置802和804在心脏表面上间隔开的位置处被示出。选择这两个位置802和804以用于解释图9中所示的曲线图和来自每个这样的位置的信号。在其它示例中，可以针对跨表面分布或分布到表面的被选区域(例如，所选择的心房区域或心室区域)的每个节点分析信号。

在图9中，针对不同的时间间隔示出了六个曲线图902、904、906、906、908、910和912。曲线图902-912中的每一个图示了在相应时间间隔期间在节点位置802和804中的每一个处的纤颤信号的单极信号波形。在图9的示例中，波形1与802处的信号对应并且波形2与804处的信号对应。

示出了曲线图902中的信号波形以展示两个波形中都没有短持续时间事件。在其它曲线图904-912中的每一个中，其中一个或多个波形表现出一些短持续时间事件，这些事件通过加宽波形线的粗细而被可视化。例如，曲线图904中的短持续时间事件在波形1中对于3个连续周期在914处示出并且在波形2中对于1个周期在916处示出。在曲线图906中，对于波形1的一个周期在918处示出并且对于波形2的两个不同周期在920和922处示出短持续时间事件。在曲线图908中，仅波形1在924处表现出短持续时间事件。在曲线图910中，对于波形1的两个周期在926处示出、对于波形1的另外两个周期在928处示出并且对于波形的大约一个周期在930处示出短持续时间事件。最后，在曲线图912中，对于波形1的一个周期在932处示出短持续时间事件，并且在波形2中没有短持续时间事件。

如关于图7所解释的，对于相应节点802和804以及跨表面分布的其它节点中的每个节点，短持续时间事件分析器710可以在多个间隔上对短持续时间事件的数量进行量化，诸如图9中所展示的那些。因此，图生成器720可以采用跨表面确定的短持续时间事件的结果测量来生成对应的短持续时间事件图，该图可以被提供给显示器以可视化表现出短持续时间事件的区域，诸如图10中展示出的图形图1000。

如图10中所示，图形图1000提供了识别跨心脏的表面表现出短持续时间事件的区域的可视化，包括图8的位置802和804。图1000因此可以被用于识别表现出短持续时间事件的一个或多个区域，诸如频繁的短纤颤周期长度。如图10的图形图1000中所示，在区域1002处在图1000中展示了大量的短持续时间事件，与关于图8和9公开的位置802对应。但是，在图10的图1000中的1004处展示的一般与804对应的位置没有表现出任何大量的短持续时间事件。因此，可以将在1002处的短持续时间事件的区域(以及其它表现出频繁短持续时间事件的区域)用作治疗和/或进一步诊断和分析的目标部位。

图11是用于分析短持续时间间的电生理事件(诸如短持续时间间纤颤周期长度事件)的示例方法1100的流程图。方法1100可以由短持续时间事件分析器(例如，图7的事件分析器710)实现。该方法开始于1102处，其中几何形状和电数据被存储在存储器中(例如，存储器702中的数据706、708)。在1104处，确定电生理信号的周期持续时间。例如，针对跨表面(例如，为其确定了电信号的3D表面，诸如心脏或身体表面)分布的多个节点中的每个节点处的电信号的一个或多个间隔来确定周期持续时间。如上面所提到的，电信号可以与或者直接从表面测量或者重构到表面上的单极电信号(例如，跨心脏表面的重构的电位)对应。

在1106处，基于所确定的周期持续时间(例如，纤颤周期持续时间)来识别短持续时间事件。例如，通过将每个周期持续时间与对应的阈值进行比较来识别短持续时间事件。如本文所公开的，阈值可以是固定的或随时间变化。在1108处，在一个或多个时间间隔上量化对跨表面的每个节点发生的短持续时间事件的数量。在1110处，针对每个节点聚合短持续时间件数据并将其存储在存储器中。因此，短持续时间事件数据描述了跨表面的短持续时间电生理活动的空间分布。在1112处，生成短持续时间电生理学的对应图形图，诸如图10中所示的示例图。

