CN117897097A - 用于生成在电生理学过程中使用的呼吸信号的方法和系统 - Google Patents

用于生成在电生理学过程中使用的呼吸信号的方法和系统 Download PDF

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Abstract

可以根据从多个贴片电极接收的非驱动阻抗信号在电解剖标测系统内生成呼吸信号。非驱动阻抗信号用于定义参考呼吸信号。然后可以将非驱动阻抗信号的子集中的每个信号与参考呼吸信号进行比较，以确定极性值；还可以计算将非驱动阻抗信号归一化的缩放因子。将极性值和缩放因子应用于非驱动阻抗信号，以生成加权的非驱动阻抗信号，然后可以将加权的非驱动阻抗信号求和为复合呼吸信号。复合呼吸信号又可以受制于其自身的极性值和缩放因子，以供实时使用(例如，用于门控数据收集、呼吸补偿、不规则呼吸的检测等)。

Description

用于生成在电生理学过程中使用的呼吸信号的方法和系统
相关申请的交叉引用
本申请要求2021年8月26日提交的美国临时申请第63/237,269号的权益，该申请通过引用结合于此，如同在本文中完整阐述一样。
技术领域
本公开大体上涉及电生理学过程，例如，心脏诊断和治疗过程，包括电生理学标测和心脏消融。本公开尤其涉及生成在这种电生理学过程中使用的复合呼吸信号。
背景技术
已知在各种电生理学过程中使用呼吸信号。例如，呼吸信号可用于门控、检测不规则呼吸以及补偿电生理标测期间的某种运动(例如，美国专利第7,263,397号中所述，该专利通过引用结合于此，如同在本文中完整阐述一样)。
在许多现存的电解剖标测系统中，呼吸信号源自一个或多个体表(例如，贴片)电极的阻抗测量。然而，由于这种电极放置的变化以及环境和生理条件的变化，这些阻抗信号可能表现出某些缺点，包括基线漂移、低幅度或极性反转。这些缺点会导致不正确的门控、不规则呼吸的假阳性或假阴性检测以及呼吸运动补偿算法中的错误。这又会导致电生理学导管运动伪影。
发明内容
本公开提供了一种在电解剖标测系统中生成呼吸信号的方法。根据本公开的方面，该方法包括电解剖标测系统：从多个贴片电极接收多个非驱动阻抗信号；使用多个非驱动阻抗信号定义参考呼吸信号；针对多个非驱动阻抗信号的子集中的每个非驱动阻抗信号：计算非驱动阻抗信号的极性值；以及计算非驱动阻抗信号的缩放因子；以及根据多个非驱动阻抗信号的子集计算复合呼吸信号。
在本公开的实施例中，计算非驱动阻抗信号的极性值包括：计算非驱动阻抗信号和参考呼吸信号之间的相关系数；以及根据相关系数的符号计算极性值。
在本公开的其他实施例中，计算非驱动阻抗信号的缩放因子包括将非驱动阻抗信号归一化，例如，通过将非驱动阻抗信号除以其信号范围。
可通过以下方式根据多个非驱动阻抗信号的子集计算复合呼吸信号：将多个非驱动阻抗信号的子集内的每个非驱动阻抗信号乘以其对应的极性值和缩放因子，从而计算多个加权的非驱动阻抗信号；以及通过对多个加权的非驱动阻抗信号求和来计算复合呼吸信号。
还预期定义复合呼吸信号的极性值。例如，复合呼吸信号的极性值可以被定义为使得复合呼吸信号的极性对应于PRS-A信号的极性。或者，仅当复合呼吸信号和PRS-A信号之间的相关系数超过预设阈值(例如，约75％)时，复合呼吸信号的极性值才被定义为对应于PRS-A信号的极性。
在本公开的其他实施例中，复合呼吸信号的极性值可以是根据复合呼吸信号的呼气持续时间超过复合呼吸信号的吸气持续时间这一假设来定义的。例如，复合呼吸信号的极性值可以被定义为使得复合呼吸信号的最小值比复合呼吸信号的最大值更接近复合呼吸信号的平均值。
作为另一个示例，复合呼吸信号的极性值可以被定义为使得复合呼吸信号中的波谷平均值比复合呼吸信号中的波峰平均值更接近复合呼吸信号的平均值。
作为另一个示例，复合呼吸信号的极性值可以被定义为使得复合呼吸信号中的较早向下过零与较晚向上过零之间的时间间隔长于复合呼吸信号中的较早向上过零与较晚向下过零之间的时间间隔。
还可以为复合呼吸信号计算将复合呼吸信号归一化的复合缩放因子。
