CN114652315A - 经由来自生理信号的近场识别改进心脏标测 - Google Patents

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Abstract

本发明题为“经由来自生理信号的近场识别改进心脏标测”。本发明提供了一种医疗系统。该医疗系统包括通信地耦合到探针的处理装置。该处理装置操作以使该医疗系统从该探针的电极接收生理信号并且通过使用来自一组电极的互信息将该生理信号分解成近场分量和远场分量。该处理装置操作以使该医疗系统将该近场分量用于在时间上定位波在该多个电极中的至少一个电极下行进的位置。

Description

经由来自生理信号的近场识别改进心脏标测
相关申请的交叉引用
本专利申请要求2020年12月22日提交的名称为“VT IMPROVEMENTS ANNOTATIONIMPROVEMENTS”的美国临时专利申请63/129,326的优先权，该专利申请据此以引用方式并入，如同在本专利申请中完整示出一样，以用于所有目的。
技术领域
本文的系统和方法整体涉及信号处理的呈现。更具体地，本文的系统和方法经由来自生理信号的近场识别提供改进的心脏标测。
背景技术
心脏标测是心脏的详细三维标测图，其被生成以使得医疗专业人员(例如，医师)能够确定心律失常的来源的精确位置。医疗专业人员在执行规程诸如心脏消融以治疗心房纤颤时使用心脏的这些标测图像，心房纤颤是最常见类型的心律失常。
通常，当医师引导导管穿过患者的血管直到导管在心脏内部时，创建心脏的三维标测图。导管感测电活动，并且计算机算法指导心脏分析电活动。然而，这些计算机算法通常不适用于分析心室活动(左心室或右心室)，并且因此将需要附加的注释以用于心室标测。此外，这些计算机算法对远场干扰敏感。需要一种用于提取和分析电活动同时减少来自远场的干扰的系统和方法，该系统和方法例如将改进心室标测。
发明内容
根据一个或多个实施方案，提供了一种医疗系统。该医疗系统包括通信地耦合到一个或多个探针的处理装置。该处理装置操作以使医疗系统执行从一个或多个探针的多个电极接收生理信号；通过使用来自一组该多个电极的互信息将生理信号分解成近场分量和远场分量；以及将近场分量用于在时间上定位波在多个电极中的至少一个电极下行进的位置。
根据一个或多个实施方案，提供了一种方法。该方法由通信地耦合到一个或多个探针的处理装置实现。该方法包括从一个或多个探针的多个电极接收生理信号；通过使用来自一组该多个电极的互信息将生理信号分解成近场分量和远场分量；以及将近场分量用于在时间上定位波在多个电极中的至少一个电极下行进的位置。
根据一个或多个实施方案，本文的医疗系统和/或方法不是限制性的，并且可体现在设备、装置、环境、计算机程序产品等中的一者或多者中。
附图说明
通过以举例的方式结合附图提供的以下具体实施方式可得到更详细的理解，其中附图中类似的附图标号指示类似的元件，并且其中：
图1示出了根据一个或多个实施方案的示例性方法；
图2示出了根据一个或多个实施方案的示例性导管；
图3示出了根据一个或多个实施方案的图框；
图4示出了根据一个或多个实施方案的图形表示；
图5示出了根据一个或多个实施方案的曲线图；
图6示出了根据一个或多个实施方案的曲线图；
图7示出了根据一个或多个实施方案的曲线图；
图8示出了根据一个或多个实施方案的图框；
图9示出了根据一个或多个实施方案的图框；
图10是示出根据一个或多个实施方案的用于确定在进一步细化IC ECG信号的近场分量中利用的成本函数的方式的示意图；
图11是根据一个或多个实施方案的用于在医疗规程诸如标测规程期间改进心室活动的注释的示例性医疗系统的高级图示；并且
图12是根据一个或多个实施方案的按照某些具体实施的示例性医疗系统的详细示意图。
具体实施方式
本文的系统和方法整体涉及信号处理的呈现。更具体地，本文的系统和方法经由来自生理信号的近场识别提供改进的心脏标测。
通常，心律失常持续作为常见和危险的医学病症，在老年群体中尤为如此。对于具有正常窦性节律的患者，由心房、心室和兴奋传导组织构成的心脏在电刺激的作用下以同步、模式化方式搏动。对于具有心律失常的患者，心脏组织的异常区域不会像具有正常窦性节律的患者那样遵循与正常传导组织相关联的同步搏动周期。相反，心脏组织的异常区域不正常地向邻近组织传导，从而将心动周期打乱为非同步心律。之前已知这种异常传导发生于心脏的各个区域处，例如窦房(SA)结区域中、沿房室(AV)结和希氏束的传导通路或形成心室和心房心腔的壁的心肌组织中。
此外，包括房性心律失常在内的心律失常可为多子波折返型，其特征在于分散在心房腔室周围并通常自传播的电脉冲的多个异步环。另选地，或除多子波折返型外，诸如当心房内孤立的组织区域以快速重复的方式自主搏动时，心律失常还可具有病灶源。室性心动过速(V-tach或VT)是一种源于某一个心室的心动过速或快速心律。这是一种可能危及生命的心律失常，因为它可以导致心室纤颤和猝死。
基于导管消融的治疗可包括标测心脏组织的电特性(尤其是心内膜和心脏容量)，以及通过施加能量来对心脏组织进行选择性地消融。例如，心脏标测创建沿着心脏组织的波传播的电势的标测图(电压标测图)或到各种组织定位点的抵达时间的标测图(局部时间激动(LAT)标测图)，其可用于检测局部心脏组织功能障碍。消融，诸如基于心脏标测的消融，可停止或改变不需要的电信号从心脏的一个部分传播到另一部分。
消融过程通过形成非导电消融灶来损坏不需要的电通路。已经公开了多种用于形成消融灶的能量递送形式，并且包括使用微波、激光和更常见的射频能量来沿心脏组织壁形成传导阻滞。在标测然后消融的两步规程中，通常通过向心脏中插入含有一个或多个电传感器(或电极)的导管并获取多个点处的数据来感应并测量心脏中各个点的电活动。然后利用这些数据来选择拟加以消融的心内膜目标区域。
如本文所述，通过心脏标测，生成心脏的详细三维标测图，以使得医疗专业人员能够确定心律失常来源的精确位置并执行规程诸如心脏消融以治疗心房纤颤。根据一个或多个实施方案，当医疗专业人员引导导管穿过患者的血管直到导管在心脏内部时，可创建三维心脏标测图。导管感测电活动并提供可用于标测出心脏的三维计算机模型的生理信号。图像可被颜色编码以显示心脏的不同区域和其中的电活动。最终，心脏的整个电活动可被完全地标测出，并且医疗专业人员可准确地确定引起心律失常的异常电信号在哪里起源，并且可继续进行适当的治疗以消除异常电活动。
本文的系统和方法提供了标测引擎(即，存储在存储器上并且可由一个或多个处理器执行的软件)。标测引擎可包括引导心脏标测和消融规程的一个或多个计算机算法。与常规算法诸如波前、LPM(后期电位标测)、心室相干性、心室波纹和心房波纹相比，标测引擎被配置为分析心室活动(左心室或右心室)，以及心脏的其他活动。因此，根据一个或多个技术效果、优点和有益效果，标测引擎减少远场干扰(即，对远场干扰不敏感)，并且不需要附加的注释以用于心室标测(即，提供完整的标测)。
根据一个或多个实施方案，标测引擎从一个或多个探针的多个电极接收生理信号；通过使用来自一组该多个电极的互信息将生理信号分解成近场分量和远场分量；以及将近场分量用于在时间上定位波在多个电极中的至少一个电极下行进的位置。就这一点而言，标测引擎可生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值，并且将该一个或多个信号值作为输入提供给一个或多个算法或用于可视化。此外，标测引擎可生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值，并且将一个或多个信号值提供给显示装置以用于可视化。