图12描绘了可以被用于跨解剖表面提供短持续时间电生理事件的空间测量的另一种方法1200的示例。与方法1100类似，方法1200可以由短持续时间事件分析器(例如，图7的事件分析器710)实现。方法1200开始于1202处，其中存储电和几何形状数据(例如，存储器702中的数据706、708)。在1204处，从电信号(例如，跨解剖表面的单极电位)中选择一个或多个时间间隔，诸如以包括针对其中至少一些节点的纤颤信号活动。例如，可以响应于用户输入而手动地选择(一个或多个)时间间隔，诸如通过从显示关于感兴趣的表面的信号的图形用户界面选择信号波形的间隔(例如，通过选择间隔的开始时间和结束时间)。附加地或可替代地，可以响应于纤颤检测方法来自动选择一个或多个时间间隔。

在1206处，在识别出的纤颤信号中找出每个波形的向下倾斜的片段。在1208处，在每个向下倾斜的片段中识别共同的形态信号特征(例如，其峰、谷或中间点)。在1210处，基于已经在跨表面分布的每个节点的每个信号波形的连续向下的倾斜片段中被识别出的信号特征之间的时间间隔来计算周期持续时间。

在1212处，将每个周期持续时间(在1210处计算出的)与阈值进行比较，以识别短持续时间电生理事件(例如，通过区分短持续时间周期长度和其它活动)。在一些示例中，阈值可以是固定的。在其它示例中，阈值可以是动态计算的。作为示例，可以在某个时间长度(例如，大约10分钟左右)的滑动窗口上监视平均周期长度，并且可以将短周期长度的阈值生成为平均周期长度的百分比。

在另一个示例中，可以在一段时间上分析跨表面的信号波形的周期长度。周期长度的直方图可以从分析中生成，并且周期长度的分布可以被分组，诸如分组成与较慢的周期长度对应的一组和与较快的周期长度对应的另一组。诸如通过将阈值定义为在较快的组和较慢的组之间的周期长度值，可以使用不同的组来设置阈值。阈值可以被设置一次，或者基于使用滑动时间窗口作为分析时间段重复地分析信号波形来周期性地更新。

基于应用于1212的比较和阈值，量化跨表面发生的事件的短持续时间。例如，在1214处，可以通过对在一个或多个时间间隔上发生的短持续时间事件的总数进行计数来量化节点的短持续时间事件。可替代地或附加地，在1216处，可以量化给定时间窗口内的事件的数量。例如，可以确定在移动时间窗口(例如，1000ms、另一个时间段或预定数量的时间样本)内发生的短持续时间事件的数量，以量化每个时间窗口的事件。被量化的事件的移动窗口也可以存储在存储器中。

在1218处，被量化的事件数量可以被标准化。例如，短持续时间事件的数量可以在已经对短持续时间事件进行了计数和量化(例如，在1214和/或1216处)的聚合时间段(例如，包括一个或多个时间间隔)上被标准化。在1220处，可以基于标准化的事件数据来生成图形图。在其它示例中，可以利用(例如，由图生成器720)在1214和/或1216确定的短持续时间事件的量化数量来生成在1220处的图形图。

图13描绘了可以被用于执行患者的诊断和/或治疗的系统1300的示例。在一些示例中，系统1300可以被实现为实时地生成用于患者的心脏1302的信号和/或图形图的对应图形输出，作为诊断规程的一部分(例如，在电生理学研究期间对信号的监视)以帮助识别患者心脏的不规则电生理活动(例如，包括慢传导速度和/或短事件)，诸如本文所公开的。附加地或可替代地，系统1300可以被用作治疗规程的一部分，诸如以帮助医生基于为患者心脏识别出的不规则电生理活动的一个或多个区域来确定用于递送治疗的参数(例如，递送位置、疗法的量和类型)。

作为一个示例，可以将具有一个或多个电极固定在其上的侵入性设备1306(诸如起搏导管)插入患者的身体1304中。电极可以心内膜或心外膜地接触或不接触患者的心脏1302。可以经由定位方法来引导设备1306的放置，该定位方法可以操作以定位设备1306。该指导可以是自动的、半自动的或者基于提供的信息手动实现。本领域技术人员将理解和认识到设备1306的各种类型和配置，其可以取决于治疗和规程的类型而变化。