使用多个非驱动阻抗信号来定义参考呼吸信号的步骤可以包括将多个阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号或多个非驱动阻抗信号中的第一主成分信号定义为参考呼吸信号。
多个非驱动阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号可以是多个非驱动阻抗信号中的最大标准偏差信号、多个非驱动阻抗信号中的最高幅度信号或另一种合适的信号。
同样，将多个阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号或多个非驱动阻抗信号中的第一主成分信号定义为参考呼吸信号的步骤可以包括一方面根据最强阻抗信号和多个非驱动阻抗信号的子集之间的相关系数，另一方面根据第一主分量信号和多个非驱动阻抗信号的子集之间的相关系数，将多个非驱动阻抗信号中的最强阻抗信号或多个非驱动阻抗信号中的第一主成分信号定义为参考呼吸信号。
本公开还提供了一种电解剖标测系统，包括：呼吸补偿模块，该呼吸补偿模块被配置为：从多个贴片电极接收多个非驱动阻抗信号；使用多个非驱动阻抗信号定义参考呼吸信号；针对多个非驱动阻抗信号的子集中的每个非驱动阻抗信号：计算非驱动阻抗信号的极性值；以及计算非驱动阻抗信号的缩放因子；以及通过以下方式，根据多个非驱动阻抗信号的子集计算复合呼吸信号：将多个非驱动阻抗信号的子集内的每个非驱动阻抗信号乘以其对应的极性值和缩放因子，从而计算多个加权的非驱动阻抗信号，以及对多个加权的非驱动阻抗信号求和。
呼吸补偿模块可以将参考呼吸信号定义为多个阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号或者多个非驱动阻抗信号中的第一主成分信号，作为参考呼吸信号。
通过阅读以下说明和权利要求以及查看附图，本公开的前述及其他方面、特征、细节、效用和优点将变得显而易见。
附图说明
图1为示例性电解剖标测系统的示意图。
图2示出了可以根据本公开的各方面使用的示例性导管。
图3A和图3B提供了由多电极导管承载的电极及其相关偶极的字母数字标记惯例。
图4为根据本公开的各方面的可以执行的代表性步骤的流程图。
图5为根据本文公开的各方面的代表性复合呼吸信号。
虽然公开了多个实施例，但本领域技术人员将从以下具体实施方式中了解本公开的其他实施例，该具体实施方式示出并描述了示例性实施例。因此，附图和具体实施方式本质上被视为说明性的而非限制性的。
具体实施方式
本公开提供了用于生成在电生理学过程中使用的呼吸信号的系统、装置和方法。出于说明目的，将结合电解剖标测系统(例如，来自Abbott实验室的EnSite PrecisionTM心脏标测系统或EnsiteTMX EP系统)使用高密度(HD)网格导管(例如，同样来自Abbott实验室(Abbott Park,Illinois)的AdvisorTMHD网格标测导管Sensor EnabledTM)进行电生理学研究，来描述本公开的各方面。然而，本领域普通技术人员将理解如何在其他环境中和/或相对于其他设备很好地应用本文的教导。
图1示出了示例性电解剖标测系统8的示意图，该系统用于通过导航心脏导管和测量患者11的心脏10中发生的电活动以及三维标测电活动和/或与所测量的电活动相关的或代表所测量的电活动的信息，来进行心脏电生理学研究。系统8可用于例如使用一个或多个电极来创建患者心脏10的解剖模型。系统8还可以用于测量沿心脏表面的多个点处的电生理学数据，并存储与测量电生理学数据的每个测量点的位置信息相关联的测量数据，例如，创建患者心脏10的诊断数据图。
本领域普通技术人员将认识到，系统8通常在三维空间内确定物体的位置，在某些方面确定物体的方向，并将这些位置表示为相对于至少一个参考物确定的位置信息。这在本文中被称为“本地化”。
为了简化说明，患者11被示意性描述为椭圆形。在图1所示的实施例中，三组表面电极(例如，贴片电极)12、14、16、18、19和22被示出为应用于患者11的表面，成对地定义了三个大致正交的轴，在本文称为x轴(12、14)、y轴(18、19)和z轴(16、22)。在其他实施例中，电极可以以其他布置定位，例如，在特定体表上的多个电极。作为另一替代方案，电极不需要位于体表上，而是可以定位在身体内部。
