CN113795196A - 用于心脏标测的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

可以使用电生理信号的子区间来标测电生理活动。电解剖标测系统接收多个电生理信号(402)，每个电生理信号跨越一激活区间。对于每个信号，系统识别激活区间内的初始事件时间，例如通过识别最大信号能量的时间(404)，并定义围绕初始事件时间的子区间(406)。系统然后分析子区间以识别电生理信号的一个或多个电生理特征(408)并将相应的电生理数据点添加到电生理标测图(410)。有利地，子区间可以延伸到激活区间的外部，使得本教导允许捕获和分析在激活区间的边界处或附近发生的偏转。

Description

用于心脏标测的系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2019年5月24日提交的美国临时申请No.62/852,379的权益，其通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。
技术领域
本公开总体上涉及诸如可以在心脏诊断和治疗程序中执行的心脏标测。特别地，本公开涉及用于从由诸如高密度(“HD”)网格导管或其他多电极装置的巡回电生理探针采集的数据生成心脏几何形状和/或电生理标测图的系统、装置和方法。
背景技术
心脏标测，包括心脏几何形状的生成和心电图标测，是许多心脏诊断和治疗程序的一部分。然而，随着此类程序的复杂性增加，所使用的几何形状和电生理标测图必须在质量、密度以及生成它们的速度和容易性方面增加。
心电图标测通常涉及在特定的时间区间(在本领域中称为“巡回激活区间”或“RAI”)内分析心内电描记图。然而，由于RAI内存在多个偏转，电描记图分析可能会很复杂。
发明内容
本文公开了一种标测电生理活动的方法。该方法包括在电解剖标测系统处接收多个电生理信号，其中每个电生理信号跨越一激活区间。对于多个电生理信号中的每个电生理信号，电解剖标测系统：识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间；定义围绕初始事件时间的子区间；分析子区间以识别电生理信号的一个或多个电生理特征；以及将电生理数据点添加到电生理标测图，其中电生理数据点包括与测量电生理信号的位置相关联的电生理信号的一个或多个电生理特征。电解剖标测系统还可以在解剖模型上输出电生理标测图的图形表示。
在本公开的多个方面，识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤包括使用能量函数来识别初始事件时间，例如通过识别能量函数的最大信号能量的时间作为初始事件时间。
在本公开的其他方面，识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤包括使用模板匹配来识别初始事件时间，例如通过识别电生理信号和模板信号之间的最大形态相关的时间作为初始事件时间。
在本公开的更进一步的方面，识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤包括使用加权窗函数来识别初始事件时间。
本文的教导可以应用于全极电生理信号，例如由至少两个双极电描记图定义的全极电描记图。识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤可以包括计算所述至少两个双极电描记图的导数的均方根以识别初始事件时间。可替代地，识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤可以包括计算所述至少两个双极电描记图的导数的平均绝对值变换以识别初始事件时间。
在一些实施例中，全极电描记图由两个(或更多个)正交的双极电描记图定义，以及识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤包括计算所述两个(或更多个)正交的双极电描记图的导数的范数(norm)以识别初始事件时间。识别电生理信号的激活区间内的初始事件时间的步骤还可以包括以下至少之一：在计算两个正交的双极电描记图的导数的范数之前，对正交的双极电描记图的导数进行高通滤波；以及对所计算的两个正交的双极电描记图的导数的范数进行低通滤波。
可以预期，定义围绕初始事件时间的子区间的步骤可以包括将子区间定义为以初始事件时间为中心的预设持续时间的区间。还可以预期，定义围绕初始事件时间的子区间的步骤可以包括：电解剖标测系统接收定义子区间的持续时间的用户输入；以及将子区间定义为以初始事件时间为中心的用户定义的持续时间的区间。
在本公开的实施例中，子区间延伸到激活区间(例如，巡回激活区间，或RAI)的外部。
本文还公开了一种标测电生理活动的方法，包括：在电解剖标测系统处接收多个电生理信号；以及对于多个电生理信号中的每个电生理信号，电解剖标测系统：处理电生理信号以定义包括感兴趣的偏转的子区间；仅分析子区间以识别电生理信号的一个或多个电生理特征；以及将电生理数据点添加到电生理标测图，其中电生理数据点包括与测量电生理信号的位置相关联的电生理信号的一个或多个电生理特征。
