CN113208604A - 自动图案采集 - Google Patents

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CN113208604A
CN113208604A CN202110082592.6A CN202110082592A CN113208604A CN 113208604 A CN113208604 A CN 113208604A CN 202110082592 A CN202110082592 A CN 202110082592A CN 113208604 A CN113208604 A CN 113208604A
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J·亚尼特斯基
E·纳卡
L·格林鲍姆
G·科恩
A·本多
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Biosense Webster Israel Ltd
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Abstract

本发明题为“自动图案采集”。在一个实施方案中，本发明公开了一种医疗系统，所述医疗系统包括：相应电极，所述相应电极用于施用到受检者的身体并且响应于在心跳间隔序列内捕获的所述受检者的心脏的电活动而输出相应激活信号集；和处理器，所述处理器用于：将所述激活信号集的第一心跳间隔分类为第一形态模板；计算所述激活信号集的第二心跳间隔与所述第一形态模板之间的相似性量度；响应于所述量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分组在具有所述第一形态模板的第一形态组中；并且响应于所述量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分类为第二形态模板；以及加以必要的变更来重复上述步骤以用于后续心跳间隔。

Description

自动图案采集
相关申请的交叉引用
本申请要求2020年1月21日提交的美国临时专利申请序列号62/963,710的权益，该临时专利申请的公开内容据此以引用方式并入本文。
技术领域
本发明涉及医疗装置，并且具体地但并非排他性地涉及测量电激活。
背景技术
心电描记法(ECG)方法利用施用到活体受检者的皮肤的电极来记录心脏在一段时间内的电活动。电极检测每次心跳期间由心脏去极化和复极化的电生理模式引起的皮肤上的电荷。
可执行心电描记法以检测心脏问题诸如心脏的心律失常，以及监测矫正规程(例如但不限于消融治疗)之后的心脏的状况的改善。
标准心电图可包括与十个电极的连接，该十个电极被施用到活体受检者的皮肤，包括受检者的肢体上和胸部上。心脏的电势随后利用这十个电极来测量并在一段时间内被记录。以这种方式，在整个心动周期的每个时刻捕集心脏的电去极化的总体大小和方向。可产生电压相对于时间的曲线图，从而生成心电图。
在医疗规程诸如心脏消融期间，通常存在操作者(例如，医师)在执行规程时同时监测的实时数据流。例如，当使用心内导管在心内组织上执行消融时，操作者可能想要跟踪实时电生理(EP)数据(诸如ECG数据)和辅助数据(诸如导管远侧末端的位置和被递送到心脏组织的消融能量)。
授予Groenewegen等人的美国专利公布号2002/0026220描述了心律失常的分类和定位。更具体地，提供了一种用于形成体表ECG P波标测图的数据库以对左侧心房心律失常进行分类和定位的系统和方法。该发明包括通过左心房起搏来生成和接收受检者中的P波数据或在自发发生的或诱导的左心房心律失常期间接收受检者中的P波数据；计算P波数据的(例如，电势或积分)标测图；对特定于左心房异位源的标测图进行分类；验证分类规程；将分类的标测图平均化为平均标测图；以及在数据库中存储和访问平均标测图。数据库中的P波数据的平均标测图可用于对在左心房心律失常(诸如心房心动过速、局灶性心房纤颤或顺向型房室折返性心动过速)期间从患者获得的P波数据进行自动分类和定位。
授予Koyrakh等人的美国专利公布号2002/0193695描述了一种在植入患者体内的植入式医疗装置中生成模板的方法以及用于执行该方法的处理器可读介质，该方法包括从对应于患者的所收集的事件生成模板、响应于模板并非在预定数量的所收集事件内生成而延迟第一预定时间段内的模板的生成、确定模板是否有效、以及监测模板以确定模板是否为患者的准确表示。
授予Ettori等人的美国专利公布号2010/0280400描述了一种心律管理系统，该心律管理系统可用于检测与受检者身体中的心脏事件相关联的发作性心跳。可监测这些事件，并且可针对心律失常发作中的备选心律失常心跳来导出去极化形态信息。可基于一个或多个备选发作的特定形态并基于用户的标记通过选择备选心律失常心跳中的至少一次心律失常心跳来形成心律失常心跳形态模板。还提供了使用方法。
授予Conley等人的美国专利公布号2011/0238127描述了基于来自植入式医疗装置的数据来呈现视觉显示的系统、装置、结构和方法。该显示包括图表，该图表示出了预定时间段内的所检测类型的心律失常的频率。
授予Kim等人的美国专利公布号2008/0234770描述了一种用于生成快照的方法和系统，该快照表示患者的正常心律的一次心跳。感测心率信道信号和冲击信道信号。针对预定义数量的心率信道信号确定基准点。使用基准点来对准预定义数量的冲击信道信号。使用对准的冲击信道信号生成模板，由此该模板表示患者的正常室上性传导心脏心跳中的一次心跳。定期地更新模板。
授予Cao等人的美国专利公布号2005/0137485描述了一种植入式医疗装置和相关联方法，其用于在快速心律期间自动地生成形态模板、将临时模板确认为经确认的模板、以及使用经确认的模板来对后续检测的心律失常进行分类。临时室上性心动过速(SVT)模板可在快速心室速率期间产生，并且在验证快速速率因SVT而产生时被激活为经确认的SVT模板。经确认的SVT模板可用于将SVT与室性心动过速或室性纤颤区分开。
发明内容
根据本公开的实施方案，提供了一种医疗系统，所述医疗系统包括：相应电极，所述相应电极被配置用于施用到受检者的身体并且被配置成响应于在心跳间隔序列内捕获的所述受检者的心脏的电活动而输出相应激活信号集；和处理器，所述处理器被配置成：将所述激活信号集的第一心跳间隔分类为第一形态模板；针对所述第一心跳间隔之后的第二心跳间隔：计算所述激活信号集的所述第二心跳间隔与所述第一形态模板之间的相似性量度；响应于所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分组在具有所述第一形态模板的第一形态组中；并且响应于所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分类为第二形态模板；以及针对后续心跳间隔：计算所述激活信号集的所述后续心跳间隔与相应形态组的多个先前分配的形态模板中的至少一个形态模板之间的相似性量度；响应于与所述先前分配的形态模板中的一个先前分配的形态模板的所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分组在具有所述一个先前分配的形态模板的所述形态组中的一个形态组中；并且响应于与所述先前分配的形态模板的所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分类为另一个形态模板。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成响应于所述形态组中的一个形态组的所述激活信号集的心跳间隔的数量超过给定阈值大小而找到所述一个形态组的新形态模板。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成在所述一个形态组中选择最类似所述激活信号集的所述心跳间隔中的其他心跳间隔的所述激活信号集的所述心跳间隔中的一个心跳间隔作为所述新形态模板。
另外，根据本公开的实施方案，所述系统包括显示器，其中所述处理器被配置成将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述形态模板中的相应形态模板以及所述形态组中的相应形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的相应相对数量的指示。
此外，根据本公开的实施方案，所述指示包括直方图，所述直方图指示所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的所述相应相对数量。