在图1中，x轴表面电极12、14沿第一轴应用于患者，例如，应用于患者胸部区域的侧面(例如，应用于患者每只手臂下方的皮肤)，并且可称为左电极和右电极。y轴电极18、19沿着通常与x轴正交的第二轴应用于患者，例如，沿着患者的大腿内侧和颈部区域，并且可以被称为左腿和颈部电极。z轴电极16、22沿着通常与x轴和y轴都正交的第三轴应用，例如，沿着患者胸部区域的胸骨和脊柱，并且可以被称为胸部和背部电极。心脏10位于这些表面电极对12/14、18/19和16/22之间。
根据本公开的实施例，每个表面电极测量六个信号——三个电阻(阻抗)信号和三个电抗信号。这些信号又可以分组成三个电阻/电抗信号对。如下所述，一个电阻/电抗信号对反映驱动值，而另外两个电阻/电抗信号对反映非驱动值(例如，以类似于下面针对电极17描述的方式测量由其他驱动对产生的电场)。
额外的表面参考电极(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可以是固定心内电极31的替代物，下面将进一步详细描述。在替代实施例中，表面参考电极21可以替代地或另外包括定位在患者胸部上的磁性患者参考传感器-前部(“PRS-A”)。
还应当理解，此外，患者11可将大部分或全部常规心电图(“ECG”或“EKG”)系统导联就位。例如，在某些实施例中，标准的一组12个ECG导联可用于感测患者心脏10的心电图。该ECG信息可用于系统8(例如，可以作为输入提供给计算机系统20)。鉴于ECG导联是很好理解的，并且为了附图清楚起见，图1中仅示出了单个导联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，前述实施例仅为示例性的，可使用任意数量的电极和/或导管。例如，出于本公开的目的，图2中示出了示例性多电极导管的一段，特别是HD网格导管13，例如，AdvisorTMHD网格标测导管Sensor EnabledTM。HD网格导管13包括耦合到桨状物202的导管主体200。导管主体200还可以分别包括第一和第二体电极204、206。桨状物202可以包括第一样条208、第二样条210、第三样条212和第四样条214，它们通过近端耦合器216连接到导管主体200上，并通过远端耦合器218相互连接。在一个实施例中，第一样条208和第四样条214可以是一个连续段，第二样条210和第三样条212可以是另一个连续段。在其他实施例中，各种定位样条208、210、212、214可以是彼此耦合的单独段(例如，分别通过近端和远端耦合器216、218)。应当理解，HD导管13可以包括任意数量的样条；图2所示的四样条布置仅仅是示例性的。
如上所述，样条208、210、212、214可以包括任意数量的电极17；在图2中，16个电极17显示为排列成4×4阵列。还应当理解，电极17可以均匀和/或不均匀地间隔开，如沿着样条208、210、212、214以及在样条208、210、212、214之间测量的那样。为了在本说明书中易于参考，图3A为电极17提供了字母数字标签。
本领域普通技术人员将认识到，任何两个相邻电极17均定义一个偶极。因此，导管13上的16个电极17定义了总共42个偶极——12个偶极沿着样条(例如，在电极17a和17b之间，或在电极17c和17d之间)，12个偶极跨过样条(例如，在电极17a和17c之间，或在电极17b和17d之间)，18个偶极在样条之间对角(例如，在电极17a和17d之间，或在电极17b和17c之间)。
为便于在本说明书中参考，图3B提供了沿样条偶极和跨样条偶极的字母数字标签。图3B省略了对角偶极的字母数字标签，但这只是为了图示清晰起见。可以明确预期，本文的教导也可以应用于对角偶极。