例如，设备1306可以包括相对于设备在预定位置处部署在其上的一个或多个电极。每个这样的电极可以经由设备1306相对于心脏1302定位并且施加可以由位于三维坐标系中的已知位置的多个传感器(例如，在非侵入性传感器阵列1314或另一个侵入性设备1306中)测量的电信号(例如，波形)。传感器因此可以感测与每个施加的信号对应的电活动。传感器还可以感测其它电信号，诸如与为患者心脏1302测得的单极电描记图(例如，电位)对应。侵入性系统1308可以包括控件1310，该控件1310被配置为处理(以电的方式)和控制测得的信号的捕获以提供对应的侵入性测量数据1309。

通过示例的方式，设备1306可以被配置为递送电信号。设备1306可以施加信号以递送规定的疗法(诸如消融、起搏信号)或递送另一种疗法(例如，提供电疗法，或控制化学疗法、声波疗法或其任意组合的递送)。例如，设备1306可以包括位于起搏导管的尖端处的一个或多个电极，诸如响应于由系统1308提供的电信号(例如，起搏脉冲)而用于对心脏进行起搏。其它类型的疗法也可以经由系统1308和位于体内的设备1306进行递送。疗法递送部件可以在与用于感测电活动的疗法相比相同的导管或不同的导管探针上。

作为另一个示例，系统1308可以定位在患者身体1304的外部，并且被配置为控制由设备1306正在递送的疗法。例如，系统1308还可以控制经由电连接在递送设备(例如，一个或多个电极)1306与系统1308之间的导电链路提供的电信号。控制系统1310可以控制供应给设备1306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)，以经由侵入性设备1306上的(一个或多个)电极向心脏1302上或心脏1302内部的一个或多个位置递送疗法(例如，消融或刺激)。控制电路1310可以基于自动、手动(例如，用户输入)或自动和手动的组合(例如，半自动)控制来设置疗法参数并施加刺激或其它疗法。一个或多个传感器(未示出，但可以是设备的一部分)也可以将传感器信息传送回控件1310。该控件可以基于针对患者心脏1302的一个或多个空间区域识别出(例如，由处理系统1312)的不规则的电生理活动。

在向患者1304递送疗法之前、期间和/或之后(例如，经由系统1308)，可以利用系统1308或1316中的一个或多个来获取患者的电生理信息。在图13的示例中，传感器阵列1314包括可以非侵入性地用于测量患者的电活动的一个或多个传感器。作为一个示例，传感器阵列1314可以与分布在患者的外身体表面的一部分(例如，胸部)上的身体表面传感器的高密度布置对应，用于测量与患者心脏相关联的电活动(例如，作为心电图测绘规程的一部分)。

可以用于测量身体表面电活动的非侵入性传感器阵列1314的示例在2011年12月22日提交的美国专利No.9,655,561和2009年11月10日提交的国际专利申请No.PCT/US2009/063803中示出和描述，其中每个都通过引用并入本文。其它布置和数量的传感器可以用作传感器阵列1314。例如，阵列可以是精简的传感器的集合，其不覆盖患者的整个躯干，并且被设计用于测量特定空间区域的电活动(例如，专门设计用于分析心房和/或心室活动的电极的布置)。

将经由阵列1314非侵入性地测得的电信号(例如，电位)提供给测量系统1316。测量系统1316可以包括适当的控制和信号处理电路系统1318，用于提供描述由传感器阵列1314中的电极测得的电活动的对应测量数据1320。测量数据1320可以包括模拟和/或数字信息(例如，与电数据106、708对应)。

非侵入性测量控件1318还可以被配置为控制数据获取处理(例如，采样率、线过滤)，以测量电活动并提供非侵入性测量数据1320。例如，非侵入性测量数据可以表示根据阵列1314中电极的位置跨患者身体表面测得的单极电位。在一些示例中，控件1318可以诸如响应于用户输入而与疗法系统操作分开地控制测量数据1320的获取。在其它示例中，测量数据1320可以与递送疗法同时并与之同步地获取，诸如以检测响应于施加给定疗法(例如，根据疗法参数)而发生的心脏1302的电活动。