根据一个或多个实施方案，标测引擎通过利用注释算法提取附加信号同时减少来自远场的干扰来改进注释心室活动。附加的注释也可用于改进常规算法。例如，标测引擎可呈现经滤波的信号(超出注释)。另外，标测引擎可利用具有多个单极测量电极的导管来推断什么是相互的/共同的以及什么是局部活动。注意，由每个电极感测的相互/共同活动(例如，互信息)可被认为是在整个心室中发生的共同接收的远场分量或电活动。此外，远场分量或电活动可基于它们远离电极的起源来限定，这可为厘米量级的距离。注意，由每个电极感测的局部活动可被认为是由每个电极直接检测到的近场分量或电活动。此外，近场分量或电活动可基于它们靠近电极的起源来限定，这可为毫米量级的距离。在一些情况下，与相对小振幅的近场分量相比，远场分量通过其相对大的振幅来识别。根据一个或多个实施方案，所识别的分量可由标测引擎提供给一个或多个算法以用于进一步分析和/或用于可视化。
图1是根据一个或多个实施方案的示例性方法100。方法300可由标测引擎体现。通常，方法100是经由来自生理信号的近场识别的改进的心脏标测的具体实施。进而，实现方法100的标测引擎可呈现用于解释该近场分量的信号。以此方式，标测引擎提供去除来自远场的干扰以改进心室标测的一个或多个技术效果、优点和有益效果。
方法100开始于框110，一个或多个探针相对于患者的心脏组织放置。一个或多个探针可由医疗专业人员放置。例如，一个或多个探针可由医疗专业人员通过患者的血管系统经皮插入患者的心脏中。
该一个或多个探针可各自包括至少一个电极。可将电极放置在皮肤上(即，生成体表生理信号)和/或使用专用探针放置在心脏内部(即，生成心内生理信号)。例如，根据一个或多个实施方案，出于采集用于诊断标测和/或递送治疗处理(例如，执行消融)的信息(即，生理信号)的目的，探针可以是导管或心脏导管，其配备有多种电极和/或传感器，诸如位置、电、压力、图像和/或温度传感器。导管的示例包括但不限于固定导管、可偏转导管、双向导管、单向导管、三尖瓣标测导管、晕圈形尖端导管、篮状导管和/或套索形导管。
转到图2，示出了可根据一个或多个实施方案按照某些具体实施利用的示例性导管200。示例性导管200可以是高密度标测导管，并且可包括但不限于包括提供一个或多个生理信号(如由M1、M2、M3和M4表示)的电极205。例如，电极205的数量可以是以任何成对组合布置的至少三(3)个。根据一个或多个实施方案，示例性导管200可包括至少五个(5)臂，并且在一些情况下，八个(8)或更多个臂，并且电极205可包括成对定位或彼此间隔开1毫米或2毫米耦合(例如，更高密度改善性能)的二十(20)或四十八(48)个单极电极。此外，示例性导管200可以是Biosense
Figure BDA0003425747880000051
的OCTARAYTM标测导管和/或
Figure BDA0003425747880000052
NAV ECO高密度标测导管。
返回图1，在框115处，标测引擎从一个或多个探针的多个电极接收生理信号。标测引擎可通信地耦合到一个或多个探针，以实时接收生理信号或用于存储。
在框130处，标测引擎分解生理信号。
例如，标测引擎执行包括分解生理信号的心电图(ECG)和/或心内电描记图(ICEG)。ECG/ICEG是使用多个电极的生理信号(例如，利用ICEG，这些电极中的至少一个电极在心脏内部)分解/分析/记录一段时间内心脏电活动的过程。即，该一个或多个探针的多个电极检测并提供这些信号(也称为生理信号)，标测引擎使用这些信号来识别在每次心跳期间由心肌的去极化的电生理模式引起的小的电变化。例如，可在一段时间内(诸如10秒)执行ECG/ICEG。以这种方式，在整个心动周期的每个时刻捕集在心脏处的电去极化的总体大小和方向。ECG/ICEG可在诊断或治疗规程期间进行记录。该过程持续时间可从数十分钟变化至几小时。在每个治疗规程期间，通常存在几十个消融期(ablation session)，例如，每个消融期持续几秒钟至高达大约1分钟。
因此，一般来讲，对于医疗专业人员，ECG/ICEG传达关于心脏结构及其电传导系统功能的大量信息。即，在每次心跳期间，健康的心脏具有有序的去极化进程。这种有序的去极化模式产生特征性ECG/ICEG描记线。并且，除其他外，ECG/ICEG可用于测量心跳的速率和节律、心室的尺寸和位置、对心脏的肌肉细胞或传导系统的任何损伤的存在、心脏药物的作用以及植入的起搏器的功能。标测引擎提供了ECG/ICEG的信号解释的技术效果、优点和有益效果，以支持基本上理解心脏的电传导系统，因为正常传导以可预测的模式开始和传播，并且与该模式的偏离可以是正常变化或是病理性的。注意，标测引擎可被认为是心电图仪，而标测引擎的测试和输出可以被认为是心电描记法和心电图(即，电压对时间的曲线图)。为了简明起见，心电描记法、心电图仪和心电图在本文中均可被称为ECG，并且也可被称为EKG。
根据一个或多个实施方案，当电活动跨心脏组织传播时，标测引擎可以原始ECG信号波形式识别生理信号的电活动。医疗专业人员以及旨在正确识别组织内的激动的传播(波前、LPM、波纹等)的各种算法对近场分量感兴趣。因此，期望隔离/不使用/去除/丢弃来自远场信号的干扰以改进标测。
以举例的方式，标测引擎可通过使用来自一组该多个电极的互信息将生理信号分解成近场分量和远场分量。互信息包括生理信号的远场分量，其等同于由一个或多个探针共同接收并且在整个心脏中发生的电活动。在一些情况下，远场分量可基于它们远离电极的起源来限定，这可为厘米量级的距离。注意，由每个电极感测的局部活动可被认为是由每个电极单独地和/或直接地检测的近场分量。此外，近场分量可基于它们靠近电极的起源来限定，这可为毫米量级的距离。在一些情况下，相对于近场分量的小振幅，远场分量具有大振幅。
注意，为了确定来自心脏的电传导系统的可用信号，需要对所测量的信号(即，所接收的生理信号)进行滤波以去除任何不需要的和杂散的信号。更具体地，在子框145处，标测引擎可消除生理信号中在形态上不同于任何剩余原始信号的原始信号。这种消除可在计算信号投影之前发生(如本文关于图7进一步描述的，复合波764.2和764.3)。
在子框150处，标测引擎利用剩余的原始信号(即，多个原始ECG信号波)来确定信号投影。信号投影可包括复制远场分量的形态的参考信号。公开了计算信号投影的变量。根据一个或多个实施方案，信号投影可以是旨在在形态上尽可能接近远场分量的信号的初始估计。以举例的方式，当使用平均值平均来产生信号投影时，信号投影可被称为如本文所述的总体均值。
转到图3，图框300表示根据一个或多个实施方案的心脏(包括健康组织的区域和结疤或患病组织的区域)内的心脏组织和波传播。图框300具体示出了心脏内的心室活动的表示，即，位于心脏的心室(右心室或左心室)内的心脏组织310的区段。心脏组织310的区段包括由加粗线划分的两个结疤或患病组织的区域314。心脏组织的窄条318被示出为位于患病组织314的两个环绕区域之间，其类似于窄通道并且通常被称为峡部。
聚焦激动点322是发起激发电波以传播通过心脏组织310的位置。聚焦激动点322可以是心脏细胞的集合。另选地，聚焦激动点322可以是由插入心脏中的心脏导管提供的刺激。ECG原始信号波326，也称为等时线，从聚焦激动点322向外辐射。当ECG原始信号波326向外传播时，ECG原始信号波326不能穿透患病组织314的两个区域。因此，每个ECG原始信号波326的一部分必须沿着上部分支330和下部分支334在患病组织314的区域周围行进，信号波326的上部分支330和下部分支334中的每个分支被称为远场分量。信号波326的剩余部分行进穿过窄通道318或峡部，并且被称为近场分量，其是标测引擎和执行心脏标测的医疗专业人员主要感兴趣的信号波的部分。
窄通道318的心脏组织通常比其周围的患病组织314的病变程度小，并且足够健康以允许信号波326的近场分量行进穿过其中，尽管速率比沿着上部分支330和下部分支334以及在患病组织314的区域周围行进的信号波326的远场分量显著更慢。当与信号波326的远场分量在患病组织314的区域周围沿上部分支330和下部分支334行进的传播速率相比时，信号波326的近场分量穿过心脏组织310的窄通道318的传播速率相对较慢。向外的波比行进穿过峡部的波行进得更快，如由该区域中等时线的拥挤所表示的。缓慢的传播导致信号波326的近场分量从窄通道318中延迟离开，这可能引起新的(折返)波，因为重要组织的难治性端部允许再激发。因此，当信号波326离开窄通道318时，检测它们的近场分量是至关重要的。