根据本领域普通技术人员熟悉的技术，任何偶极又可用于生成偶极电描记图。此外，通过计算电极团的E场回路，这些偶极电描记图可被组合(例如，线性组合)，以在导管13平面的任何方向上生成电描记图，其还包括激活定时信息。美国专利申请公开第2018/0296111号(‘111公开)公开了计算HD网格导管上的电极团的E场回路的细节，该公开通过引用结合于此，如同在本文中完整阐述一样。这些电描记图在本文被称为“全极电描记图”，并且它们对应的方向在本文被称为“全极”或“虚拟偶极”。
在任何情况下，导管13可用于同时收集由其上的电极17定义的各种偶极的多个电生理学数据点，每个这种电生理学数据点包括所选偶极的定位信息(例如，所选偶极的位置和方向)和电描记图信号。为了说明的目的，将参考由导管13收集的各个电生理学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收集的多个电生理学数据点。
导管13(或多个这种导管)通常通过一个或多个导引器并使用熟悉的程序引入患者的心脏和/或脉管系统。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是熟悉的，因此无需在本文进一步描述。
由于每个电极17位于患者体内，所以系统8可同时收集每个电极17的位置数据。类似地，每个电极17可以用于从心脏表面收集电生理数据(例如，心内膜电描记图)。普通技术人员将熟悉用于电生理学数据点的采集和处理的各种模式(包括例如接触和非接触电生理学标测)，使得对其的进一步讨论对于理解本公开的技术是不必要的。同样，本领域中熟悉的各种技术可以用于从多个电生理学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，鉴于本领域普通技术人员将理解如何从电生理学数据点创建电生理学图，本文就将仅在理解本公开所必需的程度上描述其方面。
现在回到图1，在一些实施例中，在第二导管29上显示了可选的固定参考电极31(例如，连接至心脏10的壁)。出于校准目的，该电极31可以是固定的(例如，附着到心脏壁或靠近心脏壁)，或者与巡回电极(例如，电极17)以固定的空间关系设置，因此可以称为“导航参考”或“局部参考”。固定参考电极31可以作为上述表面参考电极21的补充或替代。在许多情况下，心脏10中的冠状窦电极或其他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。
每个表面电极与多路开关24耦合，表面电极对由在计算机20上运行的软件选择，计算机将表面电极与信号发生器25耦合。或者，可以取消开关24，并且可以提供信号发生器25的多个(例如，三个)实例，每个测量轴一个实例(即每个表面电极对)。
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他类型的计算机。计算机20可以包括一个或多个处理器28，例如，单个中央处理单元(“CPU”)或者多个处理单元，通常称为并行处理环境，这些处理器可以执行指令，来实践本文所述的各个方面。
通常，三个名义上正交的电场由一系列驱动和感应的电偶极子产生(例如，通过驱动贴片电极对12/14、18/19和16/22)，以实现导管在生物导体中的导航。或者，可以分解这些正交场，并且可以将任何一对贴片电极作为偶极子来驱动，以提供有效的电极三角测量。同样，电极12、14、18、19、16和22(或任何数量的电极)可以以任何其他有效的布置定位，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，多个电极可以放置在患者11的背部、侧面和/或腹部。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，由预定的一组驱动(源-汇)配置产生的在巡回电极上测量的电势可以代数组合，以产生与通过简单地沿正交轴驱动均匀电流所获得的相同的有效电势。
