JP2024037854A - 信号特性に基づいて信号を表示するシステム及び方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】 電気生理学（ＥＰ）信号処理技術を提供すること。【解決手段】 遅延電位又は早期興奮等の信号特性に基づいて信号を表示する、システム、方法及びコンピュータ製品実施形態を開示する。一実施形態は、第１信号モジュールの第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）により、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングすることにより動作する。本実施形態はまた、第２信号モジュールの第２ＤＳＰにより、マッチングに応答して第２心臓信号に関連する第２パケットにおける信号特性を検索する。本実施形態は、第１信号モジュール及び第２信号モジュールに結合された表示モジュールにより、第１心臓信号の一部分を表示する。次いで、本実施形態は、表示モジュールにより、検索に基づき、第１心臓信号の表示された部分に時間同期して、上記信号特性を含む第２心臓信号の一部分を表示する。【選択図】 図２
Description
技術分野
[0001] 本明細書に含まれる実施形態は、概して、心臓電気生理学（ＥＰ）信号収集及び記録システムに関する。より詳細には、患者とモニタリング及び治療装置との間で生物医学的信号を伝達するシステム、装置及び方法実施形態を開示する。
[0001] 本明細書に含まれる実施形態は、概して、心臓電気生理学（ＥＰ）信号収集及び記録システムに関する。より詳細には、患者とモニタリング及び治療装置との間で生物医学的信号を伝達するシステム、装置及び方法実施形態を開示する。
背景
[0002] カテーテルアブレーションは、心房細動等の不整脈、すなわち、異常伝導によって特徴付けられる心筋の疾患を治療する処置である。問題の重篤さに応じて、有効な結果を達成するために複数のアブレーション処置が必要である場合がある。これは、現電気生理学（ＥＰ）技術では、異常の原因である焼灼すべき組織の位置を正確に特定するのに限界があるためである。
[0002] カテーテルアブレーションは、心房細動等の不整脈、すなわち、異常伝導によって特徴付けられる心筋の疾患を治療する処置である。問題の重篤さに応じて、有効な結果を達成するために複数のアブレーション処置が必要である場合がある。これは、現電気生理学（ＥＰ）技術では、異常の原因である焼灼すべき組織の位置を正確に特定するのに限界があるためである。
[0003] 従来の診断プロセスは、対象者（たとえば、患者）の皮膚の表面に取り付けられた電極から記録された心電図（ＥＣＧ）で開始する。医療チームは、ＥＣＧ信号を評価し、薬物療法及び／又はアブレーションの必要が示されているか否かを判断する。アブレーションの必要が示される場合、ＥＰ検査が実施される。患者の頸部又は鼠径部を介して心臓内にカテーテルが挿入され、心臓の電気的活動が記録される。このＥＰ検査に基づき、医療チームが異常な心律動をもたらしていると疑う心臓の領域において、アブレーションが実施される。
[0004] アブレーションカテーテルは、患者の血管に挿入され、心臓における異常な電気的伝播をもたらしている組織の部位に誘導される。カテーテルは、異なるエネルギー源（最も一般的なのは熱又は冷熱）を使用して組織を瘢痕化して、組織の異常な電気パルスを引き起こし及び／又は伝達する能力を低下させることができ、それにより、異常な心律動がなくなる。患者の皮膚上の表面電極からＥＣＧ信号が記録され、患者の心臓内部のカテーテルから心臓内（ＩＣ）信号を取得して、電位図（ＥＧＭ）として記録することができる。ＥＣＧ信号及びＩＣ（ＥＧＭ）信号はともに、調整及び増幅を正確に評価する必要がある小信号である。
[0005] 従来のＥＰシステムでは、特定の組織部位のアブレーション治療がうまくいくか否かを確認するために、医療チームは、多くの場合、アブレーションプロセスを停止し、モニタリング装置（たとえば、ＥＣＧモニタ）から生理学的信号（たとえば、心臓信号）を収集しなければならない。これは、現行のシステムでは、大きいアブレーション信号（約４５０ｋＨｚの周波数で数１００ボルト程度）の印加中に、小さい心臓信号（０．１～５ｍＶの範囲の振幅及びＤＣ～１ｋＨｚの範囲の周波数）の略リアルタイムでの正確な同時の検出、収集及び隔離が可能ではないためである。
[0006] 具体的には、Francischelliらの米国特許出願公開第２００６／０１４２７５３Ａ１号は、アブレーションと、焼灼すべき組織に隣接する電極からの脱分極ＥＣＧ信号をモニタリングすることによりアブレーションの完全性又は貫壁性（transmurality）を評価することとのシステム及び方法を提案している。Francischelliらは、アブレーション装置の電極からのＥＣＧ信号の測定中の雑音検知問題を最小化するために、測定は、好ましくは、アブレーション電極へのアブレーションエネルギーの送達の中断中に行われることを指摘している。
[0007] 一般に、いくつかの現ＥＰ記録システムは、大振幅、低周波信号として現れる、心房粗動及び上室性頻拍等の不整脈の治療を有効に支援することができる。しかしながら、低振幅、高周波信号として特徴付けられる、心房細動及び心室頻拍等のより複雑であり且つ蔓延している不整脈では、すべての関連信号の有効な評価が見つかっていない。