电生理信号可以包括由至少两个双极电描记图定义的全极电描记图；在一些实施例中，所述至少两个双极电描记图包括一对正交的双极电描记图。
该方法可选地包括电解剖标测系统在解剖模型上输出电生理标测图的图形表示。
根据本公开的多个方面，子区间以感兴趣的偏转为中心。
本公开还提供了一种电解剖标测系统，包括子区间定义处理器，其被配置为：接收跨越一激活区间的电生理信号；在电生理信号的激活区间内识别感兴趣的偏转；以及定义围绕感兴趣的偏转的子区间。电解剖标测系统还包括标测处理器，其被配置为：分析子区间以识别(例如，量化)电生理信号的一个或多个电生理特征；以及将电生理数据点添加到电生理标测图，其中电生理数据点包括与测量电生理信号的位置相关联的电生理信号的一个或多个电生理特征。
通过阅读以下描述和权利要求书以及通过参阅附图，本发明的前述和其它方面、特征、细节、效用和优点将显而易见。
附图说明
图1是示例性电解剖标测系统的示意图。
图2描绘了可以与本公开的多个方面结合使用的示例性导管。
图3A和3B提供了由多电极导管携带的电极和与其相关联的双极的字母数字标记惯例。
图4是可以根据本文公开的示例性实施例执行的代表性步骤的流程图。
图5是来自电解剖标测系统的说明性屏幕，其描绘了与全极电描记图迹线并排的电生理标测图的图形表示。
图6是根据本公开的多个方面的全极电描记图以及构成其的双极电描记图的近视图，其被标记以显示初始事件时间和子区间。
图7是根据本公开的多个方面的全极电描记图、其能量函数以及构成其的双极电描记图的近视图，其被标记以显示初始事件时间和子区间。
尽管公开了多个实施例，但是根据示出和描述说明性实施例的以下详细描述，本公开的其它实施例对于本领域技术人员将变得显而易见。因此，附图和详细描述本质上应被认为是说明性的而不是限制性的。
具体实施方式
本公开提供了用于生成电生理标测图的系统、装置和方法。出于说明的目的，将参考心脏电生理程序来描述本公开的多个方面。更具体地，将在从使用高密度(HD)网格导管(例如来自雅培公司(Abbott Laboratories)(伊利诺斯州雅培公园)的AdvisorTM HD网格标测导管)结合电解剖标测系统(例如EnSite PrecisionTM心脏标测系统，同样来自雅培公司)采集的心内电描记图创建心脏电生理标测图的情况下描述本公开的多个方面。
然而，本领域普通技术人员将理解如何在其他情况下和/或关于其他设备较好地应用本文的教导。例如，本教导同样可以应用于其他电生理信号，例如从其他电生理导管(包括但不限于FlexibilityTM、AdvisorTM、ReflexionTM、InquiryTM和/或LivewireTM电生理导管，全部来自雅培公司)接收的单极和/或双极电描记图。
图1示出了示例性电解剖标测系统8的示意图，该示例性电解剖标测系统8用于通过导航心脏导管并测量在患者11的心脏10中发生的电活动以及三维地标测该电活动和/或与如此测量的电活动有关或代表该电活动的信息来进行心脏电生理研究。系统8例如可用于使用一个或多个电极创建患者心脏10的解剖模型。系统8还可以用于测量沿着心脏表面的多个点处的电生理数据，并将所测量的数据与测量电生理数据的每个测量点的位置信息相关联地存储，例如以创建患者心脏10的诊断数据标测图。
如本领域普通技术人员将认识到的，系统8确定通常在三维空间内的对象的位置，并且在一些方面，确定对象的定向，并将这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所示的实施例中，示出了施加到患者11的表面的三组表面电极(例如，贴片电极)，其定义了三个大致正交的轴，在此被称为x轴、y轴、和z轴。在其它实施例中，电极可以以其它布置定位，例如多个电极在特定身体表面上。作为另一替代方案，电极不必在身体表面上，而是可以被定位在身体内部。
在图1中，x轴表面电极12、14沿第一轴施加到患者，诸如施加到患者胸部区域的侧面上(例如，施加到患者每只手臂下方的皮肤)，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)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沿着大致上正交于x轴和y轴二者的第三轴(诸如沿着患者胸部区域中的胸骨和脊柱)施加，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。
附加的表面参考电极(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可以是固定的心脏内电极31的替代物，如在下面进一步详细描述的。还应当理解，此外，患者11可以具有位于合适位置的大部分或全部常规心电图(“ECG”或“EKG”)系统导联线。在某些实施例中，例如，可以使用一组标准的12条ECG导联线来感测患者心脏10上的心电图。该ECG信息可用于系统8(例如，可以将其作为输入提供给计算机系统20)。就ECG导联线被很好地理解而言，并且为了使附图更加清楚，在图1中仅示出了单条导联线6及其与计算机20的连接。