可将一个或多个探针/导管插入心脏内并放置在窄通道318的区域内。导管可包括一个或多个单极测量电极361、362和363，它们被布置成定位在窄通道318内，以便测量信号波326的近场分量在它们行进穿过窄通道318时的传播。例如，第一单极测量电极361可被定位成靠近窄通道318的入口端，如由传播穿过窄通道318的信号波326的近场分量的行进方向所限定的。第二单极测量电极362可被居中定位在窄通道318内。第三单极测量电极363可被定位在窄通道318的出口端附近，如由传播穿过其中的近场分量的行进方向所限定的。
在信号波326从聚焦激动点322跨心脏组织310传播期间，多电极导管的单极测量电极361、362和363被布置成检测来自信号波326、近场分量和远场分量的电活动。本发明的一个目的是将近场分量与远场分量分离，以更精确地分析近场分量。
现在参考图4，示出了图形表示401、402和403。为了简洁和易于解释，在图4的描述中重复使用支持图形表示401、402和403的图1至图3的项目。图形表示401、402和403示出了根据一个或多个实施方案的跨心脏组织310的区段传播并且由位于心脏组织310的不同位置处的单极测量电极361、362和363检测的单个心脏信号波326。即，图形表示401、402和403分别示出了单极测量电极361、362和363上的单个心脏信号波326的形态(或形状)。单个心脏信号波326通常以或多或少类似于正弦波的形状来表示。当单个心脏信号波326行进穿过窄通道318时，在窄通道318内的三个不同位置处测量该信号波，多电极导管的三个单极测量电极361、362和363位于该三个不同位置处。在每个图形表示401、402和403中，单个心脏信号波326包括在450处圈出的近场分量。近场分量450的形状包括峰值，由于其尺寸相对较小，因此可用小写的r表示并且有时被表示为“rS”。当单个心脏信号波326到达窄通道318内的每个单极测量电极361、362和363时，近场分量450被检测。根据一个或多个实施方案，当与单个心脏信号波326的总尺寸相比时，近场分量450被示出为小的陷波部分。单个心脏信号波326的剩余部分表示远场分量454。
当与远场分量454相比时，近场分量450具有相对小的振幅，因为在窄通道318内在单极测量电极附近被激动的心脏组织相对少。信号的振幅与每单位时间被激动的组织的量相关，其在窄通道318内相对较小。图1和图2一起表明，当单个心脏信号波326的近场分量450行进穿过窄通道318时，单个心脏信号波326以比远场分量454慢得多的速率传播。如图形表示401中所示，多电极导管的单极测量电极461在检测到近场分量450之前已检测到远场分量的显著部分。在图形表示402中，单极测量电极462在检测到近场分量450之前已检测到远场分量454的主要部分。在图形表示404中，在检测到近场分量450之前，单个心脏信号波326的远场分量454几乎完全穿过位于窄通道318的出口端附近的单极测量电极363。离开窄通道的此类延迟的近场分量450可导致折返环路的产生，这可导致室性心动过速。因此，希望通过消除远场分量将注意力聚焦在近场分量450上。
现在参考图5，示出了根据一个或多个实施方案的曲线图501、502和503。这些曲线图501、502和503示出了示例性原始ECG信号501和分解成包括远场分量502和近场分量503的组成部分。注意，电压沿y轴绘制，并且时间沿x轴绘制。示例性原始ECG信号501是由单极测量电极361检测到的原始ECG单个心脏信号波326的示例，并且其分解成包括远场分量454(例如，远场分量502)和近场分量450(例如，近场分量503)的其组成部分。
根据一个或多个实施方案，标测引擎提供原始ECG单个心脏信号波326或将其分解成其远场分量454和近场分量450。由于远场分量454处于距单极测量电极361、362和363相对较大的距离处，所以由电极检测到的信号的远场分量454随时间的变化率相对较慢，如由图5的曲线图502的信号曲线524的相关平滑形状所指示的。同样，由于近场分量450处于距单极测量电极361、362和363相对较近的距离处，所以信号的近场分量450的随时间变化的变化率相对较快，如由图5的曲线图503的信号曲线550的更尖锐或更尖的形状所指示的，包括陡峭的负斜率。基于原始ECG单个心脏信号波326的所得形状，显而易见的是，近场分量450和远场分量454组合地示出位于图5的曲线图501的信号526信号的下行冲程526a上，而远场分量454单独地示出在上行冲程526b上。
根据一个或多个实施方案，标测引擎确定具有重置为空间时间变量的信号投影。转到图6，示出了曲线图601、602、603、604、605、606、607和608。这些曲线图601、602、603、604、605、606、607和608示出了由位于心脏组织310内的不同位置处的多电极导管的多个测量电极获得的原始ECG信号波626。检测到的原始ECG单个心脏信号波326中的每一者包括近场分量450和远场分量454。例如，信号投影可包括总体均值670，其是旨在在形态上尽可能接近远场分量454的平均信号的初始估计。标测引擎可使用总体均值平均方法来产生总体均值。然后，可从原始ECG信号波626中减去总体均值670信号，从而留下作为感兴趣信号的近场分量450。
例如，在曲线图601、602、603、604、605、606、607和608中示出的八个原始ECG信号波626可通过利用多电极导管的八个测量电极来获得。注意，所利用的测量电极的数量仅是示例性的，并且可采用更多或更少数量的测量电极来获得更多或更少数量的原始ECG信号波626。基于信号的形态、电极位置、在相似位置的先前搏动的远场分析期间接收到的先前信息，可动态地改变所使用的电极的数量。例如，可利用多电极导管的二十个测量电极。
然后平均原始ECG信号波626。因为被平均的原始ECG信号波326的远场分量454相对远离单极测量电极361、362和363，而不管测量电极在心脏组织内的位置，所以远场分量454在形态(形状)上看起来彼此非常相似并且高度相关。相比之下，因为近场分量450在距单极测量电极361、362和363相对近的范围内被检测到，这些电极被放置在心脏组织310内的不同位置处，所以近场分量450在形态上看起来彼此非常不同并且不相关。通过计算总原始ECG信号波626的平均值，在形态上从信号到信号或多或少相等并且高度相关的分量即远场分量454在平均过程期间将不被消除。相比之下，由于从一个ECG信号到下一个ECG信号在形态上的差异，从一个测量电极到另一个测量电极在形态上不同并且不相关的分量即近场分量450将被消除。当计算平均值时，近场分量450被消除，从而留下具有近似远场分量454的形态的参考信号。另选地，代替如上所述使用原始ECG信号，可利用从原始ECG信号导出的降低维度的信号。此类投影的示例是使用主分量分析(PCA)、奇异减值分解(SVD)和/或滤波器组和小波的形式。一旦原始ECG信号波626被分解，标测引擎就可进行方法100并且重组(完全或以减小的维度)近场分量450和远场分量454。
根据一个或多个实施方案，标测引擎确定具有重置为时间变量的信号投影。例如，在某些情况下，标测引擎可能不需要放置在心脏组织内不同位置处的多电极导管的多个电极来获得用于计算总体均值的多个原始ECG信号。因此，标测引擎可实现用于利用从导管的单个电极获得的单个信号来计算总体均值的方法。即，利用单个测量电极来检测预定时间段期间原始ECG单个心脏信号波326的多个区段。转到图7的曲线图700，感兴趣的每个区段被称为复合波760。通常，原始ECG信号726的基线762或平坦部分不是临床感兴趣的并且被排除在复合波760之外。当心脏搏动在电极下通过时，原始ECG信号726从基线762上升，直到其达到某一值，即峰768，并且随后非常迅速地落到谷776，并且随后逐渐返回到基线762。复合波760是原始ECG单个心脏信号波326的感兴趣部分。