因此，可选择任意两个贴片电极12、14、16、18、19、22，作为相对于接地参考(例如，腹部贴片21)的偶极源极和漏极，而未激发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同样暴露于来自电流脉冲的场，并且同样可以相对于地(例如，腹部贴片21)进行测量。实际上，心脏10内的导管可以包含比所示的16个更多或更少的电极，并且可以测量每个电极电势。如前所述，至少一个电极可以固定到心脏的内表面，以形成固定的参考电极31，该参考电极也相对于地(例如，腹部贴片21)进行测量，并且可以被定义为系统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的数据集都可以用于确定心脏10内巡回电极17的位置。
测量的电压可由系统8用于确定电极在心脏内的三维空间中的位置，例如，相对于参考位置(例如，参考电极31)的巡回电极17。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示巡回电极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，尽管也考虑了其他坐标系，例如，极坐标系、球坐标系和圆柱坐标系。
从上述讨论中可以清楚地看出，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，例如，在美国专利第7,263,397号中所述，该专利的全部内容通过引用结合于此。电极数据也可用于补偿患者身体阻抗的变化，例如，在美国专利第7,885,707号中所述，该专利的全部内容也通过引用结合于此。
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这组表面电极。当传送电流脉冲时，测量并存储电活动，例如，用剩余表面电极和体内电极中的至少一个测量的电压。如上所述，可以对呼吸和/或阻抗偏移等伪影进行补偿。
在本公开的各方面，系统8可以是混合系统，该系统包含基于阻抗(例如，如上所述)和基于磁性的定位能力。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。为了清楚起见，在图1中仅描绘了两个磁场发生器32和33，但是应当理解，在不脱离本教导的范围的情况下，可以使用额外的磁场发生器(例如，总共六个磁场发生器，定义了类似于贴片电极组12、14、16、18、19和22所限定的三个大致正交的轴)。同样，本领域普通技术人员将理解，为了在这样产生的磁场内定位导管13，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为Abbott实验室的EnSiteTMVelocityTM、EnSitePrecisionTM或EnSiteTMX心脏标测和可视化系统。然而，其他定位系统也可以与本教导结合使用，包括例如Boston Scientific公司(马萨诸塞州马尔伯勒)的RHYTHMIA HDXTM标测系统、Biosense Webster公司(加利福尼亚州尔湾)的CARTO导航和定位系统、NorthernDigital字公司(安大略省滑铁卢市)的系统、Stereotaxis公司的/>磁导航系统(密苏里州圣路易斯市)以及Abbott实验室的MediGuideTM技术。
以下专利中描述的定位和标测系统(所有专利的全部内容均通过引用结合于此)也可用于本发明：美国专利第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号。
本公开的各方面涉及生成供系统8使用的复合呼吸信号(例如，用于呼吸门控、运动补偿和/或不规则呼吸检测)。系统8因此可以包括呼吸补偿模块58。
将参考图4所示的代表性步骤的流程图400解释根据本公开的各方面的一种示例性方法。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执行的几个示例性步骤(例如，由处理器28和/或呼吸补偿模块58执行)。应当理解，下面描述的代表性步骤可以是硬件实现的，也可以是软件实现的。出于解释的目的，本文使用术语“信号处理器”来描述本文的教导的基于硬件和基于软件的实现方式。