还示出了具有至少一个电极17的代表性导管13。在整个说明书中，该代表性导管电极17被称为“巡回电极”、“移动电极”或“测量电极”。通常，将使用导管13上或多个这种导管上的多个电极17。例如，在一个实施例中，系统8可以包括设置在患者的心脏和/或脉管系统内的十二个导管上的六十四个电极。在其他实施例中，系统8可以利用包括多个(例如，八个)样条的单个导管，每个样条又包括多个(例如，八个)电极。
然而，前述实施例仅是示例性的，并且可以使用任何数量的电极和/或导管。例如，出于本公开的目的，图2中示出了示例性的多电极导管、尤其是HD网格导管的一个区段。HD网格导管13包括耦合至桨状物202的导管主体200。导管主体200还可以包括第一主体电极204和第二主体电极206。桨状物202可包括第一样条208、第二样条210、第三样条212和第四样条214，它们通过近侧耦合器216耦合至导管主体200，并通过远侧耦合器218彼此耦合。在一个实施例中，第一样条208和第四样条214可以是一个连续的区段，以及第二样条210和第三样条212可以是另一个连续的区段。在其他实施例中，各个样条208、210、212、214可以是彼此耦合(例如，分别通过近侧耦合器216和远侧耦合器218)的单独的区段。应当理解，HD导管13可以包括任何数量的样条；图2中所示的四个样条的布置仅是示例性的。
如上所述，样条208、210、212、214可包括任何数量的电极17；在图2中，示出了以四乘四的阵列布置的十六个电极17。还应当理解，在沿着样条208、210、212、214和在样条208、210、212、214之间测量时，电极17都可以均匀和/或不均匀地间隔开。为了在本说明书中易于参考，图3A提供了电极17的字母数字标记。
如本领域普通技术人员将认识到的，任何两个相邻的电极17限定一个双极。因此，导管13上的16个电极17限定了总共42个双极-12个沿样条(例如，电极17a和17b之间，或电极17c和17d之间)、12个横跨样条(例如，电极17a和17c之间，或电极17b和17d之间)以及18个在对角样条之间(例如，电极17a和17d之间，或电极17b和17c之间)。
为了便于在本说明书中参考，图3B提供了沿样条和横跨样条的双极的字母数字标记。图3B省略了对角双极的字母数字标记，但这只是为了在图示中清晰。可以清楚地预期，本文中的教导也可应用于对角双极。
反过来，根据本领域普通技术人员将熟悉的技术，可以使用任何双极来生成双极电描记图。此外，通过计算电极集团的电场回路或电压回路，这些双极电描记图可以被组合(例如，线性组合)以在导管13的平面的任何方向生成电描记图，也包括激活定时信息。美国专利申请公开No.2018/0296111(‘111公开)公开了计算HD网格导管上的电极集团的E场环的细节，该公开通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。
在任何情况下，导管13可用于同时采集由其上的电极17限定的各个双极的多个电生理数据点，每个这样的电生理数据点包括定位信息(例如，所选择的双极的位置和定向)和所选择的双极的电描记图信号。出于说明的目的，将参考由导管13采集的各个电生理数据点来描述根据本公开的方法。然而，应当理解，本文的教导可以串行和/或并行地应用于由导管13采集的多个电生理数据点。
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被引入患者的心脏和/或脉管系统中。实际上，将导管13引入患者心脏的各种方法，例如经中隔方法，对于本领域普通技术人员来说将是熟悉的，因此在这里不需要进一步描述。
由于每个电极17位于患者体内，因此系统8可以同时为每个电极17采集位置数据。类似地，每个电极17可用于采集来自心脏表面的电生理数据(例如，表面电描记图)。普通技术人员将熟悉用于电生理数据点的获取和处理的各种方式(包括例如接触和非接触电生理标测)，使得对于理解本文公开的技术而言，其进一步的讨论是不必要的。同样地，可以使用本领域中熟悉的各种技术从多个电生理数据点生成心脏几何形状和/或心脏电活动的图形表示。此外，就普通技术人员将理解如何从电生理数据点创建电生理标测图而言，本文的各方面仅在理解本公开所必需的程度上进行描述。