此外，如图7所示，在2.5秒的时间段期间由单个测量电极检测到原始ECG信号326的八个复合波760。从其获得复合波760的原始ECG信号326可以是心动过速，诸如房性或室性心动过速，或者可以是正常窦性心律。原始ECG信号26内的每个复合波760包括峰768、谷776和其他特征。每个复合波760被示出为定位在矩形帧764内。每个帧764表示对应于每个复合波760发生的经过时间的时间间隔，例如，持续时间大约150毫秒。出于比较和平均复合波760在确定该时间变量计算下的总体均值780的目的利用帧764。每个复合波760的峰768(或向下倾斜的起点)可用作由垂直线772划分的锚点或基准标记。另选地，谷776或所有复合波760共有的任何其他特征可用作标记的锚点。由于沿着原始ECG信号326的每个复合波760发生的时间间隔不一定是恒定的，因此锚点可用作将复合波760彼此比较以确定总体均值780的参考。特别地，一旦针对每个复合波760建立并用垂直线772划分了锚点，则可围绕锚点772限定帧764。例如，帧764.1的第一侧A可通过向垂直线772.1的左侧移动50毫秒来限定。同样，帧764.1的第二侧B可通过向垂直线772.1的右侧移动100毫秒来限定。应当理解，这些帧可以其他方式来限定，例如，可利用其他时间间隔来确定帧764的尺寸。例如，复合波760可在50毫秒与200毫秒之间宽，从而需要较大的帧764。另选地，可将间隔自动限定为搏动间隔的分数，即，在ECG信号326的整个过程的垂直线之间测量的平均间隔。以此方式，如在帧764内捕获的整个复合波760可从原始信号326的剩余部分分段并且与其他复合波760求平均以达到总体均值780，其中近场分量450被消除，从而留下具有近似于远场分量454的形态的参考信号。
根据一个或多个实施方案，本文描述的时间变量总体均值可应用于以上结合空间时间变量的总体均值讨论的信号中的每一者，以组合用于计算总体均值的两种方法。
根据一个或多个实施方案，在上述时间变量总体均值下，在计算总体均值之前，可滤波掉形态上与组中的剩余复合波760不同或不是很相关的复合波760。例如，图7示出了发生在心房中的心动过速，其中从左起的组中的前三个复合波760表示心房激动并且在形态上彼此非常相似。相比之下，组中的第四复合波764.2(突出显示)在形态上与前三个不同，并且可表示心室激动。同样，图7中最右边的复合波764.3也被突出显示，在形态上与组中的其他复合波不同。这些在形态上不同的复合波764.2和764.3可在总体均值计算之前被消除。此类形态上不同的复合波764.2和764.3可通过计算复合波760之间的互相关性并滤波掉与组内的剩余复合波760不充分相关的任何复合波来识别。
返回到图1的方法100，在子框155处，标测引擎将一个或多个滤波器应用于参考信号和原始ECG信号波。用于该应用的示例性滤波器可以是自适应有限脉冲响应(AFIR)滤波器。适用于该应用的其他示例性滤波器可包括诸如无限脉冲响应滤波器的一类线性滤波器内的滤波器，以及诸如中值滤波器或形态滤波器的一类非线性滤波器内的滤波器。对参考信号进行滤波以进一步细化。
根据一个或多个实施方案，标测引擎实现根据图8至图10的子框155。图8至图10分别示出了图框800、900和1000。示意图1000示出了标测引擎的自适应有限脉冲响应(AFIRBIP)滤波器结构的操作。根据一个或多个实施方案，标测引擎的AFIRBIP滤波器结构细化ICECG信号的近场分量。
现在参考图800，其中示出了说明使用AFIRBIP滤波器结构以基于参考信号输入进一步细化远场分量454的近似值的示意图。在该图的左手侧，示出了两个单极IC ECG信号(IC ECG1和IC ECG2)，其可由如上所述在心脏组织内彼此接近定位的两个单独的单极电极记录。两个单独的单极信号(IC ECG1和IC ECG2)被示出为输入到808a和808b处指示的相应自适应有限脉冲AFIRBIP滤波器结构中。(通过将两个单极信号IC ECG1和IC ECG2彼此相减，可获得双极值。)另外，在图的左手侧，示出了通过上述总体均值计算中的一者产生的两个参考信号(参考)，其被输入到AFIRBIP滤波器结构808a和808b中的相应一者中。参考信号中的每个参考信号已被产生并对应于单极信号(IC ECG1和IC ECG2)中的一个单极信号。AFIRBIP滤波器结构808a和808b的所得输出是远场分量的更好调谐的或改进的近似值，在IC ECG1ff和IC ECG2ff处指示。在右手方向上移动，这些远场分量(IC ECG1ff和IC ECG2ff)中的每个远场分量然后通过被输入到中值滤波器824和双向移动平均滤波器828中而被后处理。在操作832和833处，将每个相应远场分量(IC ECG1ff和IC ECG2ff)从其相应的原始单极信号(IC ECG1和IC ECG2)中减去(如由负号指示)，以获得与单极信号(IC ECG1和IC ECG2)中的每个单极信号相关联的近场分量的近似值(IC ECG1nf和IC ECG2nf)。在图5中的503处也示出了该近场分量。
在图9的图框900中提供了AIFRBIP滤波器结构808A和808b的更详细呈现。在图框900的左手侧处，两个参考信号连同两个单极信号(IC ECG1和IC ECG2)被示出为输入到相应的自适应有限脉冲AFIRBIP滤波器结构908a和908b中，从而产生由(IC ECG1ff和ICECG2ff)指示的更好调谐的远场分量。在操作932和933处，然后将估计的远场分量(ICECG1ff和IC ECG2ff)从其相应的单极信号(IC ECG1和IC ECG2)中减去以获得近场分量的近似值(IC ECG1nf和IC ECG2nf)。图9中描述的过程提供了用于确定成本函数(cost1k和cost2k)的输出，如图10中所述。成本函数用于测量远场分量的细化程度或估计质量。如图9的右手侧所示，这些输出包括估计的远场分量(IC ECG1ff和IC ECG2ff)、原始双极值(ICECG1-IC ECG2)和双极近场分量估计(IC ECG1nf-IC ECG2nf)。如图9所示，图10中计算的成本函数在图9中被用于适配或调整在框940和944处指示的滤波器权重因子(W1k(n)和LMS)，以获得远场分量的更精细的估计(IC ECG1ff和IC ECG2ff)。
现在参考图10，提供了描述用于利用来自图9的输出和其他输入来测量成本函数的值的方式的示意图1000。AFIRBIT滤波器结构908a和908b经历迭代过程以优化IC ECG信号的远场分量的值，即(IC ECG1ff和IC ECG2ff)，然后可从其相应的原始单极信号(IC ECG1和IC ECG2)中减去该远场分量的值，以获得近场分量的近似值(IC ECG1nf和IC ECG2nf)。
如图10所示，基于从图9获得的输入和其他输入来计算相对于第一IC ECG信号(ICECG1)的成本值(cost1k)；并且基于从图9获得的输入和其他输入来计算相对于第二IC ECG信号(IC ECG2)的成本值(cost2k)。首先，成本函数的值(cost1k和cost2k)可能不期望地高。然后，在框944(图9)处，这些成本值可被携带回到AFIRBIT滤波器结构908a和908b，其中可对框940和944处指示的滤波器权重因子(W1k(n)和LMS)的系数进行调整，以获得远场分量(IC ECG1ff和IC ECG2ff)的更精细的估计。作为这些调整的结果，可获得图9中所示的输出的新值，然后可利用该新值来计算如图10中所示的成本函数(cost1k和cost2k)的新值。随着迭代继续，成本函数(cost1k和cost2k)的后续值可基于对滤波器权重因子的调整而继续减小，直到成本函数(cost1k和cost2k)的值达到预定最小阈值，也称为误差表面。一旦已达到误差表面或最小值，迭代过程就可停止产生优化的IC ECG远场分量值，可将其从原始单极信号中减去以获得优化的IC ECG近场值。