在方框402中，从贴片电极12、14、16、18、19和22接收多个非驱动阻抗信号。尤其地，最好使用来自胸部、背部、左侧、右侧和颈部电极的非驱动阻抗信号；根据本教导，通常不使用来自左腿电极的非驱动信号。同样，鉴于电抗信号对干扰更敏感，当应用本教导时，非驱动电抗信号通常将被忽略。
在方框404中定义参考呼吸信号(也称为基础呼吸信号)，通常使用在方框402中接收的由体表电极12、14、16、19、22(例如，不包括左腿电极18)测量的非驱动阻抗信号。预期定义参考呼吸信号的各种方法。
根据本公开的某些实施例，在方框402中接收的多个非驱动阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号被定义为参考呼吸信号。本领域普通技术人员将会理解，术语“最强非驱动阻抗信号”可以以各种方式定义，仅作为示例，包括具有最大标准偏差的非驱动阻抗信号或具有最高幅度的非驱动阻抗信号。
在本公开的其他实施例中，在方框402中接收的多个非驱动阻抗信号的第一主成分信号被定义为参考呼吸信号，该第一主成分信号可以使用奇异值分解来计算。
预期的是，可以根据相关系数选择使用最强非驱动阻抗信号和第一主成分信号作为参考呼吸信号。也就是说，一旦识别出最强非驱动阻抗信号，就可以计算最强非驱动阻抗信号和在方框402中接收的其余非驱动阻抗信号之间的相关系数。也可以计算这些相关系数绝对值的平均值。
同样，一旦计算出第一主成分信号，就可以计算第一主成分信号和在方框402中接收的非驱动阻抗信号之间的相关系数。同样，也可以计算这些相关系数绝对值的平均值。在最强非驱动阻抗信号和第一主成分方法之间的任何一个产生相关系数绝对值的较大平均值的信号都可以被选择作为参考呼吸信号。
在方框406中，计算在方框402中接收到的非驱动阻抗信号中的一个所选非驱动阻抗信号的极性值。极性值用于将所选非驱动阻抗信号与参考呼吸信号对准，如果所选非驱动阻抗信号与参考呼吸信号正相关，则极性值通常为+1，如果所选非驱动阻抗信号与参考呼吸信号负相关，则极性值通常为-1。
在方框408中，计算所选非驱动阻抗信号的缩放因子。例如，通过将所选非驱动阻抗信号除以其信号范围，缩放因子将所选非驱动阻抗信号归一化。
方框410发起返回到方框406、408的循环，以计算任何额外的非驱动阻抗信号的极性值和缩放因子。应当理解，不需要使用所有的非驱动阻抗信号，并且可以明确预期，可以使用比所有非驱动阻抗信号少的信号。尤其地，本公开的各方面仅利用来自左侧、右侧、前部和后部贴片电极的非驱动信号，不包括颈部和左腿贴片电极。
如果没有额外的非驱动阻抗信号要处理，则从方框410的“否”出口通向方框412，在方框412中，计算复合呼吸信号。尤其地，每个非驱动阻抗信号乘以其极性值和缩放因子，从而计算相应的加权的非驱动阻抗信号。然后对所有加权的非驱动阻抗信号求和，以计算复合呼吸信号。用数学方法表示为：
复合(t)＝∑i(信号i(t)*极性i*缩放i)，
其中，信号i(t)是第i个非驱动阻抗信号，极性i是其相应的极性值，缩放i是其相应的缩放因子。
在方框414中，为复合呼吸信号计算极性值(本文称为“极性值-复合”)。预期了各种方法。
例如，在本公开实施例中，如果PRS-A信号可用，可以根据复合呼吸信号和PRS-A信号之间的相关性计算极性值-复合。更尤其地，如果复合呼吸信号和PRS-A信号之间的绝对相关性超过预设阈值，例如，大约75％，则极性值-复合将被定义为使得复合呼吸信号的极性与PRS-A信号的极性相同(例如，如果相关性为正，则为+1，如果相关性为负，则为-1)。
如果PRS-A信号不可用，或者如果复合呼吸信号和PRS-A信号之间的相关性未超过预设阈值，则可采用各种试探法来计算极性值-复合。尤其地，可以根据复合呼吸信号内呼气阶段长于吸气阶段这一假设，来定义极性值-复合。因此，可以定义极性值-复合(例如，定义为+1或-1)，使得以下条件中的一个或多个条件为真：
·复合呼吸信号的最小值比复合呼吸信号的最大值更接近复合呼吸信号的平均值；
·复合呼吸信号中的波谷平均值比复合呼吸信号中的波峰平均值更接近复合呼吸信号的平均值；或者