现在返回图1，在一些实施例中，在第二导管29上示出可选的固定参考电极31(例如，附接到心脏10的壁)。出于校准的目的，该电极31可以是固定的(例如，附接到或靠近心脏壁)或与巡回电极(例如电极17)以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以外或作为替代，还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；也就是说，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，可以省去开关24，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(也就是说，每个表面电极对)一个实例。
计算机20可以包括例如传统的通用计算机、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”)或通常被称为并行处理环境的多个处理单元，其可以执行指令以实践本文所述的各方面。
通常，由一系列被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，以便在生物导体中实现导管导航。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被驱动为偶极子以提供有效的电极三角测量。同样地，电极12、14、18、19、16和22(或任何数量的电极)可以以任何其它有效的布置定位，用于将电流驱动到心脏中的电极或感测来自心脏中的电极的电流。例如，可以将多个电极放置在患者11的背部、侧面和/或腹部上。此外，这种非正交方法增加了系统的灵活性。对于任何期望的轴，可以将由一组预定的驱动(源-汇)配置产生的在巡回电极两端测量的电位进行代数组合，以产生与如通过沿正交轴简单地驱动均匀电流所获得的有效电位相同的有效电位。
因此，可以选择表面电极12、14、16、18、19、22中的任何两个表面电极作为相对于接地参考(诸如腹部贴片21)的偶极子源极和漏极，而未激励的电极测量相对于接地参考的电压。放置在心脏10中的巡回电极17暴露于来自电流脉冲的场，并相对于地(诸如腹部贴片21)进行测量。实际上，心脏10内的导管可包含比所示的十六个电极更多或更少的电极，并且可以测量每个电极电位。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参考电极31，该固定参考电极31也相对于地(诸如腹部贴片21)被测量，并且该固定参考电极31可以被定义为系统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都可以用于确定巡回电极17在心脏10内的位置。
系统8可以使用所测量的电压来确定心脏内的电极(诸如巡回电极17)相对于参考位置(诸如参考电极31)在三维空间中的位置。也就是说，在参考电极31处测量的电压可用于定义坐标系的原点，而在巡回电极17处测量的电压可用于表达巡回电极17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，但是可以考虑其它坐标系，诸如极坐标系、球坐标系和柱坐标系。
从前面的讨论中应该清楚，当表面电极对在心脏上施加电场时，测量用于确定电极在心脏内的位置的数据。电极数据还可以用于创建呼吸补偿值，该呼吸补偿值用于改善电极位置的原始位置数据，如例如在美国专利No.7,263,397中所述，该专利通过引用整体包含于此。电极数据还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中所述，该专利也通过引用整体包含于此。
因此，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，诸如用剩余的表面电极和体内电极中的至少一个测量的电压。如上所述，可以执行对诸如呼吸和/或阻抗偏移的伪影的补偿。
在本公开的方面，系统8可以是结合基于阻抗(例如，如上所述)和基于磁力的定位能力的混合系统。因此，例如，系统8还可以包括耦合到一个或多个磁场发生器的磁源30。为清楚起见，图1中仅描绘了两个磁场发生器32和33，但应该理解的是，在不脱离本教导的范围的情况下，可以使用附加的磁场发生器(例如，总共六个磁场发生器，定义三个大致正交的轴，类似于由贴片电极12、14、16、18、19和22所定义的那些)。同样，本领域普通技术人员将理解，为了在如此生成的磁场内定位导管13，可以包括一个或多个磁定位传感器(例如，线圈)。
在一些实施例中，系统8是雅培公司的EnSiteTM VelocityTM或EnSite PrecisionTM心脏标测和可视化系统。然而，可以结合本教导使用其它定位系统，包括例如波士顿科学公司(Boston Scientific Corporation)(马萨诸塞州马尔伯勒)的RHYTHMIA HDXTM标测系统、韦伯斯特生物官能公司(Biosense Webster,Inc.)(加利福尼亚州尔湾市)的CARTO导航和定位系统、北方数字公司(Northern Digital Inc.)(安大略省滑铁卢)的
Figure BDA0003344388530000091
系统、Sterotaxis公司的
Figure BDA0003344388530000092