继续图10，该图被分解成四个分支：1006处指示的双极分支、1008处指示的上部单极分支、1012处指示的下部单极分支和1016处指示的远场分支。在双极分支806的开始处，将原始信号被彼此相减(IC ECG1-IC ECG2)以获得原始的双极值。然后，可将IC ECG信号的近场分量彼此相减(IC ECG1nf-IC ECG2nf)以获得差值，然后可从原始双极值中减去该差值。该差值的绝对值是成本值costB_a。然后，成本值costB_a可乘以权重因子(在0与1之间)以获得在COSTB_a处指示的与双极信号相关的权重成本。权重因子为零指示成本值将不会影响下面讨论的求和框。较大值的权重因子将导致成本值在下面讨论的求和框中具有更大影响。
在远场分支1016处，将信号的远场分量彼此相减(IC ECG1ff-IC ECG2ff)，然后该差值可乘以例如在0与1之间的权重因子，以获得在COSTB_b处指示的权重成本。
对于上部单极分支1008，可从IC ECG1原始信号中减去IC ECG2原始信号以获得双极值。然后，可从IC ECG1nf分量值中减去该值。该差值的绝对值被表示为costU1_a。在操作1016处，可将costU1_a值乘以权重因子(例如，在0与1之间)，以获得在COSTU1_a处指示的权重成本。同样，感兴趣的是IC ECG1ff远场分量偏离IC ECG1信号有多远。因此，可从IC ECG1信号中减去远场分量IC ECG1ff以获得差值，其绝对值是成本costU1_b。在操作1020处，可将costU1_b值乘以例如在0与1之间的权重因子，以获得在COSTU1_b处指示的权重成本。在操作1024处，与上部单极分支相关联的COSTU1_a和COSTU1_b值可在求和框中与原始双极值COSTB_a和远场值COSTB-b求和以到达cost1k。
类似地，对于下部单极分支1012，可从IC ECG1原始信号中减去IC ECG2原始信号以获得双极值。然后，可从IC ECG2nf近场分量值中减去该值。该差值的绝对值被表示为costU2_a。在操作1028处，可将costU2_a值乘以权重因子(例如，在0与1之间)，以获得在COSTU2_a处指示的权重成本。同样，感兴趣的是IC ECG2ff远场分量偏离IC ECG2信号有多远。因此，可从IC ECG2信号中减去远场分量IC ECG2ff以获得差值，其绝对值是costU2_b。在操作1032处，可将costU2_b值乘以例如在0与1之间的权重因子，以获得在COSTU2_b处指示的权重成本。在步骤1034处，与下部单极分支相关联的COSTU2_a和COSTU2_b值可在求和框处与原始双极值COSTB_a和远场值COSTB_b求和以到达cost2k。总之，采用了六个权重因子，即COSTB_a、COSTU1_a、COSTU1_b、COSTU2_a、COSTU2_b和COSTB_b。
返回参考图9，如上所述，从图10获得的cost1_k和cost2_k值被用作在940和944处到W1k(n)和LMS框的cost1(n)和cost2(n)处的输入。利用这些成本输入，W1k(n)和LMS框生成一组新的权重因子，该组新的权重因子被应用于确定如图10中所讨论的新的成本值。在每次迭代时适当地重新调整权重因子的情况下，成本值(cost1k和cost2k)继续减小，直到成本值(cost1k和cost2k)达到预定最小阈值，也称为误差表面。成本可与心室活动的特定形态(诸如多态性VT)相关。如果存在几种活动，则它们的来源可能不同，并且远场的投影将不同，从而导致不同的最佳成本。一旦已达到误差表面或最小值，迭代过程就可停止产生优化的IC ECG远场分量值，可将其从原始IC ECG信号中减去以获得优化的近场信号。除了上述之外，出于最小化成本值(cost1k和cost2k)的目的，应用了其他算法。例如，此类算法可包括RLS、LXP、归一化LMS、LMS-牛顿算法等。当成本高时，或者当估计导致远场未被充分减小的结论时，这可用作不基于这些特定搏动进行注释的指示。
返回到图1的方法100，在子框160处，标测引擎从原始ECG信号中分离/去除/丢弃进一步细化的参考信号(即，远场分量)，以生成基本上没有远场分量的近场信号。
在框180处，标测引擎将近场分量用于在时间上定位波在多个电极中的至少一个电极下行进的位置。根据一个或多个实施方案，标测引擎生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值。这些信号值可作为输入被提供给标测引擎的一个或多个算法(例如，以理解传导模式及其偏差)、提供给标测引擎以用于生理信号的可视化等。就这一点而言，例如，标测引擎可将输入作为经滤波的信号提供给一个或多个注释算法以提取附加信号。标测引擎还可将输入提供给进一步确定和分析局部活动的一个或多个计算机算法。标测引擎还可通信地耦合到输出装置以将经处理的近场分量输出在诸如显示器上。另选地，信号波可仅包括远场分量，诸如在疤痕组织中。因此，标测引擎的方法100提供了ECG/ICEG的信号解释的技术效果、优点和有益效果，以支持基本上理解心脏的电传导系统，因为正常传导以可预测的模式开始和传播，并且与该模式的偏离可以是正常变化或是病理性的。
图11是用于在医疗规程诸如标测规程期间改进心室活动的注释以及控制受试者内的各种探针的部署的示例性医疗系统1100的高级图示。示例性系统1100包括探针1110(诸如心内导管)、控制台1120和相关探针控制单元1112。如本文所述，应当理解探针1110用于诊断或治疗处理，例如像用于标测患者1102的心脏1103中的电势或执行消融规程。另选地，以必要的变更，探针1110可用于心脏1103、肺中或其他身体器官和耳鼻喉(ENT)手术中的其他治疗和/或诊断用途。
操作者1130可例如使用探针控制单元1112将探针1110插入到患者1102的血管系统中，以使得探针1110的远侧端部1114进入患者心脏1103的腔室。控制台1120可使用磁场方位感测来确定心脏1103内的远侧端部1114的方位坐标。为了确定位置坐标，控制台1120中的驱动电路1122可驱动磁场发生器1124，以在患者1102体内产生磁场。场发生器1124可包括在患者1102体外的已知位置处可放置在患者1103的躯干下方的线圈。这些线圈可在容纳心脏1103的预定工作空间内产生磁场。
探针1110的远侧端部1114内的位置传感器1126可响应于这些磁场而产生电信号。信号处理器1140可处理这些信号，以便确定远侧端部1114的位置坐标，通常包括位置和取向坐标二者。上文所述的位置感测的已知方法在Biosense Webster Inc.(Diamond Bar,Calif.)生产的CARTOTM标测系统中实现，并且在本文引述的专利和专利申请中详细描述。
位置传感器1126被配置成将指示远侧端部1114的位置坐标的信号传输至控制台1120。位置传感器1126可包括一个或多个微型线圈，并且通常可包括多个沿不同轴取向的线圈。另选地，位置传感器1126可包括任一类型的磁传感器、或其他类型的位置转换器，诸如基于阻抗的位置传感器或超声位置传感器。
探针1110还可包括被包含在远侧端部1114内的力传感器1128。力传感器1128可测量由远侧端部1114施加到心脏1103的心内膜组织的力并产生发送到控制台1120的信号。力传感器1128可包括由远侧端部1114中的弹簧连接的磁场发射器和接收器，并且可基于测量弹簧的偏转来产生力的指示。这种类型的探针和力传感器的进一步细节在如同完整阐述般以引用方式并入本文的美国专利申请公布2009/0093806和2009/0138007中描述。另选地，远侧端部1114可包括可使用例如光纤或阻抗测量的另一类型的力传感器。
探针1110可包括电极1130，该电极耦合到远侧端部1114并被配置成用作基于阻抗的位置传感器。除此之外或另选地，电极1130可被配置成测量某种生理特性，例如在多个位置中的一者或多者处的心脏组织的局部表面电势。电极1130可被配置成施加射频(RF)能量以消融心脏1103中的心内膜组织。