[0008] この信号検出、収集及び特徴抽出は、機器電力線雑音及びペーシング信号によってさらに複雑になる可能性がある。さまざまな電気信号情報からの雑音及びアーチファクトを低減させるために、現ＥＰレコーダは、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ及びノッチフィルタを使用する。不都合なことに、従来のフィルタリング技法は、信号を変更し、心臓モニタリングに固有である可能性がある低振幅、高周波信号（これら信号の視覚化は、心房細動及び心室頻拍の治療に役立つことができる）を見ることを困難又は不可能にする可能性がある。ＥＰ環境におけるＩＣ信号及びＥＣＧ信号の低雑音収集のため等、波形完全性の確実性は、アーチファクト及び雑音による汚染のために以前は達成されていなかったことが、近年認められた。
[0009] 具体的には、Waveform Integrity in Atrial Fibrillation: The Forgotten Issue of Cardiac Electrophysiology (Annals of Biomedical Engineering, April 18, 2017)と題する論文において、Martinez-Iniestaらは、信号収集中、高周波且つ広帯域の機器雑音は「不可避的に記録される」ことと、収集のさらなる複雑化は、５０又は６０Ｈｚ電源電圧、高周波患者筋肉活動、及び呼吸又はカテーテル移動若しくは不安定なカテーテルの接触からの低周波基線変動を含む、種々の他の信号からもたらされることとを指摘している。Martinez-Iniestaらは、規則的なフィルタリングにより、波形及びスペクトル特性の著しい変化とともに不十分な雑音低減がもたらされることをさらに指摘している。しかしながら、３０～３００Ｈｚの積極的なフィルタリングが、依然として日常的なＥＰ慣例である。
[0010] 従来の慣例は、結果として得られる信号における形態学的特徴を歪ませ、関連する（対象の）信号情報の喪失をもたらし、信号妥当性に影響を与える。Martinez-Iniestaらは、前処理及び雑音除去法を使用する中周波及び高周波雑音の低減のみに対する部分ソフトウェア解決法を提案しているが、ソフトウェアにおける低周波雑音低減コンポーネントをハードウェアにおける雑音低減コンポーネントと組み合わせる解決法は存在しない。ＥＰシステムの所望の特徴は、本来は対象の信号内容を除去するハードウェアフィルタリングを最小限にしながら、信号からの雑音を低減させる（又は高信号対雑音比を促進する）ことができるハードウェア及びソフトウェアの組合せを使用して、元の信号情報の完全性を維持することができることである。
[0011] 目下、発作性及び持続性心房細動のアブレーション治療の有力な手法は、肺静脈隔離術（ＰＶＩ）であり、そこでは、医療チームが、心臓マッピングシステムを使用して、心臓の幾何学的形状を３Ｄで再現し、心房細動が生じる肺静脈等の解剖学的場所においてアブレーションを実施する。処置は２～８時間かかり、医師は、左心房から問題をもたらす可能性がある組織を隔離するために、持続性のある焼灼巣／瘢痕を達成しない可能性がある。したがって、患者は、治療を完了するように追加のアブレーション処置のために戻される必要があることが多い。しかしながら、追加のアブレーション処置とあり得る合併症とは、アブレーション中に心臓信号を明確に視覚化し、焼灼巣が貫壁性であるか否かを判断することができることにより、最小限にすることができる。
[0012] 従来のＥＰシステムには、いくつかの他の限界があり得る。第１に、ユーザは、多くの場合、信号の複数の特徴を略リアルタイムに処理及び表示することを望む。たとえば、医療チームは、異なる信号属性を評価するために、ＥＣＧ、ＩＣ及び他の生理学的信号のさまざまな且つ複数のバージョンを略リアルタイムに同時に表示することを望む可能性がある。しかしながら、従来のＥＰシステムは、多くの場合、信号の複数のバージョンを略リアルタイムに同時に処理及び表示することができない。
[0013] 第２に、ユーザは、多くの場合、信号に新たなデジタル信号処理機能を、その信号にすでに適用されている他のデジタル信号処理機能に干渉することなく動的に適用することを望む。しかしながら、従来の解決法では、ユーザは、信号に新たなデジタル信号処理機能を、その信号の取込みを停止することなく、又は、その信号にすでに適用されている他のデジタル信号処理機能に干渉することなく、動的に適用することはできない。
[0014] 最後に、ユーザは、多くの場合、略リアルタイムでの複数の信号の処理及び表示を同期させることを望む。たとえば、ユーザは、同じ信号の複数の処理済みバージョンの表示を同期させることを望む場合がある。さらに、医療チームは、ＥＣＧ、ＩＣ及び他の生理学的信号の複数の処理済みバージョンの表示を同期させることを望む場合がある。これは、医療チームが有効な臨床診断を行うことができることが、同じ時点で複数の信号を比較することによって決まるためである。しかしながら、従来の解決法は、略リアルタイムでの複数の処理済み信号の表示を処理し同期させることができない可能性がある。