此外，根据本公开的实施方案，所述指示包括所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数和/或激活百分比和/或发生率。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成根据以下中的任何一者或多者来对所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板进行排序：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最早激活；或者所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活。
另外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成根据以下滤波器中的任一个或多个滤波器从所述形态模板中选择包括在所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活；所述形态组中的同一形态组中的心跳间隔的最小连续序列。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成接收分配所述形态模板中的优选项的用户选择，所述处理器被配置成将所述优选项渲染在所述用户界面屏幕中，即使所述优选项并非为根据所述一个或多个滤波器选择的。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成单独地跟踪：在验证周期之前和期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第一相应数量；以及在所述验证周期期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第二相应数量；并且所述处理器被配置成将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕同时包括添加到所述相应形态组的心跳间隔的所述第一相应数量和所述第二相应数量的指示。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成强调在所述验证周期期间创建的新形态模板。
另外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成渲染所述用户界面屏幕，所述用户界面屏幕包括心动周期长度相对于时间的曲线图，所述曲线图指示所述形态组中的所选择的一个形态组的形态何时为活动的。
此外，根据本公开的实施方案，所述系统包括显示器，其中所述处理器被配置成计算所述激活信号集的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组的所述先前分配的形态模板中的相应形态模板之间的相应相似性量度；以及将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的指示。
此外，根据本公开的实施方案，所述处理器被配置成将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述相应的先前分配的形态模板和所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应的先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的所述指示。
根据本公开的另一个实施方案，还提供了一种医疗方法，所述医疗方法包括：将相应电极施用到受检者的身体；由所述电极响应于在心跳间隔序列内捕获的所述受检者的心脏的电活动而输出相应激活信号集；将所述激活信号集的第一心跳间隔分类为第一形态模板；针对所述第一心跳间隔之后的第二心跳间隔：计算所述激活信号集的所述第二心跳间隔与所述第一形态模板之间的相似性量度；响应于所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分组在具有所述第一形态模板的所述第一形态组中；并且响应于所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分类为第二形态模板；以及针对后续心跳间隔：计算所述激活信号集的所述后续心跳间隔与相应形态组的多个先前分配的形态模板中的至少一个形态模板之间的相似性量度；响应于与所述先前分配的形态模板的一个先前分配的形态模板的所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分组在具有所述一个形态模板的所述形态组中的一个形态组中；并且响应于与所述先前分配的形态模板的所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分类为另一个形态模板。
此外，根据本公开的实施方案，所述方法包括响应于所述一个形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的数量超过给定阈值大小而找到所述形态组中的一个形态组的新形态模板。
另外，根据本公开的实施方案，所述方法包括在所述一个形态组中选择最类似所述激活信号集的所述心跳间隔中的其他心跳间隔的所述激活信号集的所述心跳间隔中的一个心跳间隔作为所述新形态模板。
此外，根据本公开的实施方案，所述方法包括将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述形态模板中的相应形态模板以及所述形态组中的相应形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的相应相对数量的指示。
此外，根据本公开的实施方案，所述指示包括直方图，所述直方图指示所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的所述相应相对数量。
此外，根据本公开的实施方案，所述指示包括所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数和/或激活百分比和/或发生率。
另外，根据本公开的实施方案，所述方法包括根据以下中的任何一者或多者来对所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板进行排序：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最早激活；或者所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活。
此外，根据本公开的实施方案，所述方法包括根据以下滤波器中的任一个或多个滤波器从所述形态模板中选择包括在所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活；所述形态组中的同一形态组中的心跳间隔的最小连续序列。
此外，根据本公开的实施方案，所述方法包括接收分配所述形态模板中的优选项的用户选择，以及将所述优选项渲染在所述用户界面屏幕中，即使所述优选项并非为根据所述一个或多个滤波器选择的。
此外，根据本公开的实施方案，所述方法包括单独地跟踪：在验证周期之前和期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第一相应数量；以及在所述验证周期期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第二相应数量，并且其中所述渲染包括将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕同时包括添加到所述相应形态组的心跳间隔的所述第一相应数量和所述第二相应数量的指示。
另外，根据本公开的实施方案，所述方法包括强调在所述验证周期期间创建的新形态模板。
此外，根据本公开的实施方案，所述渲染包括渲染所述用户界面屏幕，所述用户界面屏幕包括心动周期长度相对于时间的曲线图，所述曲线图指示所述形态组中的所选择的一个形态组的形态何时为活动的。
此外，根据本公开的实施方案，所述方法包括计算所述激活信号集的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组的所述先前分配的形态模板中的相应形态模板之间的相应相似性量度；以及将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的指示。
此外，根据本公开的实施方案，所述渲染包括将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述相应的先前分配的形态模板和所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应的先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的所述指示。