虽然示例医疗系统1100可被配置成使用基于磁的传感器来测量远侧端部1114的位置，但可使用其他位置跟踪技术(例如，基于阻抗的传感器)。磁位置跟踪技术在例如美国专利5,391,199、5,443,489、6,788,967、6,690,963、5,558,091、6,172,499和6,177,792中描述，并且它们如同完整阐述般以引用方式并入本文。基于阻抗的位置跟踪技术在例如美国专利No.5,983,126、No.6,456,864和No.5,944,022中有所描述，并且如同完全列出一般以引用的方式并入本文。
信号处理器1140可包括在通用计算机中，所述通用计算机具有用于从探针1110接收信号并对控制台1120的其他部件进行控制的合适的前端和接口电路。信号处理器1140可使用软件来编程以进行本文描述的功能。例如，该软件可通过网络以电子形式被下载到控制台1120，或者其可设置在非临时性有形介质诸如光学、磁学或电子存储器介质上。另选地，信号处理器1140的一些或全部功能可由专用或可编程数字硬件部件执行。
在图11的示例中，控制台1120也可通过缆线1150连接到外部传感器1152。外部传感器1152可包括可使用例如粘合剂贴片附接到患者皮肤的身体表面电极和/或位置传感器。身体表面电极可检测由心脏组织的偏振和去偏振产生的电脉冲。位置传感器可使用高级导管位置和/或磁性位置传感器在使用期间定位探针1110。尽管图11中未示出，但外部传感器1152可嵌入在由患者1102穿戴的背心中。外部传感器1152可有助于识别和跟踪患者1103的呼吸周期。外部传感器1152可经由缆线1150将信息传输到控制台1120。
除此之外或另选地，探针1110和外部传感器1152可经由无线接口与控制台1120和彼此通信。例如，其公开内容以引用方式并入本文的美国专利6,266,551号尤其描述了无线导管，该导管不实体地连接到信号处理和/或计算设备。而是，发射器/接收器被附接到导管的近侧端部。发射器/接收器使用无线通信方法诸如红外(IR)、射频(RF)、无限、
Figure BDA0003425747880000191
或声学或其它传输装置与信号处理和/或计算机设备通信。
探针1110可配备有无线数字接口，该无线数字接口可与控制台1120中的对应输入/输出(I/O)接口1160通信。无线数字接口和I/O接口1160可根据本领域已知的任何合适的无线通信标准进行操作，诸如IR、RF、蓝牙、IEEE 802.11系列标准中的一个或HiperLAN标准。外部传感器1152可包括集成在挠性基底上的一个或多个无线传感器节点。该一个或多个无线传感器节点可包括能够实现本地数字信号处理的无线发射/接收单元(WTRU)、无线电链路和电源诸如微型可再充电电池。
无线数字接口和I/O接口1160可使控制台1120能够与探针1110和外部传感器1152相互作用。基于从外部传感器1152接收到的电脉冲和经由无线数字接口和I/O接口1160以及医疗系统1100的其他部件从探针1110接收到的信号，信号处理器1140可生成可在显示器1170上显示的信息1105。
图12是示例性医疗系统1200的更详细示意图，其可包括用于在医疗规程期间改进心室活动的注释的特征。可用于说明目的医疗系统1200，即心脏标测和消融系统，可包括但不限于以下部件中的任何部件：控制台系统1201；心外传感器1214；参考装置群集1215；能量源1219；和/或导管1220。
一个或多个操作者界面1218可以被一个或多个操作者用来与医疗系统1200交互并且控制医疗系统。一个或多个操作者界面1218可包括但不限于包括以下装置：键盘；触敏显示；和/或鼠标。一个或多个操作者界面1218可允许操作者访问和操纵视觉信息，并可向他们提供改变视图，以及标记和/或标注消融灶以保持跟踪用于个体患者的治疗策略的能力。医疗系统1200的操作者可包括但不限于包括以下：医师(例如电生理学家)，其可例如控制导管、采集和解释诊断并且执行消融规程；以及临床应用专家(CAS)，他们在规程期间担任医师的助手。
参考装置群集1215(例如，可被称为位置垫)可包括定位于患者1205下方的计算机控制的(例如，由一个或多个处理装置1202控制)磁体环。磁体可具有可用作周围空间中的磁场的原点参考的已知和固定的强度和位置值，并且可将参考信息提供到一个或多个处理装置1202以用于产生心脏的准确3D图像。
例如，一个或多个心外传感器1214可为患者1205的皮肤上的电极。一个或多个心外传感器1214可经由检测由于心脏的电生理模式而引起的皮肤上的电变化来检测心脏的电活动，并且向一个或多个处理装置1202提供关于电活动的信息以用于诊断心律失常并确定治疗规程。通过一个或多个心外传感器1214检测的心外信号的处理版本可显示在视觉显示装置1216上，例如在图形用户界面中(GUI)。
出于治疗和诊断目的，可在患者1205上使用一个或多个装置。在示例性医疗系统1200中，出于这些目的，示出并描述了一个或多个导管1220；然而，其它装置可用于诊断和/或治疗处理。当一个或多个导管1220用于在目标位置(例如，沿着路径的一个或多个位置)上执行消融时，例如通过施加RF能量，一个或多个导管1220可以从能量源1219接收RF能量，如可以由一个或多个处理装置1202所指示的。在一个示例中，一个或多个导管1220可直接从能量源1219请求RF能量。
根据一个或多个实施方案，本文提供了一种用于从原始单极电信号中去除远场分量的医疗系统。该医疗系统包括心脏导管，该心脏导管包括设置在其上的多个电极。该多个电极定位在心脏组织内彼此间隔开的位置处，并且捕获穿过心脏组织传输的原始单极电信号。每个原始单极电信号包括近场分量和远场分量。该医疗系统包括通信地耦合到导管的处理装置。该处理装置通过以下处理所捕获的原始单极电信号：从多个电极接收所捕获的原始单极电信号；计算所捕获的原始单极电信号的总体均值以生成估计远场分量的形态的参考信号；将滤波器应用于该参考信号和该原始单极电信号以生成作为远场分量的形态的改进估计的进一步细化的参考信号；以及从原始单极电信号中减去该进一步细化的参考信号以生成基本上没有远场分量的经处理的近场信号。该医疗系统包括用于输出经处理的近场分量的显示装置。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该医疗系统可包括中值滤波器。该处理装置可在从原始单极电信号中减去进一步细化的参考信号之前将中值滤波器应用于该进一步细化的参考信号。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该医疗系统可包括双向移动平均滤波器。该处理装置在从原始单极电信号中减去进一步细化的参考信号之前将双向移动平均滤波器应用于该进一步细化的参考信号。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该多个电极可包括两个或更多个电极。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该导管可包括成对定位的多个单极电极，其中每对彼此间隔开约2mm。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该多个单极电极可包括布置成10对的20个单极电极。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该滤波器可包括自适应有限脉冲响应滤波器、无限脉冲响应滤波器、线性滤波器、非线性滤波器和形态滤波器中的至少一种。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，滤波器可包括滤波器权重。该处理装置通过利用成本函数来处理所捕获的原始单极电信号，以测量进一步细化的参考信号的细化程度，并基于成本函数的值来调整滤波器权重以优化进一步细化的参考信号。