磁导航系统(密苏里州圣路易斯市)以及来自雅培公司的MediGuideTM技术。
在以下专利(所有这些专利均通过引用整体包含于此)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。
本公开的多个方面涉及生成电生理标测图，并且具体地涉及使用电生理信号的子区间生成电生理标测图。这种电生理标测图的图形表示也可以例如被输出在显示器23上。系统8因此可以包括子区间定义模块58，其可以进一步包括标测模块以生成电生理标测图并且可选地输出电生理标测图的图形表示(例如，至显示器23)。
将参考如图4所示的代表性步骤的流程图400来解释标测电生理活动的示例性方法。例如，在一些实施例中，流程图400可以表示可以由图1的电解剖标测系统8(例如，通过处理器28和/或子区间定义模块58)执行的几个示例性步骤。应当理解，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，术语“信号处理器”在本文中用于描述本文教导的基于硬件和基于软件的实现。
在块402中，系统8接收多个电生理信号。出于说明的目的，将参考全极电描记图描述本公开的多个方面。在这方面，图5描绘了系统8到显示器23的代表性输出500，包括多条迹线502。每条迹线描绘了HD网格导管13上的三个电极17的集团的全极电描记图，如例如根据‘111公开的教导所计算的。每个电生理信号的RAI是克拉(carat)504、506之间的无阴影区域。
在块404中，系统8识别在给定电生理信号的激活区间内的感兴趣的偏转。术语“初始事件时间”在本文中用于指如此识别的感兴趣的偏转的定时(timing)。
在本公开的多个方面，系统8使用给定电生理信号的能量函数来识别初始事件时间。例如，初始事件时间可以被识别为电生理信号的能量函数具有最大信号能量的时间，例如可以通过对给定电生理信号的小波域变换和分析来确定。下面描述了识别最大信号能量的时间的其他方法。
在本公开的其他方面，系统8使用模板匹配来识别初始事件时间。例如，初始事件时间可以被识别为给定电生理信号和表现出感兴趣的偏转的模板信号之间的最大形态相关的时间。仅作为说明，美国专利申请公开No.2015/0057507描述了计算电生理信号之间的形态相似性的示例性方法，该公开通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。
在本公开的其他方面，系统8使用加权窗函数来识别初始事件时间。例如，在某些电生理研究期间可能期望表征晚电位(late potential)(例如，在标测规律的折返性心律失常时，执业医生可能对大部分腔室激活后发生的偏转特别感兴趣)。在此类研究中，可以将随时间增加的电压加权函数应用于RAI内的给定电生理信号，以便于识别感兴趣的晚偏转。
本领域普通技术人员还将从前面的讨论中认识到，也可以采用加权窗函数来识别早电位(early potential)。因此，可以预期，窗函数可以与RAI的边缘(例如，图5中的克拉504或506，取决于感兴趣的是早电位还是晚电位)、表面心电图偏转、和/或特定的心内电描记图特征时间对齐。
‘111公开描述了另一种通过识别RAI内全极电描记图的最大能量的时间来识别全极电描记图中的初始事件时间的合适方法。因为感兴趣的偏转通常通过给定电生理信号内的高压摆率、高幅度和高频分量来表征，‘111公开描述了区分定义全极电描记图的两个或更多个双极电描记图。
根据本公开的一些方面，可以通过计算定义全极电描记图的双极电描记图的导数的均方根来识别最大能量的时间。在本公开的替代方面，可以通过计算定义全极电描记图的双极电描记图的均方根或简单的平方均值来识别最大能量的时间。
根据本公开的其他方面，可以通过计算定义全极电描记图的双极电描记图的导数的绝对值变换来识别最大能量的时间。
在本公开的其他方面，特别是在由正交的双极电描记图对定义全极电描记图的情况下(如图2所示的HD网格导管的情况)，可以通过计算双极电描记图的导数的范数来识别最大能量的时间。为了进一步强调全极电描记图中的期望偏转，可以在计算双极电描记图的导数的范数之前对该双极电描记图的导数进行高通滤波和/或可以对所计算的范数进行低通滤波。
图6描绘了对电极A1、B1和B2的集团(参见图3A)的全极电描记图中的初始事件时间的识别。在图6的下部是分别对应于双极B1-B2和A1-B1(参见图3B)的两个双极电描记图602、604。图6的顶部示出了三电极集团的相应的全极电描记图606。通过计算双极电描记图602、604的导数的范数(可选地包括如上所述的高通和/或低通滤波)，系统8可以生成全极电描记图606的能量函数并从中识别最大信号能量的时间并且将该时间指定为初始事件时间，在图6中由记号标记608表示。
如上所述，为定向独立的全极电描记图(例如，606)生成定向独立的能量函数，定向独立的全极电描记图又由两个或更多个双极电描记图(例如，正交的双极电描记图602、604)定义。然而，在本教导中，生成基础双极电描记图的能量函数，其能量函数又可以组合成定向独立的能量函数。