·复合呼吸信号中的较早向下过零与较晚向上过零之间的时间间隔长于复合呼吸信号中的较早向上过零与较晚向下过零之间的时间间隔。
在方框416中，计算复合呼吸信号的缩放因子(即“缩放因子-复合”)。类似于在方框408中计算的缩放因子，缩放因子-复合将复合呼吸信号归一化，例如，通过将复合呼吸信号除以其信号范围。
一旦计算出极性值-复合和缩放因子-复合，则任意给定时间t的复合呼吸信号(即实时复合呼吸信号)可以被计算(方框418)为时间t的所有加权的非驱动阻抗信号的总和乘以极性值-复合和缩放因子-复合。用数学方法表示为：
复合(t)＝极性comp*缩放comp*∑i(信号i(t)*极性i*缩放i)，
其中，极性comp是极性值-复合，缩放comp是缩放因子-复合。
该实时复合呼吸信号又可以用于任何期望的目的(例如，门控电生理数据的收集、呼吸补偿、不规则呼吸的检测等)。
还预期在使用前对实时复合呼吸信号进行高通滤波，例如，使用截止频率约为0.02Hz的滤波器。一个合适的高通滤波器将两个指数移动平均滤波器级联在一起，其形式为：
y[n]＝a*x[n]+(1-a)*y[n-1]
其中，a约为0.002。然而，如果实时复合呼吸信号的幅度快速变化，则高通滤波器可能是不利的。因此，在本公开的替代实施例中，将实时复合呼吸信号进一步归一化(特别是偏移)到其呼气阶段的结束。这可以例如通过从复合呼吸信号中减去复合呼吸信号的运行最小值来实现。
图5示出了根据前述教导的复合呼吸信号500。为了进行比较，图5还示出了根据现有呼吸信号方法从左侧和右侧贴片电极的驱动阻抗信号导出的呼吸信号。最后，图5示出了基于呼吸信号500的门控信号504。
尽管上文已对几个实施例进行了一定程度的详细描述，但本领域技术人员可对所公开的实施例进行多种变更，而不背离本发明的精神或范围。
例如，本文的教导可实时应用(例如，在电生理学研究期间)或在后处理期间应用(例如，应用于在较早时间进行的电生理学研究期间收集的电生理学数据点)。
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)仅用于识别目的，以帮助读者理解本公开，而不构成限制，特别是关于本发明的位置、方向或使用。连接引用(例如，附接、耦合、连接等)应被广义地解释，并且可以包括元件连接之间的中间构件和元件之间的相对运动。同样，连接引用不一定意味着两个元件直接连接并且彼此成固定关系。
旨在将上述说明书中包含的或附图中显示的所有内容解释为仅用于说明而非限制。在不脱离所附权利要求中限定的本发明的精神的情况下，可以对细节或结构进行改变。

Claims (20)

1.一种在电解剖标测系统内生成呼吸信号的方法，包括所述电解剖标测系统：
从多个贴片电极接收多个非驱动阻抗信号；
使用所述多个非驱动阻抗信号定义参考呼吸信号；
针对所述多个非驱动阻抗信号的子集中的每个非驱动阻抗信号：
计算所述非驱动阻抗信号的极性值；以及
计算所述非驱动阻抗信号的缩放因子；以及
根据所述多个非驱动阻抗信号的所述子集计算复合呼吸信号。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，计算所述非驱动阻抗信号的极性值包括：
计算所述非驱动阻抗信号和所述参考呼吸信号之间的相关系数；以及
根据所述相关系数的符号计算所述极性值。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，计算所述非驱动阻抗信号的所述缩放因子包括将所述非驱动阻抗信号归一化。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，将所述非驱动阻抗信号归一化包括将所述非驱动阻抗信号除以其信号范围。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，根据所述多个非驱动阻抗信号的所述子集计算所述复合呼吸信号包括：
将所述多个非驱动阻抗信号的所述子集内的每个非驱动阻抗信号乘以其对应的极性值和缩放因子，从而计算多个加权的非驱动阻抗信号；以及