附图说明
根据以下详细说明结合附图将理解本发明，其中：
图1为根据本发明的实施方案构造和操作的医疗规程的示意图；
图2为用于图1的系统中的导管的示意图；
图3为用于图1的系统中的形态组的示意图；
图4至图7为包括图1的系统的操作方法中的步骤的流程图；
图8为由图1的系统生成的用户界面屏幕的示意图；
图9为包括图1的系统的操作方法中的步骤的流程图；
图10为处于验证模式的图8的用户界面屏幕的示意图；并且
图11为由图1的系统生成的起搏用户界面屏幕的示意图。
具体实施方式
概述
在分析心电图(ECG)信号或心内(IC)电描记图(IEGM)以用于不同类型的心律失常时，医师可视觉地检查信号的曲线图，并且从检查中决定发生心律失常的类型和时间。这种类型的视觉检查为耗时的，并且还易于产生潜在的错误。心律失常的正确标识在心脏规程诸如消融治疗期间为尤其重要的，其中消融可根据所存在的不同心律失常来定向。
在一些系统中，由于在规程期间产生大量的数据，例如消融和ECG和/或IEGM数据，医师可设置不同的滤波器以用于获取相关的电解剖数据来包括在心脏传导标测图中。例如，尽管ECG和/或IEGM数据可指示许多不同的心律失常，但医师可设置滤波器以基于图案匹配来检测不同类型的心律失常中的一种或多种心律失常。由于心律可在规程持续进行时例如因正被执行的校正措施而有所改变，因此医师可在规程期间改变滤波器。不得不从整个激活集中分配表示被标测的心律失常的特定图案可能是困难的、耗时的，并且也易于出错。
本发明的实施方案提供了自动图案采集，以提供被标测腔室中的活动的负荷分析，并且自动化用于身体表面(BS)和心内(IC)参考信号两者的图案采集过程，而不需要医师预先选择特定图案。如本说明书和权利要求书中所用的术语“图案”被定义为来自相应ECG和/或IEGM信道的单个心跳间隔的相应心跳激活信号集。如本说明书和权利要求书中所用的术语“组”被定义为具有类似形态的图案集，其中每个组由形态模板表示，该形态模板可为来自该组的一个所选择的图案。
采集的自动化减少了操作者的手动干预，并且潜在地缩短了规程时间并提高了效率。系统将记录的心跳分组为具有类似形态的组，同时滤波器集允许医师选择最感兴趣的组。自动化过程允许所有心跳的分类，并且提供数据以容易地标识用于标测以及用于跟踪消融后治疗成功率的显著激活。
在一些实施方案中，第一传入心跳集(图案)形成第一形态组的第一形态模板。将第二传入心跳集(图案)与第一形态模板进行比较。如果存在合适的匹配，则将第二心跳集(图案)添加到第一形态组。如果不存在合适的匹配，则第二心跳集形成另一形态组的形态模板。将后续的传入心跳集(图案)与一个或多个现有形态模板进行比较，并且如果存在匹配，则将它们添加到匹配形态组，并且如果不存在匹配，则创建新形态组，等等。基于传入心跳与现有形态模板之间的匹配动态地形成形态模板和组。
该算法采用优化过程，该优化过程为每个组选择最佳表示心跳集以作为组的形态模板。优化模板有助于在标测时对于类似激活具有较高相关性值，从而提高图案匹配能力。
一旦患者稳定并连接到BS贴片，就可实现基于BS的图案的采集以用于心室标测。自动采集可利用规程准备时间来收集图案并对激活进行分类，以便缩短标测时间、消除机械诱导的心跳的影响并提供负荷活动的所需统计值。
在一些实施方案中，可渲染用户界面屏幕，由此示出所创建的模板中的至少一些模板、以及指示与所显示的形态模板的形态组中的每个形态组相关联的激活计数和/或激活百分比的统计值。直方图还可用于指示与形态模板的形态组相关联的激活计数和/或激活百分比。用户界面屏幕还可包括周期长度相对于时间的周期长度曲线图。所显示的形态模板可由医师选择，并且所选择形态的心跳的激活时间可显示在周期长度曲线图上。医师可设置滤波器以确定应在用户界面屏幕上显示的形态模板和相关联数据。可设置附加设置以确定用户界面屏幕上的数据的顺序。
在一些实施方案中，处理器单独地跟踪：在验证周期之前(例如，在已执行消融之后)添加到相应形态组的心跳间隔的第一数量；以及仅在验证周期期间添加到相应形态组的心跳间隔的第二数量。处理器渲染用户界面屏幕，该用户界面屏幕同时包括添加到相应形态组的心跳间隔的第一数量和第二数量的指示，从而允许容易地验证治疗诸如消融的有效性，例如，在验证周期期间查看消融之前存在的心律失常在消融之后是否仍然存在。
相应形态组中的一个或多个相应形态组中的心跳间隔的激活计数可能太低而不能成功地针对低计数形态组中的任一个形态组生成有意义的电解剖标测图，例如，局部激活时间(LAT)标测图。然而，医师可能想要标识与低计数组中的任一个计数组相关联的心律失常的源，并且在与该低计数组相关联的心律失常的源处执行消融。起搏可用于帮助标识心律失常的源。
在一些实施方案中，尽管起搏诱导的心跳通常不被添加到任何形态组，但将起搏诱导的心跳与形态模板中的至少一些(或全部)形态模板进行比较，以确定与相应形态模板的相似性量度。可实时地显示相似性量度，使得医师可基于相似性量度来确定心律失常的源。例如，导管围绕心脏的腔室进行移动，并且当导管设置在心脏的腔室中的特定位置处时，与形态模板中的一个形态模板的相似性量度大于90％(例如)，这为导管被设置为靠近与该形态模板相关联的心律失常的源的良好指示。医师随后可决定在该位置处进行消融。
系统描述
现在参见图1，其为根据本发明的实施方案构造和操作的医疗规程系统20的示意图。另外参见图2，其为用于图1的系统20中的导管40的示意图。
医疗规程系统20用于确定导管40的方位，如在图1的插图25中以及在图2中更详细地所见。导管40为探针，该探针包括轴22和用于插入到活体受检者的身体部位(例如，心脏26的腔室)中的多个可挠曲臂54(为了简单起见，仅一些被标记)。可挠曲臂54具有连接到轴22的远侧端部的相应近侧端部。
导管40包括方位传感器53，该方位传感器以相对于可挠曲臂54的近侧端部呈预定义空间关系的方式设置在轴22上。方位传感器53可包括磁传感器50和/或至少一个轴电极52。磁传感器50可包括至少一个线圈，例如但不限于双轴或三轴线圈布置，以提供地点和取向(包括横摆)的位置数据。导管40包括沿着可挠曲臂54中的每个可挠曲臂设置在不同的相应位置处的多个电极55(为了简单起见，仅一些被标记在图2中)。通常，导管40可用于使用电极55标测活体受检者的心脏中的电活动，或者可用于在活体受检者的身体部位中执行任何其他合适的功能，例如但不限于可逆和/或不可逆电穿孔和/或RF消融。
医疗规程系统20可基于由磁传感器50和/或装配在轴22上的位于磁传感器50的任一侧的轴电极52(近侧电极52a和远侧电极52b)提供的信号来确定导管40的轴22的方位和取向。近侧电极52a、远侧电极52b、磁传感器50和电极55中的至少一些电极通过经由导管连接器35穿过轴22延伸的导线连接到控制台24中的各种驱动器电路。在一些实施方案中，可挠曲臂54中的每个可挠曲臂的电极55、轴电极52和磁传感器50中的至少两者经由导管连接器35连接到控制台24中的驱动电路。在一些实施方案中，可省略远侧电极52b和/或近侧电极52a。
图2所示的例证完全是为了概念清晰而选择的。轴电极52和电极55的其他配置也是可能的。附加功能可包括在位置传感器53中。为清晰起见，省略了与本发明所公开的实施方案无关的元件，诸如冲洗口。
医师30通过使用靠近导管40的近侧端部的操纵器32操纵轴22和/或从护套23的挠曲来将导管40导航到患者28的身体部位(例如，心脏26)中的目标位置。将导管40插入穿过护套23，其中可挠曲臂54聚集在一起，并且仅在导管40从护套23回缩之后，可挠曲臂54能够展开并恢复其预期的功能形状。通过将可挠曲臂54容纳在一起，护套23还用于使在其到目标地点的途径上的血管创伤最小化。
控制台24包括处理电路41(通常为通用计算机)以及用于在体表电极49中生成信号和/或接收来自该体表电极的信号的合适的前端和接口电路44，该体表电极通过穿过缆线39的导线附接到患者28的胸部和背部、或者任何其他合适的皮肤表面。
控制台24还包括磁感应子系统。将患者28放置在由包括至少一个磁场辐射器42的垫生成的磁场中，该至少一个磁场辐射器由设置在控制台24中的单元43驱动。一个或多个磁场辐射器42被配置成将交变磁场发射到身体部位(例如，心脏26)所在的区域中。由一个或多个磁场辐射器42生成的磁场在磁传感器50中生成方向信号。磁传感器50被配置成检测发射的交变磁场的至少一部分，以及将方向信号作为对应的电输入提供给处理电路41。
在一些实施方案中，处理电路41使用从轴电极52、磁传感器50和电极55接收的方位信号来估计导管40在器官(诸如心腔)内的方位。在一些实施方案中，处理电路41将从电极52、55接收的方位信号与先前采集的磁位置-校准方位信号相关联，以估计导管40在器官内的方位。可由处理电路41基于(除了其他输入以外)电极52、55与体表电极49之间的电流分布的比例或测量的阻抗来确定轴电极52和电极55的位置坐标。控制台24驱动显示器27，该显示器示出心脏26内的导管40的远侧端部。