现在返回图4，一旦识别了初始事件时间，系统8接下来在块406中定义围绕初始事件时间的子区间。在本公开的实施例中，子区间以初始事件时间为中心，如图6中以60ms宽的卡尺标记610所示出的。然而，应当理解，子区间不需要以初始事件时间为中心；实际上，执业医生可能希望调整多少子区间发生在初始事件时间之前以及多少子区间发生在初始事件时间之后。
子区间可以具有预设宽度(即，预设持续时间)。可替代地，系统8可以允许执业医生调整子区间的宽度(例如，通过在显示器23上的图形用户界面呈现允许用户改变子区间宽度的控件)。
还应当理解，虽然本公开的多个方面将初始事件时间限制在RAI内，但是子区间不需要被如此限制，并且可以延伸到RAI的外部。允许子区间延伸到RAI的外部可以促进对因为发生在太靠近RAI的边界而可能会被排除的形态的识别。
例如，当标测规律的折返性心律失常时，RAI通常可以被设置为接近周期长度。然而，生理性但有规律的心动过速可能具有在约5ms和约10ms之间变化的周期长度。根据定义，在折返性心律失常中，总是存在心脏组织的某些部分是去极化的，各去极化事件持续在约7ms和约70ms之间。这些事件中的一些可能发生在RAI的边缘附近。因此，根据周期长度的可变性，RAI可不包括去极化事件、包括一个完全去极化事件、一个部分去极化事件或两个部分去极化事件。在这种情况下，可以较好地应用本教导以识别然后分析不完全在RAI内的去极化事件。
例如，图7示出了在心房扑动的情况下初始事件时间的识别。分别对应于导管13上的双极C1-C2和B1-C1的双极电描记图702、704在RAI内(例如，在克拉504、506之间)表现出两个偏转。电极集团C1-C2-B1的全极电描记图706同样在RAI内具有两个偏转。然而，能量函数708在两个偏转中的较早偏转处具有其最大能量，因此系统8将该较早偏转指定为初始事件时间710。所得到的子区间712在RAI开始之前延伸(例如，早于克拉504)。
在块408中，系统8分析子区间以识别给定电生理信号的一个或多个电生理特征。例如，系统8不是分析整个全极电描记图606或706以确定峰峰值电压、局部激活时间等，而是将其分析限制在子区间610或710以识别这些相同的特征。如果需要，也可以在相同的子区间内分析双极电描记图(例如，702、704)。在块410中，可以将相应的电生理数据点添加到电生理标测图。
判断块412启动返回到块404的循环，以便处理在块402中接收的附加电生理信号。一旦处理完所有信号，判断块412跟随“否”退出到块414，其中系统8可以在解剖模型上输出电生理标测图的图形表示(例如，图5中的模型508，作为显示器23上的输出)。
尽管上面已经以一定程度的特殊性描述了几个实施例，但是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多种改变。
例如，本文的教导可以实时应用(例如，在电生理研究期间)或在后处理期间应用(例如，应用于在较早时间执行的电生理研究期间采集的电生理数据点)。
作为另一示例，可以预期，子区间的宽度可由系统8计算确定，例如基于电压或电场回路与等电点的偏差。
作为又一示例，单个子区间持续时间可用于预设邻近距离内的所有电极集团。例如，子区间持续时间可以被设置用于位于中心的四电极集团B2-C2-C3-B3，并且该相同的子区间持续时间可以用于导管13上的所有三电极集团。
作为进一步的示例，美国专利申请公开No.2017/0156612的教导可以较好地结合本教导(特别是块404中的初始事件时间识别)应用，该公开通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。
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)仅用于标识目的，以帮助读者对本发明的理解，而不特别地对本发明的位置、定向或用途产生限制。结合参考(例如，附接、耦合、连接等)应被广义地解释，并且可以包括元件的连接之间的中间构件和元件之间的相对移动。这样，结合参考不必推断两个元件是直接连接的并且彼此之间具有固定关系。
意图是，以上描述中包含的或附图中示出的所有内容应被解释为仅是示例性的，而非限制性的。在不脱离所附权利要求书所限定的本发明的精神的情况下，可以进行细节或结构上的改变。

Claims (21)

1.一种标测电生理活动的方法，包括：
在电解剖标测系统处接收多个电生理信号，其中每个电生理信号跨越一激活区间；以及
对于所述多个电生理信号中的每个电生理信号，所述电解剖标测系统：
识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间；
定义围绕所述初始事件时间的子区间；
分析所述子区间以识别所述电生理信号的一个或多个电生理特征；以及