根据一个或多个实施方案，本文提供了一种用于从原始单极电信号中去除远场分量的医疗系统。该医疗系统包括心脏导管，该心脏导管包括设置在其上的单个电极，该单个电极定位在心脏组织内的某个位置处并且捕获包括多个心脏复合波的原始电信号。该多个心脏复合波中的每个心脏复合波包括近场分量和远场分量。该多个复合波在预定时间段内顺序地捕获。该医疗系统包括通信地耦合到导管的处理装置。该处理装置通过以下处理多个心脏复合波：从单个电极接收所捕获的多个心脏复合波；通过对多个心脏复合波进行平均来计算总体均值以生成近似于远场分量的形态的参考信号；将滤波器应用于该参考信号和该原始单极电信号以生成作为远场分量的形态的改进估计的进一步细化的参考信号；以及从原始单极电信号中减去该进一步细化的参考信号以生成基本上没有远场分量的经处理的近场信号。该医疗系统包括用于输出经处理的近场分量的显示装置。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该处理装置可计算所捕获的多个心脏复合波之中的相关阈值，将每个心脏复合波的形态与相关阈值进行比较，并且从多个心脏复合波中消除具有不满足或超过相关阈值的形态的任何心脏复合波。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该处理装置可通过选择多个心脏复合波中的每个心脏复合波共有的基准特征、对准多个心脏复合波中的每个心脏复合波中的基准特征以及比较多个心脏复合波的形态来对多个心脏复合波进行平均。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该基准特征可以是每个心脏复合波的峰、谷和最大斜率部分中的至少一种。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该自适应有限脉冲响应滤波器另外可包括滤波器权重。该处理装置可利用成本函数来测量进一步细化的参考信号的细化程度，并基于成本函数的值来调整滤波器权重以优化进一步细化的参考信号。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，捕获原始电信号可包括在正常窦性心律期间进行的多个心脏复合波。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，捕获原始电信号可包括在房性或室性心律失常期间进行的多个心脏复合波。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该滤波器可包括自适应有限脉冲响应滤波器、无限脉冲响应滤波器、线性滤波器、非线性滤波器和形态滤波器中的至少一种。
根据一个或多个实施方案，本文提供了一种用于从原始单极电信号中去除远场分量的方法。该方法包括利用心脏导管，该心脏导管包括设置在其上的多个电极。该多个电极定位在心脏组织内彼此间隔开的位置处，以捕获穿过心脏组织传输的原始单极电信号。每个原始单极电信号包括近场分量和远场分量。该方法包括通过以下处理所捕获的原始单极电信号：从多个电极接收所捕获的原始单极电信号；计算所捕获的原始单极电信号的总体均值以生成估计远场分量的形态的参考信号；将滤波器应用于该参考信号和该原始单极电信号以生成作为远场分量的形态的改进估计的进一步细化的参考信号；以及从原始单极电信号中减去该进一步细化的参考信号以生成基本上没有远场分量的经处理的近场信号。该方法包括将经处理的近场分量输出到显示装置。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该方法可包括在减去进一步细化的参考信号之前将中值滤波器应用于该进一步细化的参考信号。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该方法可包括在减去进一步细化的参考信号之前将双向移动平均滤波器应用于该进一步细化的参考信号。根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该方法滤波器可包括滤波器权重。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该方法可包括利用成本函数来测量进一步细化的参考信号的细化程度，并基于成本函数的值来调整滤波器权重以优化进一步细化的参考信号。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该滤波器可包括自适应有限脉冲响应滤波器、无限脉冲响应滤波器、线性滤波器、非线性滤波器和形态滤波器中的至少一种。
根据一个或多个实施方案，提供了一种医疗系统。该医疗系统包括通信地耦合到一个或多个探针的处理装置。该处理装置操作以使医疗系统执行从一个或多个探针的多个电极接收生理信号；通过使用来自一组该多个电极的互信息将生理信号分解成近场分量和远场分量；以及将近场分量用于在时间上定位波在多个电极中的至少一个电极下行进的位置。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该处理装置可生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值，并且将该一个或多个信号值作为输入提供给一个或多个算法或用于可视化。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，互信息可包括在整个心室中发生的电活动，该电活动通常由多个电极中的每个电极共同接收。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，远场分量可包括由多个电极中的每个电极在厘米量级的距离检测到的电活动。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，近场分量可包括由多个电极中的每个电极在毫米量级的距离检测到的电活动。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该一个或多个探针可包括心脏导管。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该导管的多个电极可包括成对定位的多个单极电极，其中每对彼此间隔开约1毫米或2毫米。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该多个单极电极可包括以任何成对配置布置的至少三个单极电极。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该多个电极可被定位在心脏组织内的彼此间隔开的位置处，并且被配置成捕获穿过心脏组织传输的生理信号。
根据本文的医疗系统实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该处理装置可生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值，并且可该将一个或多个信号值提供给显示装置以用于可视化。