使用电流分布测量结果和/或外部磁场的方位感测的方法在各种医疗应用中实现，例如，在由Biosense Webster Inc.(Irvine,California)生产的
Figure BDA0002909611480000122
系统中实现，并且详细地描述于美国专利号5,391,199、6,690,963、6,484,118、6,239,724、6,618,612、6,332,089、7,756,576、7,869,865和7,848,787、PCT专利公布WO 96/05768、以及美国专利申请公布号2002/0065455A1、2003/0120150A1和2004/0068178A1中。
Figure BDA0002909611480000121
3系统应用基于有功电流定位(ACL)阻抗的位置跟踪方法。在一些实施方案中，处理电路41被配置成使用ACL方法来产生电阻抗的指示与一个或多个磁场辐射器42在磁坐标系中的位置之间的映射(例如，电流-位置矩阵(CPM))。处理电路41通过在CPM中执行查找来估计轴电极52和电极55的位置。
可使用确定导管的远侧端部的位置的其他方法，例如，基于超声换能器和接收器、使用成像技术诸如超声或MRI或CT扫描(可包括将不透射线标签设置在导管40上)。
处理电路41通常用软件进行编程以执行本文所述的功能。该软件可通过网络以电子形式被下载到计算机，例如或者其可另选地或另外地设置和/或存储在非临时性有形介质(诸如磁存储器、光存储器或电子存储器)上。
为简单和清晰起见，图1仅示出了与本发明所公开的技术有关的元件。系统20通常包括附加模块和元件，该附加模块和元件与本发明所公开的技术不直接相关，并且因此该附加模块和元件从图1和对应的描述中被有意地省略。
上文所述的导管40包括八个可挠曲臂54，其中每个臂54具有六个电极55。仅以举例的方式，可使用任何合适的导管代替导管40，例如，具有不同数量的柔性臂和/或每个臂上的电极的导管，或不同的探针形状诸如球囊导管、篮形导管或套索导管。
医疗规程系统20还可使用任何合适的导管，例如使用导管40或不同的导管以及任何合适的消融方法来执行心脏组织的电穿孔或RF消融(或其他消融技术)。控制台24可包括被配置成生成电信号的RF信号发生器34，该电信号由连接到控制台24的导管的一个或多个电极(以及任选地，体表电极49中的一个或多个体表电极)施加，以执行心脏26的心肌的电穿孔或RF消融。控制台24可包括泵(未示出)，该泵将冲洗流体经由冲洗通道泵送到执行RF消融的导管的远侧端部。执行RF消融的导管还可包括温度传感器(未示出)，该温度传感器用于测量RF消融期间的心肌的温度并且根据所测量的温度来调节消融功率和/或冲洗流体的泵送的冲洗速率。
现在参见图3，其为用于图1的系统20中的形态组60的示意图。在下文参考图4所述的图案匹配过程中动态地产生形态组60。每个形态组60包括具有类似形态的图案62集，并且每个组由形态模板64表示，该形态模板可为得自该组60的一个所选择的图案62。每个图案62包括得自相应ECG和/或IEGM信道的单个心跳间隔的相应心跳激活信号66集(为了简单起见，仅一些被标记)。图3所示的示例性激活信号66为ECG信号。
现在参见图4，其为包括用于图1的系统20的图案匹配方法中的步骤的流程图100。自动图案匹配方法通常由医师30(图1)激活，并且一旦在相关数据流可例如从体表电极49(图1)和/或从导管40(图2)的电极55(图2)获得并且参考信号稳定时就被激活。参考图2描述的导管40为八长条导管。对于自动图案匹配方法，可使用任何合适的导管，以使其相对于标测腔室被放置在稳定且固定的方位。导管的稳定性为重要的，以便捕获不同心律失常的类似和代表性图案，如在医疗规程的持续时间内在相同位置处的心内信号上所表现的。在一些实施方案中，包括一个或多个电极的线性导管可被使用并且被放置在冠状窦(CS)中。
相应的电极(例如，体表电极49和/或导管电极)被配置用于施用到受检者(例如，患者28)的身体，并且被配置成响应于在心跳间隔序列内捕获的受检者的心脏26(图1)的电活动而输出相应激活信号66集(图3)(框102)。
处理电路41被配置成接收并且预处理激活信号66(框104)。预处理可包括注释激活信号66以生成时间戳，该时间戳标识激活信号66中的相关电激活的位置。激活信号66因此被时间戳分成间隔，其中每个间隔表示与心跳相关联的电活动。参考图5更详细地描述了激活信号66的预处理。
处理电路41被配置成从电极(例如，体表电极49和/或导管电极)接收激活信号66集的(下一个)心跳间隔(框106)。在决策框108处，处理电路41检查所接收的心跳间隔是否为第一心跳间隔。如果所接收的心跳间隔是第一心跳间隔(分支110)，则处理电路41被配置成将激活信号66集的第一心跳间隔分类为新形态组60中的第一形态模板64(框112)(即使当前仅存在形态组60的一个成员)。如果所接收的心跳间隔不是第一心跳间隔(例如，其为第二间隔或后续间隔)(分支114)，则处理电路41被配置成计算激活信号66集的当前接收的心跳间隔与一个或多个先前分配的形态模板64之间的相似性量度(框116)。在决策框118处，处理电路41被配置成确定相似性量度是否超过预定义阈值。如果相似性量度不超过预定义阈值(分支120)，则处理电路41被配置成将激活信号66集的当前接收的心跳间隔分类为新(第二或后续)形态模板64(框112)。如果相似性量度确实超过预定义阈值(分支122)，则处理电路41被配置成将激活信号66集的当前接收的心跳间隔分组在具有形态模板64的形态组60中(框124)，该形态模板与激活信号66集的当前接收的心跳间隔相匹配。例如，可利用第一形态组60中的第一形态模板64对激活信号66集的第二心跳间隔进行分组。框116-118的步骤参考图6进行了更详细的描述。
在决策框126处，处理电路41被配置成确定形态组60(例如，当前接收的心跳间隔被添加到的形态组)中的激活信号66集的心跳间隔的数量现在是否已超过给定阈值大小。给定阈值大小可为任何合适的阈值大小，例如，在10至50个图案的范围内，例如，20个图案。如果形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的数量当前未超过给定阈值大小(分支128)，即使其先前已超过该阈值，则处理仍继续框102的步骤，其中下一个图案被处理。如果形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的数量现在已超过给定阈值大小(分支130)，则处理电路41被配置成从该形态组60中的所有图案62中找到该形态组60的新形态模板(框132)。术语“现在超过”被定义为包括阈值大小首次被超过但随后未被超过的情况。因此，当相应形态组60的阈值大小首次被超过时，框132的步骤仅针对每个形态组60执行一次。在其他实施方案中，框132的步骤可在相应形态组60的大小超过各种阈值水平时执行。框132的步骤可包括处理电路41，该处理电路被配置成在该形态组60中选择选择最类似于激活信号66集(例如，图案62)的心跳间隔中的其他心跳间隔的激活信号66集(例如，图案62)的心跳间隔中的一个心跳间隔作为新形态模板64。框132的步骤可包括针对该形态组60中的图案62的每个组合利用合适的图案匹配相关性函数来计算该形态组60中的所有图案62对之间的相关性，例如，如参考图6所述。每个图案62可利用其经计算的图案(感兴趣图案)来限定，并且与该组60中的所有其他图案62进行比较。计算每个图案62与该形态组60中的其余图案62的相关性的方差，并且随后选择具有最小方差值的图案62作为该形态组60的新形态模板64。该处理继续进行框102的步骤，其中下一个图案被处理。
上述图案匹配过程已被描述为实时过程，该实时过程在激活信号66从患者28被接收到时执行。在一些实施方案中，图案匹配过程可作为批量过程离线地执行。应当指出的是，可使用任何合适的图案匹配过程(例如，通过聚类或任何分组方法)来执行图案匹配过程。
可使用任何合适的标识对图案62进行逻辑分组。例如，数据库表可存储相应图案62的相应注释时间戳以及图案62所在的相应组60的标识。然后可查询数据库表以提供每个组60中的图案62的计数、组60中的图案62中的一个图案的最近激活时间、同一组的图案62的序列、以及与图案62相关联的周期长度。数据库表还可包括用于标识每个形态组60的形态模板64、存储相应图案62的相应感兴趣图案(POI)(参考图5更详细地描述)、将形态模板64标记为优选项(参考图7更详细地描述)的字段。
现在参见图5，其为描述图4的框104的步骤中的子步骤的流程图。
处理电路41被配置成注释激活信号66(框140)，从而生成标识激活信号66中的相关电激活的位置的时间戳。激活信号66因此被时间戳分成间隔，其中每个间隔表示与心跳相关联的电活动。