在一些示例中，处理系统1312包括电图重构方法1330，其被编程为重构心脏包络(例如，患者心脏的表面)上的电活动。例如，对重构方法1330进行编程以求解逆问题，以估计与跨心脏包络的单极电信号对应的对应重构的电描记图。重构方法1330因此可以将经由传感器阵列1314测得的身体表面电活动重构到跨心脏包络分布的多个节点上(例如，具有在100个位置、大于1000个位置(诸如大约2000个位置或更多)处的节点的3D表面)。电描记图重构方法1330可实现以重构心脏包络上的电活动的计算的示例在美国专利No.6,772,004及美国专利No.7,983,743中描述，每个专利都通过引用整体在本文公开。

由于在一些示例中测量系统1316可以同时测量预定区域或整个心脏的电活动(例如，其中传感器阵列1314覆盖患者身体1304的整个胸腔)，因此当与其它方法相比时，可以包括指定不规则电生理活动的区域的结果输出数据1324中的准确率可以增加，诸如为了向用户提供更准确和全局的信息，以促进疗法的监视和施加。附加地或可替代地，定位可以是连续的处理和/或相对于由系统1308提供的疗法的施加同步。

如本文所公开的，心脏包络可以与对应于患者心脏的3D表面几何形状对应，该表面可以是心外膜的和/或心内膜的。可替代地或附加地，心脏包络可以与驻留在患者心脏的心外膜表面与已经定位传感器阵列1314的患者身体表面之间的几何表面对应。此外，由电描记图重构1330使用的几何形状数据1322可以与实际的患者解剖几何形状、预编程的通用模型或其组合(例如，基于患者解剖结构修改的模型)对应。

作为示例，几何形状数据1322可以是患者躯干的图形表示的形式，诸如是从处理为患者获取的图像数据导出的。这种图像处理可以包括从数字图像集中提取和分割解剖特征，包括一个或多个器官和其它结构。此外，传感器阵列1314中的每个电极的位置可以包括在几何形状数据1322中，诸如通过在电极被部署在患者身上时获取图像并通过适当的提取和分割在坐标系中识别电极位置。还可以利用其它基于非成像的技术来获得坐标系中传感器阵列中电极的位置，诸如数字转换器或手动测量。如上面所提到的，几何形状数据1322可以与数学模型对应，诸如可以是通用模型或已经基于用于患者的图像数据构造的模型。

在图13的示例中，处理系统还包括慢传导分析器1334和短持续时间事件分析器1336。慢传导分析器可以与本文公开的传导速度分析器112、200对应，诸如以执行图5和/或6的方法。短持续时间事件分析器可以与短持续时间事件分析器710对应，诸如以执行图11和/或12的方法。因而，关于慢传导分析器1334和短持续时间事件分析器1336的附加信息，可以参考本描述的对应部分。

图生成器1338可以基于由慢传导分析器1334生成的慢传导数据来生成对应的输出数据1324。附加地或可替代地，图生成器1338可以基于由短持续时间事件分析器1336确定的短持续时间事件数据来生成输出数据1324。输出数据1324可以进而在显示器1342中被渲染为对应的图形图1344。例如，图形图1344可以包括慢传导图，以识别表现出慢传导速度的心脏的一个或多个空间区域(例如，参见图4)。作为另一个示例，图形图1344可以包括短持续时间图，以识别表现出频繁的短纤颤周期长度的心脏的一个或多个空间区域(例如，参见图10)。

此外，在一些示例中，输出数据1324可以由系统1308结合控制疗法的递送或监视电特点来利用。基于输出数据1324，所实现的控件1310可以是全自动控件、半自动化控件(部分自动化并响应于用户输入)或手动控件。在一些示例中，治疗系统的控件1310可以利用输出数据(例如，指定慢传导速度的一个或多个区域和/或短持续时间纤颤周期长度的区域)来控制一个或多个疗法参数。在其它示例中，个人可以查看在显示器1342上生成的图1344以手动控制系统1308。还可以基于输出数据1324和对应的图形图1344来控制其它类型的疗法和设备。