根据一个或多个实施方案，提供了一种方法。该方法由通信地耦合到一个或多个探针的处理装置实现。该方法包括从一个或多个探针的多个电极接收生理信号；通过使用来自一组该多个电极的互信息将生理信号分解成近场分量和远场分量；以及将近场分量用于在时间上定位波在多个电极中的至少一个电极下行进的位置。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该处理装置可生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值，并且将该一个或多个信号值作为输入提供给一个或多个算法或用于可视化。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，互信息可包括在整个心室中发生的电活动，该电活动通常由多个电极中的每个电极共同接收。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，远场分量可包括由多个电极中的每个电极在厘米量级的距离检测到的电活动。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，近场分量可包括由多个电极中的每个电极在毫米量级的距离检测到的电活动。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该一个或多个探针可包括心脏导管。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该导管的多个电极可包括成对定位的多个单极电极，其中每对彼此间隔开约1毫米或2毫米。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该多个单极电极可包括以任何成对配置布置的至少三个单极电极。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该多个电极可被定位在心脏组织内的彼此间隔开的位置处，并且被配置成捕获穿过心脏组织传输的生理信号。
根据本文的方法实施方案中的一个或多个实施方案或任何实施方案，该处理装置可生成在时间上定位近场分量的一个或多个信号值，并且可该将一个或多个信号值提供给显示装置以用于可视化。
如本文所指出的，本文所公开的实施方案可包括处于任何可能的技术细节整合水平的装置、系统、方法和/或计算机程序产品。计算机程序产品可包括其上具有计算机可读程序指令的计算机可读存储介质(或多个介质)，该计算机可读程序指令用于使控制器执行本发明的各方面。
计算机可读存储介质可以是可保留和存储计算机可读程序指令的有形装置。计算机可读存储介质可以是例如但不限于电子存储装置、磁性存储装置、光学存储装置、电磁存储装置、半导体存储装置或前述的任何合适的组合。如本文所用，计算机可读存储介质不应理解为暂态信号本身，诸如无线电波或其他自由传播电磁波、传播通过波导或其他传输介质的电磁波(例如，穿过光纤电缆的光脉冲)或通过电线传输的电信号。
本文所述的计算机可读程序指令可经由例如带内通信的连接从装置、设备、计算机或外部存储装置传送和/或下载到相应控制器。用于执行本发明的操作的计算机可读程序指令可以是汇编指令、指令集架构(ISA)指令、机器指令、机器依赖指令、微码、固件指令、状态设置数据、集成电路的配置数据，或以一种或多种编程语言(包括面向对象的编程语言，诸如Smalltalk、C++等)和过程编程语言(诸如“C”编程语言或类似的编程语言)的任何组合编写的源代码或目标代码。在一些实施方案中，为了执行本发明的各方面，包括例如可编程逻辑电路、现场可编程门阵列(FPGA)或可编程逻辑阵列(PLA)的电子电路可通过利用计算机可读程序指令的状态信息来执行计算机可读程序指令以个性化电子电路。
附图中的流程图和框图示出了根据本发明的各种实施方案的装置、系统、方法和计算机程序产品的可能具体实施的架构、功能和操作。就这一点而言，流程图或框图中的每个框可表示指令的模块、区段或部分，该指令包括用于实现指定逻辑功能的一个或多个可执行指令。在一些替代具体实施中，框中标注的功能可不按附图中的流程图和框图中标注的顺序发生。例如，取决于所涉及的功能，连续示出的两个框实际上可基本上同时执行，或者框有时可以以相反的顺序执行。还应当注意，框图和/或流程图图示中的每个框以及框图和/或流程图图示中的框的组合可通过执行指定功能或动作的基于专用硬件的系统或者通过专用硬件和计算机指令的组合来实现。
应当了解，本文所用的术语只是为了描述具体实施方案的目的，并非旨在进行限制。如本文所用，除非上下文另有明确说明，否则单数形式“一个”、“一种”和“该/所述”包括复数指代。还应当理解，当在本文使用时，术语“包括”和/或“包含”指定所述特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件部件和/或其组的存在或添加。
本文对各种实施方案的描述是出于说明的目的而呈现的，但并非旨在穷举或限于所公开的实施方案。在不脱离所述实施方案的范围和实质的情况下，许多修改和变型对于本领域的普通技术人员而言将是显而易见的。选择本文所用的术语是为了最好地解释实施方案的原理、相对于市场上存在的技术的实际应用或技术改进，或者使得本领域的其他普通技术人员能够理解本文所公开的实施方案。

Claims (20)

1.一种医疗系统，所述医疗系统包括通信地耦合到一个或多个探针的处理装置，所述处理装置被配置成操作以使得所述医疗系统执行以下操作：
从所述一个或多个探针的多个电极接收生理信号；
通过使用来自一组所述多个电极的互信息将所述生理信号分解成近场分量和远场分量；以及
将所述近场分量用于在时间上定位波在所述多个电极中的至少一个电极下行进的位置。
2.根据权利要求1所述的医疗系统，其中，所述处理装置生成在时间上定位所述近场分量的一个或多个信号值，并且将所述一个或多个信号值作为输入提供给一个或多个算法。
3.根据权利要求1所述的医疗系统，其中，所述互信息包括在整个心室中发生的电活动，所述电活动由所述多个电极中的每个电极共同接收。
4.根据权利要求3所述的医疗系统，其中，所述远场分量包括由所述多个电极中的每个电极在厘米量级的距离检测到的电活动。
5.根据权利要求1所述的医疗系统，其中，所述近场分量包括由所述多个电极中的每个电极在毫米量级的距离检测到的电活动。
6.根据权利要求1所述的医疗系统，其中，所述一个或多个探针包括心脏导管。
7.根据权利要求6所述的医疗系统，其中，所述导管的所述多个电极包括成对定位的多个单极电极，其中每对彼此间隔开约1毫米或2毫米。
8.根据权利要求6所述的医疗系统，其中，所述多个单极电极包括以任何成对配置布置的至少三个单极电极。
9.根据权利要求1所述的医疗系统，其中，所述多个电极被定位在心脏组织内的彼此间隔开的位置处，并且被配置成捕获穿过所述心脏组织传输的所述生理信号。
10.根据权利要求1所述的医疗系统，其中，所述处理装置生成在时间上定位所述近场分量的一个或多个信号值，并且将所述一个或多个信号值提供给显示装置以用于可视化。
11.一种由通信地耦合到一个或多个探针的处理装置实现的方法，所述方法包括：
从所述一个或多个探针的多个电极接收生理信号；
通过使用来自一组所述多个电极的互信息将所述生理信号分解成近场分量和远场分量；以及
将所述近场分量用于在时间上定位波在所述多个电极中的至少一个电极下行进的位置。
12.根据权利要求11所述的方法，其中，所述处理装置生成在时间上定位所述近场分量的一个或多个信号值，并且将所述一个或多个信号值作为输入提供给一个或多个算法或用于可视化。
13.根据权利要求11所述的方法，其中，所述互信息包括在整个心室中发生的电活动，所述电活动由所述多个电极中的每个电极共同接收。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述远场分量包括由所述多个电极中的每个电极在厘米量级的距离检测到的电活动。
15.根据权利要求11所述的方法，其中，所述近场分量包括由所述多个电极中的每个电极在毫米量级的距离检测到的电活动。
16.根据权利要求11所述的方法，其中，所述一个或多个探针包括心脏导管。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，所述导管的所述多个电极包括成对定位的多个单极电极，其中每对彼此间隔开约1毫米或2毫米。
18.根据权利要求16所述的方法，其中，所述多个单极电极包括以任何成对配置布置的至少三个单极电极。
19.根据权利要求11所述的医疗系统，其中，所述多个电极被定位在心脏组织内的彼此间隔开的位置处，并且被配置成捕获穿过所述心脏组织传输的所述生理信号。
20.根据权利要求11所述的方法，其中，所述处理装置生成在时间上定位所述近场分量的一个或多个信号值，并且将所述一个或多个信号值提供给显示装置以用于可视化。
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