可使用任何合适的注释方法来提供ECG或IEGM信号的注释时间戳。信号的注释为信号的假定发生时间。在一个实施方案中，注释对应于一个所选择的ECG信号上的最大正值的发生时间。对于参考注释(正值、负值、最大负斜率、最大正斜率)而言存在若干选项，并且对于IEGM信号而言，发生时间通常对应于生成信号的心肌部分的激活时间。用于选择可供注释的ECG信号的标准(对应于上述标准或其他标准)可由医师定义。
可使用任何合适的注释方法，诸如在授予Rubinstein的美国专利号8,700,136中描述的方法，该专利提供了用于处理“原始”或经滤波的心内信号的方法，该心内信号可为单极性的或双极性的。通常，该处理包括将心内信号拟合成预定波形并且从拟合信号而非从原始信号获得信号的注释时间。通常，将单极信号拟合成表示单个完整振荡的公式，例如：
Figure BDA0002909611480000161
其中V单极(t)表示在时间t时在电极处测量的变化的单极性电势信号；ti为信号相对于时间t＝0的时间位移，ti对应于当激活波穿过电极位置时的时间；A为信号的振幅；ts为定义信号的不对称性的参数；并且w为定义信号的宽度的参数。
可将双极性信号拟合成如下公式，该公式表示由时间差值间隔开的两个单个完整振荡的差值。在一些实施方案中，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到微分，并且在一些实施方案中，不对称因子对应于高斯函数。如果ECG信号为双极性信号，则其可被假定为通过一个电极上的单极性信号V单极(t)1与另一个电极上的单极性信号V单极(t)2之间的差值来生成。对于诸如此类的双极性信号，处理器利用得自公式(1)的公式(2)来拟合信号：
Figure BDA0002909611480000162
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性电势信号；V单极(t)1、V单极(t)2也称为V1和V2，如上文公式(1)所定义；ti1、ti2为V1、V2的时间位移；A1、A2为V1、V2的振幅；ts1、ts2定义V1、V2的不对称性；并且w1、w2定义V1、V2的宽度。对于双极性信号而言，存在时间差值Δti＝ti1–ti2，即等于两个单极性信号V单极(t)1和V单极(t)2的时间位移之间的差值。两个单极性信号之间的时间差值通常为生成双极性信号的两个电极之间的空间间距、以及相对激活波的传播方向的电极取向的函数。因此，就两个电极而言，激活波的传播方向的至少一个分量可取决于单极性信号的时间差值。应当理解，对于多于两个电极而言，由多于两个电极检测的相应单极性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。可从该多个分量来估计激活波的传播方向(而非仅一个分量)。
包括US 9,259,165和US 10,376,221以及美国专利公布号2017/0042443和2019/0223808的其他美国专利描述了另选的注释技术。
在一些实施方案中，处理电路41被配置成对激活信号66进行滤波以去除噪声和其他伪影(框142)。IEGM信号的噪声通常比ECG信号更成问题。
例如，IEGM信号的每个单极性信号可在通过250Hz有限脉冲响应(FIR)低通滤波器(LPF)之后以1kHz进行采样。可应用附加滤波以去除由患者运动和呼吸引起的基线漂移。
可将中值滤波器应用到具有+/-20毫秒(ms)大小的信号。可利用附加FIR滤波器来去除信号的急剧变化，该附加FIR滤波器被应用到填充有20个零样本(例如)的经中值滤波的信号。滤波器系数可计算如下：
Figure BDA0002909611480000171
从原始信号中减去经中值滤波的信号，从而去除基线漂移同时保留信号形态，由此生成如下经滤波的信号：
FilteredSignal＝Signal-FIR(MedianFilteredSignal)
除了上述滤波之外或代替上述滤波，可执行任何合适的滤波技术。
由起搏诱导的激活可与图案匹配过程无关，因此处理电路41被配置成标识起搏诱导的心跳(框144)并且将合适的标识分配给起搏诱导的心跳以将其从图案匹配过程中排除。可通过以下步骤测试具有注释时间戳(TS)的每个传入注释心跳的起搏诱导：
起搏段可被定义如下：
[注释TS-250ms，注释TS+100ms]
可针对由起搏段定义的信号66来计算起搏激活信号，同时应用：
Figure BDA0002909611480000181
如果起搏激活信号的最大值高于起搏阈值，则心跳被分类为起搏(例如，'-1')，并且算法继续进行下一次心跳。否则，算法继续进行框104的步骤中的下一个子步骤。示例性起搏阈值如下：
Figure BDA0002909611480000182
IC信号可表现出来自心房和心室的激活，这些激活有时在时间上为重叠的。这些融合激活具有由波干涉引起的不同形态，因此一般不用于上文参考图4所述的图案匹配和分组。由此，处理电路41可被配置成标识这些融合激活(框146)，并且将合适的标识分配给融合激活以将其从图案匹配过程中排除。可通过注释与BS激活注释(在胸导联上)的接近度来测试每个传入IC注释心跳的融合激活。如果IC注释被发现在距从BS激活信号66标识的心室激活的100ms内，则IC注释可被分类为融合的，并且算法继续处理下一个传入心跳。
可基于围绕分配给每个图案62的注释时间戳的特定窗口来将传入图案62与形态模板64进行比较。在一些实施方案中，可定义感兴趣图案(POI)以限制用于计算图案62和形态模板64之间的相关性的图案62的范围。在一些实施方案中，可针对成为形态模板64的图案62而非所有图案62计算POI。
处理电路41被配置成选择POI(框148)。活动段可围绕参考注释定义如下：
[注释TS-150ms，注释TS+150ms]
可按照下述公式通过应用具有窗口(例如，15ms或任何合适的值)的中值滤波器来计算由活动段定义的信号66的活动信号：
Figure BDA0002909611480000191
可按照下述公式利用活动信号来计算活动阈值：
活动阈值＝(max(活动信号[i101至i_101])-min(活动信号))+min(活动信号)
可计算局部最大值以在(例如)围绕参考注释的100ms分配活动信号的活动的峰值：
局部最大值＝max(活动信号[i101至i_101])
在上述两个公式中，i为样本点索引，并且信号被数字化并在1KS/s信号中包括1000个样本。
可围绕活动信号与活动阈值(围绕局部最大值)的交点来计算10ms(例如)的缓冲区，并且POI可被设置如下：
POI＝[第一交点向左至局部最大值-10ms，第一交点向右至局部最大值+10ms]
现在参见图6，其为包括图4的框116、118的步骤的子步骤的流程图。
处理电路41被配置成计算激活信号66的最近接收的心跳间隔(例如，最近接收的图案62)与形态模板64中的一个形态模板的相似性量度(框150)。最近接收的心跳间隔的比较可根据每个模板64被分组的组大小相对于各种形态模板64执行，其中最大组的形态模板64首先被选择以用于比较，依次类推，选择递减的组大小。因此，所选择的第一形态模板64可为包含最大数量的图案62的形态组60的形态模板64。
利用移动窗口来计算最近接收的图案62与形态模板64之间的相似性量度。在一个实施方案中，移动窗口具有围绕参考注释的正负10ms的大小，并且窗口以1ms的增量移动。可使用任何其他合适的窗口大小和增量大小。
相似性量度可使用任何合适的相关性方法来计算，例如皮尔森(Pearson)相关性分析或加权皮尔森相关性分析。现在提供可用于本发明的实施方案中的加权皮尔森相关性分析的示例。
以下说明描述了IC信号的相关性函数。相关性函数可利用加权机制来将每个注释的传入心跳(例如，图案)与模板64的(预定义POI)进行比较。相关性函数可被定义为：
Figure BDA0002909611480000201
其中
Figure BDA0002909611480000202
否则，
Figure BDA0002909611480000203
可将权重施加到与从导管的每个电极接收的相应单极性IEGM信号66对应的信道中的每个信道。基于模板信号的最大斜率来计算信道权重，该最大斜率指示应对最终相关性结果具有更大影响的主要信道。值得注意的是，模板信号的最大斜率为模板信号的导函数，使得信道权重为模板斜率的导数。与可能为某些激动提供更多无定论的结果的基于振幅的函数相比，通过使用基于导数的函数，可以将剧烈激动与平缓激动区分开来，这可提供更好的模板匹配。例如，可基于以下公式来计算信道中的每个信道的信道权重：
Figure BDA0002909611480000211
其中：
maxSlopei＝Min(maxThreshold,Max(differences(SignalCorri))
可以将maxThreshold限定为预定义值(例如，2)。
可确定所有信道的单个相关性值。积分相关性值可通过以下公式计算：
Corr＝ΣWi*SignalCorri.