鉴于前述结构和功能描述，本领域技术人员将认识到的是，本文公开的系统和方法的部分可以被实施为方法、数据处理系统或计算机程序产品，诸如非暂态计算机可读介质。因而，本文公开的方法的这些部分可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(例如，在非暂态机器可读介质中)或组合软件和硬件的实施例的形式。此外，本文公开的系统和方法的部分可以是计算机可用存储介质上的计算机程序产品，该介质上具有计算机可读程序代码。可以利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、光学存储设备和磁性存储设备。

本文还参考方法、系统和计算机程序产品的框图描述了某些实施例。将理解的是，图示的方框以及图示中的方框的组合可以由计算机可执行指令来实现。可以将这些计算机可执行指令提供给通用计算机、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，指令可以指导计算机或其它可编程数据处理装置以特定方式起作用，使得存储在计算机可读存储器中的指令产生包括实现一个或多个流程图方框中指定功能的指令的制品。也可以将计算机程序指令加载到计算机或其它可编程数据处理装置上，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，不可能描述结构、组件或方法的每种可能的组合，但是本领域的普通技术人员将认识到的是，许多其它的组合和置换是可能的。因而，本发明旨在涵盖落入包括所附权利要求书在内的本申请的范围内的所有此类更改、修改和变化。

在本公开或权利要求中陈述“一”、“第一”或“另一”元件或其等同物的情况下，其应当被解释为包括一个或多于一个这样的元件，既不要求也不排除两个或更多个这样的元件。如本文所使用的，术语“包括”意味着包括但不限于，并且术语“包括”意味着包括但不限于。术语“基于”是指至少部分地基于。

Claims (30)

1.一个或多个具有可由处理器执行的指令的非暂态计算机可读介质，指令被编程为执行一种方法，该方法包括：

定义跨与患者的心脏对应的三维几何表面分布的多个空间区域；

基于在至少一个时间间隔上表示分布在几何表面上的多个节点中的每个节点的电生理信号的电数据，检测跨几何表面传播的至少一个波前；

基于波前驻留在所述多个空间区域中的至少一个空间区域内的持续时间，确定在所述时间间隔期间所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示；

基于将传导速度的指示相对于阈值进行比较，为所述至少一个空间区域识别慢传导活动；以及

在存储器中存储表示为每个空间区域识别出的慢传导活动的传导数据。

2.如权利要求1所述的介质，其中该方法还包括基于传导数据在与心脏的解剖结构对应的几何表面的图形表示上生成可视化在所述时间间隔期间表现出慢传导活动的每个区域的图形图。

3.如权利要求1所述的介质，其中所述多个空间区域中的每个空间区域被定义为包括驻留在距所述多个节点中的相应一个节点预定空间距离内的节点集。

4.如权利要求3所述的介质，其中所述多个空间区域中的每个空间区域被定义为圆形区域，该圆形区域以相应节点为中心并且具有预定直径，该预定直径是所述预定空间距离的两倍。

5.如权利要求3所述的介质，其中所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示是根据所述预定空间距离和所述波前驻留在所述至少一个空间区域内的持续时间来确定的。

6.如权利要求1所述的介质，其中检测所述至少一个波前还包括基于电数据来检测跨几何表面传播的多个波前中的每个波前，该方法还包括：

确定在所述时间间隔期间对于所述多个空间区域中的每个空间区域的所述多个波前中的每个波前的传导速度的指示；以及

识别所述空间区域中的每个空间区域的慢传导活动；

将传导数据存储在存储器中，以表示所述空间区域中的每个空间区域的识别出的慢传导活动和传导速度。

7.如权利要求6所述的介质，其中该方法还包括针对所述多个区域中的每个区域量化慢传导活动的相对量。

8.如权利要求6所述的介质，其中确定传导速度的指示还包括：

确定所述多个波前中的给定波前驻留在所述多个空间区域中的每个空间区域中的持续时间；

根据所确定的持续时间超过用于那个区域的阈值的时间量，对所述多个空间区域中的每个空间区域加权；

对每个剩余的波前重复确定和加权；以及

聚合所述多个空间区域中的每个空间区域的加权，使得聚合的加权量化针对所述多个区域中每个区域的慢传导活动的相对量。

9.如权利要求8所述的介质，其中该方法还包括基于传导数据生成可视化针对所述多个区域中的每个区域的慢传导活动的相对量的图形图。

10.如权利要求1所述的介质，其中波前驻留在所述至少一个空间区域内的持续时间是在所述时间间隔内的连续时间帧的连续持续时间。

11.如权利要求1所述的介质，其中阈值是响应于用户输入指令而可编程的。

12.如权利要求1所述的介质，其中在所述时间间隔上所述多个节点中的每个节点处的电生理信号包括根据从身体表面非侵入性地测得的身体表面电生理信号重构的心脏表面上的单极信号。