将电生理数据点添加到电生理标测图，其中所述电生理数据点包括与测量所述电生理信号的位置相关联的所述电生理信号的一个或多个电生理特征。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括所述电解剖标测系统在解剖模型上输出所述电生理标测图的图形表示。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间包括使用能量函数来识别所述初始事件时间。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，使用能量函数来识别所述初始事件时间包括识别所述能量函数的最大信号能量的时间作为所述初始事件时间。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间包括使用模板匹配来识别所述初始事件时间。
6.根据权利要求5所述的方法，其中，使用模板匹配来识别所述初始事件时间包括识别所述电生理信号和模板信号之间的最大形态相关的时间作为所述初始事件时间。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间包括使用加权窗函数来识别所述初始事件时间。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述电生理信号包括全极信号。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述全极信号包括由至少两个双极电描记图定义的全极电描记图，以及其中识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间包括计算所述至少两个双极电描记图的导数的均方根以识别所述初始事件时间。
10.根据权利要求8所述的方法，其中，所述全极信号包括由至少两个双极电描记图定义的全极电描记图，以及其中识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间包括计算所述至少两个双极电描记图的导数的平均绝对值变换以识别所述初始事件时间。
11.根据权利要求8所述的方法，其中，所述全极信号包括由两个正交的双极电描记图定义的全极电描记图，以及其中识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间包括计算所述两个正交的双极电描记图的导数的范数以识别所述初始事件时间。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，识别所述电生理信号的所述激活区间内的初始事件时间还包括以下至少之一：
在计算所述两个正交的双极电描记图的导数的范数之前，对所述正交的双极电描记图的导数进行高通滤波；以及
对所计算的所述两个正交的双极电描记图的导数的范数进行低通滤波。
13.根据权利要求1所述的方法，其中，定义围绕所述初始事件时间的子区间包括将所述子区间定义为以所述初始事件时间为中心的预设持续时间的区间。
14.根据权利要求1所述的方法，其中，定义围绕所述初始事件时间的子区间包括：
所述电解剖标测系统接收定义所述子区间的持续时间的用户输入；以及
将所述子区间定义为以所述初始事件时间为中心的用户定义的持续时间的区间。
15.根据权利要求1所述的方法，其中，所述子区间延伸到所述激活区间的外部。
16.一种标测电生理活动的方法，包括：
在电解剖标测系统处接收多个电生理信号；以及
对于所述多个电生理信号中的每个电生理信号，所述电解剖标测系统：
处理所述电生理信号以定义包括感兴趣的偏转的子区间；
仅分析所述子区间以识别所述电生理信号的一个或多个电生理特征；以及
将电生理数据点添加到电生理标测图，其中所述电生理数据点包括与测量所述电生理信号的位置相关联的所述电生理信号的一个或多个电生理特征。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述电生理信号包括由至少两个双极电描记图定义的全极电描记图。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，所述至少两个双极电描记图包括一对正交的双极电描记图。
19.根据权利要求16所述的方法，还包括所述电解剖标测系统在解剖模型上输出所述电生理标测图的图形表示。
20.根据权利要求16所述的方法，其中，所述子区间以所述感兴趣的偏转为中心。
21.一种电解剖标测系统，包括：
子区间定义处理器，其被配置为：
接收跨越一激活区间的电生理信号；
在所述电生理信号的所述激活区间内识别感兴趣的偏转；以及
定义围绕所述感兴趣的偏转的子区间；以及
标测处理器，其被配置为：
分析所述子区间以识别所述电生理信号的一个或多个电生理特征；以及
将电生理数据点添加到电生理标测图，其中所述电生理数据点包括与测量所述电生理信号的位置相关联的所述电生理信号的一个或多个电生理特征。
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