可根据授予Nakar等人的美国专利号10,433,749中描述的方法来执行体表ECG信号的相关性分析，该专利描述了执行初始集与后续集之间的互相关性分析，以便生成相关系数，该相关系数为初始集与后续集的几何结构之间的拟合优度的量度。具体地，处理电路41针对每个ECG信道(ECG i,j)进行计算，其中i为限定图案62的信道的数字索引(通常，对于BS ECG，i＝1、2、…12)，并且j为ECG信号的注释的位置的数字索引，对于与注释j相关联的当前心跳间隔，根据以下公式来计算相关系数：
Figure BDA0002909611480000212
其中，x为模板64ECG数据的样本值，x为模板64ECG数据的平均值，y为正被测试的当前心跳间隔ECG数据的样本值，y为正被测试的当前心跳间隔ECG数据的平均值，并且k为限定正被分析ECG信号的数据样本的数字索引。例如，如果POI持续120ms(从-50ms(在参考注释之前)到+70ms(在参考注释之后))并且我们每毫秒采样一次，则k对于120个样本而言为一组120个值。
应当理解，通过公式(3)执行的相关性分析比较模板64ECG数据与当前心跳间隔ECG数据的几何结构或形状。相关性(x，y)的高值(即，接近一)意味着模板64和当前心跳的两个几何结构为类似的。
在算法的另一个步骤中，处理电路41利用通过公式3计算的相关系数的值来计算特定心跳间隔的总体相关性。处理电路41计算正针对当前心跳间隔测试的ECG信号的绝对最大振幅Ai,j、以及形态模板64中的对应ECG信号的绝对最大振幅Bi。处理器使用Ai,j和Bi的和作为权重以根据公式(4)计算总体相关性：
Figure BDA0002909611480000221
其中R为通过公式(3)计算的相关系数，并且N为被分析的ECG信道的数量。就BS信号而言，N通常为12。
由公式4计算的总体相关性系数取决于相对于形态模板64的相位测试的ECG信号的相位。在另一步骤中，处理电路41相对于形态图案的相位迭代地改变正被测试的ECG信号的相位，并且根据每个新的相对相位来重复上文参考公式(3)和(4)所述的计算以计算相对相位中的每个相对相位的总体相关性。
在决策框152处，处理电路41被配置成检查相似性(例如，相关性)量度是否高于0.85。值0.85为仅以举例的方式给出的，并且可使用任何其他合适的阈值。如果相似性量度高于0.85(分支154)，则处理继续进行图4的框124的步骤，其中当前接收的图案62被添加到匹配形态组60。如果相似性量度不高于0.85(分支156)，则处理继续进行决策框158，在该决策框处，处理电路41被配置成检查相似性量度是否高于0.65。值0.65为仅以举例的方式给出的，并且可使用任何其他合适的阈值。如果相似性量度高于0.65(分支160)，则处理电路41被配置成以较大滑动窗口(例如，围绕参考注释的正负40ms)重复相似性量度的计算(框162)，并且窗口以1ms的增量移动。使用较大的滑动窗口(例如，正或负40ms)可为大计算量的，因此其通常用于不确定范围(例如，0.65至0.85)内的相关性分析。框158和框162的步骤提供了考虑到此类大数据集的计算挑战的优化机制。可使用任何合适的窗口大小和增量大小。在决策框164处，处理电路41被配置成检查所计算的相似性量度是否高于0.85。如果相似性量度高于0.85(分支166)，则处理继续进行图4的框124的步骤，其中当前接收的图案62被添加到匹配形态组60。如果相似性量度不高于0.85(分支168)，则处理继续进行决策框170。类似地，如果在决策框158处发现相似性量度不高于0.65(分支172)，则处理继续进行决策框170。在决策框170处，处理电路41被配置成检查当前接收的图案62是否已与所有模板64进行比较。如果当前接收的图案62尚未与所有形态模板64进行比较(分支174)，则针对当前接收的图案62和形态模板64中的另一个形态模板来重复框150的步骤。将被使用的模板64通常选自最大组60(即，该组中具有最大数量的图案62)的剩余形态模板64(即，还未被用作当前接收的图案62的比较模板)。如果当前接收的图案62已与所有形态模板64进行比较(分支176)，则执行图4的框112的步骤，其中当前接收的图案62变成新形态组60的新形态模板64。
现在参见图7，其为包括渲染系统20中的用户界面屏幕250的步骤的流程图200。另外参见图8，其为由图1的系统20生成的用户界面屏幕250的示意图。
处理电路41被配置成将用户界面屏幕250渲染到显示器27(图1)(框202)，该用户界面屏幕包括相应形态模板64和相应形态组60(图3)中的激活信号66集(例如，图案62)的心跳间隔的相应相对数量的指示。该指示可包括相应形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的计数252和/或激活百分比254(或发生率)。换句话讲，该指示可包括相应的所显示的形态模板64的形态组60中的图案62的计数252和/或激活百分比254(或发生率)。激活百分比254(或发生率)可表示为形态组60中的一个形态组中的图案62占总图案62计数(在所有形态组60中)的百分比(或其他分数)。所有形态组60或组60中的仅一些组的形态模板64可被选择用于显示在用户界面屏幕250中。下面更详细地讨论选择被显示的形态模板64及其顺序的标准。如果用户界面屏幕250上没有足够的空间以用于同时显示所有被选择的形态模板64，则形态模板64可被显示在由页面选择器256指示的不同可滚动页面上。
用户界面屏幕250还可包括所显示的形态模板64中的每个形态模板的最近激活时间258(即，由相应形态模板64表示的形态的最后活动时间)、与所显示的形态模板64相关联的周期长度260、以及与所显示的形态模板64相关联的POI 262。用户界面屏幕250还可显示图案匹配过程已运行的总时间264。
激活信号66集(例如，图案62)的心跳间隔的相应相对数量的指示可包括直方图266，该直方图指示相应所显示的形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的相应相对数量(例如，计数252和激活百分比254或发生率)。
处理电路41还可被配置成渲染用户界面屏幕250，该用户界面屏幕包括心动周期长度相对于时间的曲线图268。该曲线图可通过在周期长度线270上使用不同颜色(在图8中使用不同灰度示出)来指示所选择的形态组60(或多个所选择的组60)的形态何时为活动的。垂直线272可用于指示所选择的形态何时为活动的。
形态模板64中的一个形态模板(例如，图案/模板10)可被选择并且显示在较大的窗格274(位于用户界面屏幕250的右侧)中，使得医师30可更详细地检查所选择的形态模板64并比较其与当前捕获的实时ECG或IEGM的相关性。
如上所讨论的，滤波器276可用于基于滤波标准来确定显示形态模板64中的哪个形态模板。滤波器条可一直被显示或仅在由用户打开时被显示。因此，处理电路41被配置成根据以下滤波器中的任一个或多个滤波器来从可用形态模板64中选择将被包括在用户界面屏幕250中的形态模板64中的相应形态模板(框204)：相应形态组64中的激活信号66集(例如，图案62)的心跳间隔的最小计数(使得计数低于该值的组60被排除)；相应形态组64中的激活信号66集的心跳间隔的最小激活百分比(或发生率)(使得激活百分比低于该值的组60被排除)；形态组60中的相应形态组中的激活信号66集的心跳间隔的最后激活(使得仅早于该时间活动的形态被排除)。
除此之外或另选地，可使用分类滤波器，该分类滤波器可通过区分具有相同形态的多个连续激活(例如，VT、颤振等)与具有正常节律序列的单个异常激活(例如，PVC、PAC等)来向医师30提供关于激活机制类型的细节。分类滤波器可定义形态组中的相同形态组中的心跳间隔的最小连续序列(其可被设置为任何大小的序列或可被设置为甚至包括单个图案)。
可选择与每个所显示的形态模板64相关联的心脏符号278以使该形态模板64成为优选项，使得形态模板64将被显示在用户界面屏幕250中，而不管所选择的滤波器如何。因此，处理电路41被配置成接收分配形态模板64的优选项(例如，图8中的图案10)的用户选择(框206)，并且将优选项渲染在用户界面屏幕250中，即使该优选项并非为根据一个或多个滤波器276选择的。与图8中的图案10相关联的心脏符号278以挂锁符号示出，该挂锁符号指示图案10已被选择作为优选项并且还已被分配给特定标测图以作为图案匹配滤波器。
所选择的形态模板64可根据任何合适的显示顺序标准280在用户界面屏幕250中进行排序。处理电路41被配置成根据以下中的任何一者或多者来对用户界面屏幕250中的相应形态模板64进行排序(框208)：相应形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的计数；相应形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的激活百分比(或发生率)；相应形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的最早激活；或相应形态组60中的激活信号66集的心跳间隔的最后激活。医师30可随意地开始、停止或暂停自动图案匹配过程。
现在参见图9和图10。图9为包括图1的系统20的操作方法中的步骤的流程图300。图10为处于验证模式的图8的用户界面屏幕250的示意图。