13.如前述权利要求中的任一项所述的介质，其中选择所述时间间隔，使得电生理信号包括纤颤信号，该方法还包括：

确定在所述时间间隔上所述多个节点中的每个节点处的信号的周期持续时间；

将每个周期持续时间与短持续时间阈值比较，以识别每个信号的每个短持续时间事件；

量化在所述时间间隔期间发生的在所述多个节点中的每个节点处的短持续时间事件的数量；以及

生成图形图，该图形图可视化跨心脏的图形表示发生的短持续时间事件的数量。

14.如权利要求13所述的介质，其中确定周期持续时间还包括：

在所述时间间隔上为所述多个节点中的每个节点处的信号中的每个信号找出向下倾斜的信号片段；

识别所述向下倾斜的信号片段中的每个片段的特征；以及

对于所述信号中的每个信号，将周期持续时间计算为在连续的向下倾斜的信号片段中的特征之间的对应时间间隔。

15.一种系统，包括：

存储器，用于存储机器可读指令和数据，该数据包括表示在至少一个时间间隔上跨几何表面分布的多个节点的电生理信号的电数据；

至少一个处理器，用于访问存储器并执行指令，指令包括：

基于电数据来检测跨几何表面传播的至少一个波前的代码，几何表面包括多个空间区域；

基于波前驻留在所述多个空间区域中的至少一个空间区域内的持续时间确定在所述时间间隔期间所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示的代码；

基于传导速度的指示小于阈值而为所述至少一个空间区域识别慢传导活动的代码；以及

在存储器中存储传导数据以表示针对所述空间区域中的每个空间区域的慢传导活动的代码。

16.如权利要求15所述的系统，其中指令还包括基于传导数据在与心脏对应的几何表面的图形表示上生成可视化在所述时间间隔期间每个区域表现出慢传导事件的程度的图形图的代码。

17.如权利要求15所述的系统，其中所述多个空间区域中的每个空间区域包括驻留在距所述多个节点中的相应一个节点预定空间距离内的节点集。

18.如权利要求17所述的系统，其中所述多个空间区域中的每个空间区域被定义为圆形区域，该圆形区域以相应节点为中心并且具有预定直径，该预定直径是所述预定空间距离的两倍。

19.如权利要求17所述的系统，其中所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示是根据所述预定空间距离和波的至少一部分连续地位于相应节点的预定空间距离内的持续时间来确定的。

20.如权利要求15所述的系统，其中检测所述至少一个波前的代码还包括基于电数据来检测跨几何表面传播的多个波前中的每个波前的代码，指令还包括：

确定在所述时间间隔期间所述多个空间区域中的每个空间区域的所述多个波前中的每个波前的传导速度的指示的代码；以及

识别所述空间区域中的每个空间区域的慢传导事件的代码，

其中传导数据表示所述空间区域中的每个空间区域的每个慢传导事件和传导速度。

21.如权利要求20所述的系统，其中确定传导速度的指示的代码还包括：

确定所述多个波前中的给定波前驻留在所述多个空间区域的每个空间区域中的持续时间的代码；

根据所确定的持续时间超过用于相应区域的阈值的时间量对所述多个空间区域中的每个空间区域加权的代码；

对每个剩余的波前重复执行确定和加权的代码的代码；

聚合所述多个空间区域中的每个空间区域的加权使得聚合的加权量化针对所述多个区域中的每个区域的慢传导活动的相对量的代码；以及

基于传导数据生成可视化针对所述多个区域中的每个区域的慢传导活动的相对量的图形图的代码。

22.如权利要求15所述的系统，还包括多个电极，以非侵入性地从身体表面测量电信号，其中在所述时间间隔上所述多个节点中的每个节点处的信号是从非侵入性测得的电信号重构的单极信号。