通过对所述多个加权的非驱动阻抗信号求和来计算所述复合呼吸信号。
6.根据权利要求1所述的方法，还包括定义所述复合呼吸信号的极性值。
7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述复合呼吸信号的所述极性值被定义为使得所述复合呼吸信号的极性对应于PRS-A信号的极性。
8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述复合呼吸信号的所述极性值被定义为使得仅当所述复合呼吸信号和所述PRS-A信号之间的相关系数超过预设阈值时，所述复合呼吸信号的所述极性对应于所述PRS-A信号的所述极性。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述预设阈值为75％。
10.根据权利要求6所述的方法，其中，所述复合呼吸信号的所述极性值是根据所述复合呼吸信号的呼气持续时间超过所述复合呼吸信号的吸气持续时间这一假设来定义的。
11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述复合呼吸信号的所述极性值被定义为使得所述复合呼吸信号的最小值比所述复合呼吸信号的最大值更接近所述复合呼吸信号的所述平均值。
12.根据权利要求10所述的方法，其中，所述复合呼吸信号的所述极性值被定义为使得所述复合呼吸信号中的波谷平均值比所述复合呼吸信号中的波峰平均值更接近所述复合呼吸信号的平均值。
13.根据权利要求10所述的方法，其中，所述复合呼吸信号的所述极性值被定义为使得所述复合呼吸信号中的较早向下过零与较晚向上过零之间的时间间隔长于所述复合呼吸信号中的较早向上过零与较晚向下过零之间的时间间隔。
14.根据权利要求6所述的方法，还包括为所述复合呼吸信号计算将所述复合呼吸信号归一化的复合缩放因子。
15.根据权利要求1所述的方法，其中，使用所述多个非驱动阻抗信号来定义所述参考呼吸信号包括将所述多个阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号或所述多个非驱动阻抗信号中的第一主成分信号定义为所述参考呼吸信号。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述多个非驱动阻抗信号中的所述最强非驱动阻抗信号包括所述多个非驱动阻抗信号中的最大标准偏差信号。
17.根据权利要求15所述的方法，其中，所述多个非驱动阻抗信号中的所述最强非驱动阻抗信号包括识别所述多个非驱动阻抗信号中的最高幅度信号。
18.根据权利要求15的方法，其中，将所述多个阻抗信号中的所述最强非驱动阻抗信号或所述多个非驱动阻抗信号中的所述第一主成分信号定义为所述参考呼吸信号包括：一方面根据所述最强阻抗信号和所述多个非驱动阻抗信号的所述子集之间的相关系数，另一方面根据所述第一主分量信号和所述多个非驱动阻抗信号的所述子集之间的相关系数，将所述多个非驱动阻抗信号中的所述最强阻抗信号或所述多个非驱动阻抗信号中的所述第一主成分信号定义为所述参考呼吸信号。
19.一种电解剖标测系统，包括：
呼吸补偿模块，所述呼吸补偿模块被配置为：
从多个贴片电极接收多个非驱动阻抗信号；
使用所述多个非驱动阻抗信号定义参考呼吸信号；
针对所述多个非驱动阻抗信号的子集中的每个非驱动阻抗信号：
计算所述非驱动阻抗信号的极性值；以及
计算所述非驱动阻抗信号的缩放因子；以及
通过以下方式，根据所述多个非驱动阻抗信号的所述子集计算复合呼吸信号：将所述多个非驱动阻抗信号的所述子集内的每个非驱动阻抗信号乘以其对应的极性值和缩放因子，从而计算多个加权的非驱动阻抗信号；以及对所述多个加权的非驱动阻抗信号求和。
20.根据权利要求19所述的系统，其中，所述呼吸补偿模块将所述参考呼吸信号定义为所述多个阻抗信号中的最强非驱动阻抗信号或者所述多个非驱动阻抗信号中的第一主成分信号，作为所述参考呼吸信号。
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