医师30可能想要查看特定规程或治疗对由患者28(图1)的心脏26(图1)产生的图案62的影响。例如，在消融规程之后，医师30可能想要查看与特定形态模板64或多个形态模板64相关联的有问题的心律失常是否已停止或平息。为了跟踪规程的有效性，除了主条284(为了简单起见，仅一些被标记)之外，可将辅助条282(为了简单起见，仅一些被标记)添加到直方图266。主条284指示从图案匹配过程被启动(在规程或治疗例如消融之前)时起的由主条284表示的相应形态组60的计数252(为了简单起见，仅一个被标记)和/或激活百分比254(或发生率)(为了简单起见，仅一个被标记)。分别设置在主条284旁边的辅助条282指示仅在验证周期期间(例如，在规程或治疗例如消融之后)的相应形态组60的计数286(为了简单起见，仅一个被标记)和/或激活百分比288(或发生率)(为了简单起见，仅一个被标记)。
模板20在模板20最初出现在验证周期期间时在主条284中与在辅助条282中显示出相等的数量，并且可表示因治疗(例如，消融)而改变的形态。模板9、10、18和20不包括辅助条，从而指示与这些模板相关联的形态在验证周期期间未被显示。
处理电路41(图1)被配置成跟踪在验证周期之前添加到相应形态组60的激活信号66集的心跳间隔的第一相应数量(框302)。系统20被配置成执行消融规程(框304)。处理电路41被配置成响应于接收到用户输入而开始验证周期(框306)。处理电路41被配置成继续跟踪在验证周期期间添加到相应形态组60的激活信号66集的心跳间隔的第一相应数量(框308)。处理电路41被配置成跟踪仅在验证周期期间添加到相应形态的激活信号集的心跳间隔的第二相应数量(框310)。处理电路41被配置成将用户界面屏幕250渲染到显示器27(框312)，该用户界面屏幕同时包括添加到相应形态组60的心跳间隔的第一相应数量(例如，计数252和激活百分比254或发生率)和第二相应数量(例如，计数286和激活百分比288或发生率)的指示。
处理电路41被配置成强调(例如，使用挑染和/或加粗和/或任何其他合适的格式变化)在验证周期期间首先创建的新形态模板64(例如，模板/图案20)。新形态模板64通常以类似于优选形态模板64的方式进行处理，因为新形态模板64保持在用户界面屏幕250上，而不管所选择的滤波器如何并且任选地不管优选的显示顺序如何，使得新形态模板64将接收到医师30的适当关注。
再次参见图8。图8示出了图案10、17和6的相应形态组60(图3)中的每个形态组的心跳间隔的激活计数252低于60。因此，可难以针对图案10、17和6的形态组60中的任一个形态组成功地生成有意义的电解剖标测图，例如，局部激活时间(LAT)标测图。然而，医师30可能想要标识与图案10、17和6中的任一个图案相关联的心律失常的源，并且在心律失常的源处执行消融。起搏可用于帮助标识此类图案的心律失常的源，以便医师30消融心律失常的源，如下文参考图11更详细地描述。
应当指出的是，计数极限60仅以举例的方式使用。就使用所捕获的心跳间隔来生成有意义的电解剖标测图的有效性而言，计数极限可被设置为高于60或低于60。极限可取决于用于生成电解剖标测图的方法和/或医师30(图1)的技能。
现在参见图11，其为由图1的系统20生成的起搏用户界面屏幕400的示意图。如上文参考图5所述，由起搏诱导的激活可与图案匹配过程无关，因此处理电路41(图1)通常被配置成标识起搏诱导的心跳(图5的框144中)并且将合适的标识分配给起搏诱导的心跳以将其从图案匹配过程中排除。
在一些实施方案中，尽管起搏诱导的心跳通常不作为图案62(图3)被添加到形态组60(图3)中的任一个组，但起搏诱导的心跳与形态模板64(图3)进行比较以确定与相应形态模板64的相似性量度402(例如，相关性)。可实时地显示与相应形态模板64的相似性量度402，使得医师30(图1)可基于所显示的相似性量度402来确定心律失常的源。例如，导管40围绕心脏腔室进行移动，并且当导管40(图1)设置在心脏26(图1)的腔室中的特定位置处时，与形态模板64中的一个形态模板的相似性量度402大于90％(例如)，这为导管40被设置为靠近与该形态模板64相关联的心律失常的源的良好指示。限定良好指示的百分比阈值由医师30确定，并且可为任何合适的值或百分比。例如，限定良好指示的百分比阈值可小于或大于90％。导管40可围绕心脏的腔室进行移动，直到医师30确信已基于与该形态模板64的相似性量度402超过特定相似性量度而发现与(医师30感兴趣的)形态模板64中的一个形态模板相关联的心律失常的源。
图11示出了三个形态模板64，即，用于正常窦性节律(NSR)的形态模板64-1、用于室性早搏复合波(PVC)1的形态模板64-2、以及用于PVC 2的形态模板64-3。相似性量度402邻近每个形态模板64进行显示。例如，等于23％的相似性量度402-1邻近NSR的形态模板64-1进行显示，等于92％的相似性量度402-2邻近PVC 1的形态模板64-2进行显示，并且等于70％的相似性量度402-3邻近PVC 2的形态模板64-3进行显示。因此，看起来导管40在靠近与PVC 1相关联的心律失常的源的位置处设置在心脏26的腔室中。因此，基于上述分析，医师30可决定在与心律失常的源(与PVC 1相关联)相关联的导管40的当前位置处进行消融。
因此，在一些实施方案中，处理电路41(图1)被配置成计算激活信号66集(为了简单起见，仅一些被标记)的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组60的先前分配的形态模板64中的相应形态模板之间的相应相似性量度402。可将激活信号66集的起搏诱导的心跳间隔与先前分配的形态模板64中的一些或所有模板进行比较。例如，可将激活信号66集的起搏诱导的心跳间隔与被标记为优选项(例如，使用心脏符号278)的形态模板64进行比较。
处理电路41被配置成将起搏用户界面屏幕400渲染到显示器27(图1)，该起搏用户界面屏幕包括激活信号66集的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组60的相应先前分配的形态模板64之间的相应相似性量度402的指示。所计算的相似性量度402中的一些相似性量度可显示在起搏用户界面屏幕400上，并且所计算的相似性量度402中的一些相似性量度可显示在不同的用户界面屏幕上或完全不显示。在一些实施方案中，所计算的相似性量度402中的所有相似性量度显示在起搏用户界面屏幕400上。在一些实施方案中，处理电路41被配置成将用户界面屏幕400渲染到显示器27，该用户界面屏幕包括相应的先前分配的形态模板64以及激活信号66集的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组60的相应先前分配的形态模板64之间的相应相似性量度402的指示。后续起搏诱导的心跳可由处理电路41捕获、检测和处理，以在起搏用户界面屏幕400上计算和渲染相似性量度402。
如本文所用，针对任何数值或范围的术语“约”或“大约”指示允许部件或元件的集合实现如本文所述的其预期要达到的目的的合适的尺寸公差。更具体地，“约”或“大约”可指列举值的值±20％的范围，例如“约90％”可指72％至108％的值范围。
为清晰起见，在独立实施方案的上下文中描述的本发明的各种特征部也可在单个实施方案中组合提供。相反地，为简明起见，本发明的各种特征部在单个实施方案的上下文中进行描述，也可单独地或以任何合适的子组合形式提供。
上述实施方案以举例的方式被引用，并且本发明不受上文具体示出和描述的内容的限制。相反，本发明的范围包括上文描述的各种特征的组合和子组合以及它们的变型和修改，本领域的技术人员在阅读上述描述时将会想到该变型和修改，并且该变型和修改并未在现有技术中公开。

Claims (28)

1.一种采用自动图案采集的医疗系统，所述系统包括：
相应电极，所述相应电极被配置用于施用到受检者的身体并且被配置成响应于在心跳间隔序列内捕获的所述受检者的心脏的电活动而输出相应激活信号集；和
处理器，所述处理器被配置成：
将所述激活信号集的第一心跳间隔分类为第一形态模板；
针对所述第一心跳间隔之后的第二心跳间隔：计算所述激活信号集的所述第二心跳间隔与所述第一形态模板之间的相似性量度；响应于所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分组在具有所述第一形态模板的第一形态组中；并且响应于所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分类为第二形态模板；以及
针对后续心跳间隔：计算所述激活信号集的所述后续心跳间隔与相应形态组的多个先前分配的形态模板中的至少一个先前分配的形态模板之间的相似性量度；响应于与所述先前分配的形态模板中的一个先前分配的形态模板的所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分组在具有所述一个先前分配的形态模板的所述形态组中的一个形态组中；并且响应于与所述先前分配的形态模板的所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分类为另一个形态模板。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述处理器被配置成响应于所述形态组中的一个形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的数量超过给定阈值大小而找到所述一个形态组的新形态模板。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述处理器被配置成在所述一个形态组中选择与所述激活信号集的所述心跳间隔中的其他心跳间隔最类似的所述激活信号集的所述心跳间隔中的一个心跳间隔作为所述新形态模板。