23.如权利要求15、16、17、18、19、20、21或22中的任一项所述的系统，指令还包括：

选择时间间隔使得所述多个节点中的至少一些节点处的电生理信号包括纤颤信号的代码；

确定在所述时间间隔上所述多个节点中的每个节点处的电生理信号的周期持续时间的代码；

将每个周期持续时间与持续时间阈值比较以识别每个电生理信号的每个短持续时间事件的代码；

量化在所述时间间隔期间发生的在所述多个节点中的每个节点处的短持续时间事件的数量的代码；以及

生成图形图的代码，该图形图可视化跨心脏的图形表示发生的短持续时间事件的数量。

24.如权利要求23所述的系统，其中确定纤颤周期持续时间的代码还包括：

在所述时间间隔上为所述多个节点中的每个节点处的电生理信号中的每个电生理信号找出向下倾斜的信号片段的代码；

识别所述向下倾斜的信号片段中的每个片段中的特征的代码；以及

对于所述电生理信号中的每个电生理信号，将周期持续时间计算为在连续的向下倾斜的信号片段中的识别的特征之间的时间间隔的代码。

25.如权利要求23所述的系统，还包括疗法系统，以基于短持续时间事件的数量或传导数据中的至少一个来控制至患者的递送疗法。

26.一个或多个具有可由处理器执行的指令的非暂态计算机可读介质，指令被编程为执行一种方法，该方法包括：

确定跨解剖表面分布的多个节点中的每个节点处的电生理信号的至少一个时间间隔的周期持续时间；

将每个周期持续时间与至少一个阈值进行比较，以便为所述电生理信号中的每个电生理信号识别每个短持续时间事件；

量化在所述时间间隔期间发生的在所述多个节点中的每个节点处的短持续时间事件的数量；以及

生成图形图以显示在空间中跨解剖表面的图形表示发生的短持续时间事件的数量。

27.如权利要求26所述的介质，

其中选择所述至少一个时间间隔，使得电生理信号包括所述多个节点中的至少一些节点的纤颤信号，

其中确定周期持续时间还包括：

在所述时间间隔上为所述多个节点中的每个节点处的电生理信号中的每个电生理信号找出向下倾斜的信号片段；

识别所述向下倾斜的信号片段中的每个片段中的形态学信号特征；以及

对于所述电生理信号中的每个信号，将周期持续时间计算为在连续的向下倾斜的信号片段中的特征之间的时间间隔。

28.如权利要求26所述的介质，其中阈值是随时间动态调整的。

29.如权利要求26、27或28中的任一项所述的介质，其中该方法还包括：

定义跨解剖表面分布的多个空间区域；

基于所述时间间隔上所述多个节点中的每个节点的电生理信号，检测跨解剖表面传播的至少一个波前；

基于波前驻留在所述多个空间区域中的至少一个空间区域内的持续时间，确定在所述时间间隔期间所述至少一个空间区域的波前的传导速度的指示；以及

基于将确定的传导速度的指示相对于慢传导阈值进行比较，识别所述至少一个空间区域的慢传导活动；以及

在存储器中存储表示每个慢传导事件的传导数据。

30.一种系统，包括：

存储器，用于存储机器可读指令和数据，该数据包括表示在至少一个时间间隔上跨解剖表面分布的多个节点的电生理信号的电数据；

至少一个处理器，用于访问存储器并执行指令，指令包括：

选择至少一个测量时间间隔的代码，使得所述多个节点中的至少一些节点的电生理信号包括纤颤信号；

确定在所述至少一个测量时间间隔上在所述多个节点中的每个节点处的电生理信号的周期持续时间的代码；

将每个周期持续时间与阈值进行比较以识别每个电生理信号的短持续时间事件的代码；

量化在所述至少一个测量时间间隔期间发生的所述多个节点中的每个节点处的短持续时间事件的数量的代码；以及

生成图形图的代码，该图形图可视化跨解剖表面的图形表示的短持续时间事件的数量。

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