4.根据权利要求1所述的系统，还包括显示器，其中，所述处理器被配置成将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述形态模板中的相应形态模板以及所述形态组中的相应形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的相应相对数量的指示。
5.根据权利要求4所述的系统，其中，所述指示包括直方图，所述直方图指示所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的所述相应相对数量。
6.根据权利要求4所述的系统，其中，所述指示包括所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数和/或激活百分比和/或发生率。
7.根据权利要求4所述的系统，其中，所述处理器被配置成根据以下中的任何一者或多者来对所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板进行排序：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最早激活；或者所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活。
8.根据权利要求4所述的系统，其中，所述处理器被配置成根据以下滤波器中的任一个或多个滤波器从所述形态模板中选择包括在所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活；所述形态组中的同一形态组中的心跳间隔的最小连续序列。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述处理器被配置成接收分配所述形态模板中的优选项的用户选择，所述处理器被配置成将所述优选项渲染在所述用户界面屏幕中，即使所述优选项并非为根据所述一个或多个滤波器选择的。
10.根据权利要求4所述的系统，其中：
所述处理器被配置成单独地跟踪：
在验证周期之前和期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第一相应数量；和
在所述验证周期期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第二相应数量；并且
所述处理器被配置成将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕同时包括添加到所述相应形态组的心跳间隔的所述第一相应数量和所述第二相应数量的指示。
11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述处理器被配置成强调在所述验证周期期间创建的新形态模板。
12.根据权利要求4所述的系统，其中，所述处理器被配置成渲染所述用户界面屏幕，所述用户界面屏幕包括心动周期长度相对于时间的曲线图，所述曲线图指示所述形态组中的所选择的一个形态组的形态何时为活动的。
13.根据权利要求1所述的系统，还包括显示器，其中，所述处理器还被配置成：
计算所述激活信号集的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组的所述先前分配的形态模板中的相应形态模板之间的相应相似性量度；以及
将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的相应的先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的指示。
14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述处理器被配置成将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述相应的先前分配的形态模板和所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应的先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的所述指示。
15.一种采用自动图案采集的医疗方法，所述方法包括：
将相应电极施用到受检者的身体；
由所述电极响应于在心跳间隔序列内捕获的所述受检者的心脏的电活动而输出相应激活信号集；
将所述激活信号集的第一心跳间隔分类为第一形态模板；
针对所述第一心跳间隔之后的第二心跳间隔：
计算所述激活信号集的所述第二心跳间隔与所述第一形态模板之间的相似性量度；
响应于所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分组在具有所述第一形态模板的第一形态组中；并且
响应于所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述第二心跳间隔分类为第二形态模板；以及
针对后续心跳间隔：
计算所述激活信号集的所述后续心跳间隔与相应形态组的多个先前分配的形态模板中的至少一个形态模板之间的相似性量度；
响应于与所述先前分配的形态模板中的一个先前分配的形态模板的所述相似性量度超过预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分组在具有所述一个先前分配的形态模板的所述形态组中的一个形态组中；并且
响应于与所述先前分配的形态模板的所述相似性量度不超过所述预定义阈值，将所述激活信号集的所述后续心跳间隔分类为另一个形态模板。
16.根据权利要求15所述的方法，还包括响应于所述形态组中的一个形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的数量超过给定阈值大小而找到所述一个形态组的新形态模板。
17.根据权利要求16所述的方法，还包括在所述一个形态组中选择与所述激活信号集的所述心跳间隔中的其他心跳间隔最类似的所述激活信号集的所述心跳间隔中的一个心跳间隔作为所述新形态模板。
18.根据权利要求15所述的方法，还包括将用户界面屏幕渲染到显示器，所述用户界面屏幕包括所述形态模板中的相应形态模板以及所述形态组中的相应形态组中的所述激活信号集的心跳间隔的相应相对数量的指示。
19.根据权利要求18所述的方法，其中，所述指示包括直方图，所述直方图指示所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的所述相应相对数量。
20.根据权利要求18所述的方法，其中，所述指示包括所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数和/或激活百分比和/或发生率。
21.根据权利要求18所述的方法，还包括根据以下中的任何一者或多者来对所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板进行排序：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最早激活；或者所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活。
22.根据权利要求18所述的方法，还包括根据以下滤波器中的任一个或多个滤波器从所述形态模板中选择包括在所述用户界面屏幕中的所述形态模板中的所述相应形态模板：所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小计数；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最小激活百分比或发生率；所述形态组中的所述相应形态组中的所述激活信号集的所述心跳间隔的最后激活；所述形态组中的同一形态组中的心跳间隔的最小连续序列。
23.根据权利要求22所述的方法，还包括：
接收分配所述形态模板中的优选项的用户选择；以及
将所述优选项渲染在所述用户界面屏幕中，即使所述优选项并非为根据所述一个或多个滤波器选择的。
24.根据权利要求18所述的方法，还包括单独地跟踪：
在验证周期之前和期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第一相应数量；和
在所述验证周期期间添加到所述相应形态组的所述激活信号集的心跳间隔的第二相应数量，并且其中，所述渲染包括将所述用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕同时包括添加到所述相应形态组的心跳间隔的所述第一相应数量和所述第二相应数量的指示。
25.根据权利要求24所述的方法，还包括强调在所述验证周期期间创建的新形态模板。
26.根据权利要求18所述的方法，其中，所述渲染包括渲染所述用户界面屏幕，所述用户界面屏幕包括心动周期长度相对于时间的曲线图，所述曲线图指示所述形态组中的所选择的一个形态组的形态何时为活动的。
27.根据权利要求15所述的方法，还包括：
计算所述激活信号集的起搏诱导的心跳间隔与相应形态组的所述先前分配的形态模板中的相应形态模板之间的相应相似性量度；以及
将用户界面屏幕渲染到所述显示器，所述用户界面屏幕包括所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的指示。
28.根据权利要求27所述的方法，其中，所述渲染包括将所述用户界面屏幕渲染到显示器，所述用户界面屏幕包括所述相应的先前分配的形态模板和所述激活信号集的所述起搏诱导的心跳间隔与所述相应形态组的所述相应的先前分配的形态模板之间的所述相应相似性量度的所述指示。
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