実施形態の概要
[0015] さまざまな生物医学的用途において雑音及びアーチファクト低減に関して多数の改善を含むＥＰ信号収集及び記録の装置、システム及び方法を開示する。
[0015] さまざまな生物医学的用途において雑音及びアーチファクト低減に関して多数の改善を含むＥＰ信号収集及び記録の装置、システム及び方法を開示する。
[0016] 開示するＥＰシステムの実施形態は、複数の表示オプションで、且つ低雑音及び大きい入力信号ダイナミックレンジで、生の（変更されていない）心臓信号及び他の生理学的信号を記録することができる。収集モジュールによって収集された生信号は、ハードウェアのフィルタは最小限の使用で（たとえば、ハードウェアフィルタは、交流結合、アンチエイリアシング及び高周波抑制にのみ使用される）、デジタル処理モジュールを使用する付随するソフトウェアでフィルタリング及び処理される。ソフトウェアベースのデジタル信号処理アルゴリズムの使用により、生信号としてリアルタイムに、又は生信号及び処理済み信号の組合せとして同時に単一ウィンドウで若しくは複数ウィンドウでリアルタイムに、信号を表示することができる。さらに、開示するＥＰシステムの視覚化及び再表示能力により、ユーザは、リアルタイムトレーシング上でアルゴリズムにおいて指定された特徴をマークすることができる。
[0017] 開示するＥＰシステムにより、２つ以上の信号処理アルゴリズムが適用された信号を同時に表示することができ、これは従来のシステムには見られない特徴である。これにより、ユーザは、所定の理由で複数の方法でフィルタリングされた信号を見ることができる。リアルタイムウィンドウでは、対象の波形を、生信号として、又は生信号及びフィルタリングされた信号の任意の組合せとして表示して、雑音及びアーチファクトが存在するときに信号のより優れた視覚化を可能にすることができる。
[0018] 表示される信号のすべてが時間同期する。ユーザには、リアルタイムトレーシングとは無関係に、さまざまな信号処理アルゴリズムの結果を表示することができるとともに、複数のレビューウィンドウを開くオプションがある。
[0019] 臨床的観点から、開示するＥＰシステムは、さまざまな医学的療法（アブレーション等）を受けている患者に対して医療チームが判断を行うのに大いに役立つことができ、利点としては、限定されないが、心臓内信号のより明瞭な、より信頼性の高い記録、基線変動の低減及び雑音低減のためのＲＦエネルギーの抑制；特に、大振幅信号内に一時的に位置する非常に低振幅の信号の、より優れた視覚化のためのダイナミックレンジの改善；元の情報に影響を与えることなく信号フィルタリングを容易にし、アーチファクト及び雑音を低減させる、生信号のリアルタイムデジタル処理及び記録；組織タイプ及びカテーテルの場所の決定に役立つ高品質な単極信号；医療チームが処置転帰を向上させるのを可能にする、信号処理の副産物である波形完全性の向上及びアーチファクトの低減；医療チームがアブレーションのためのより正確なカテーテルチップ位置並びに治療有効性に対する他の治療レベル及び持続時間を提供するのを可能にする、信号情報の改善が挙げられる。
[0020] 遅延電位（late potential）を使用する信号の視覚化のシステムのいくつかの実施形態では、メモリが、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングするように構成された第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を含む第１信号モジュールと、マッチングに応答して、第２心臓信号に関連する第２パケットにおける遅延電位を検索するように構成された第２ＤＳＰを含む第２信号モジュールとを含む。メモリはまた、第１信号モジュール及び第２信号モジュールに結合された表示モジュールも含み、表示モジュールは、第１心臓信号の一部分を表示し、検索に基づいて、第１心臓信号の表示された部分に時間同期して、遅延電位を含む第２心臓信号の一部分を表示するように構成されている。本システムはまた、メモリに結合され、第１信号モジュール、第２信号モジュール及び表示モジュールを実行するように構成された少なくとも１つのプロセッサも備える。コンピュータシステムによるシステムコンポーネントの実行により、遅延電位を使用して信号を視覚化するさまざまな方法実施形態が実施される。コンピュータシステムは、少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、その少なくとも１つのコンピューティングデバイスに方法ステップを実現する動作を実施させる、命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイスを備える。
[0021] 早期興奮（early activation）を使用する信号の視覚化のシステムのいくつかの実施形態では、メモリが、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングするように構成された第１ＤＳＰを含む第１信号モジュールと、第２心臓信号における一致した心拍の前のある期間に早期興奮を検索するように構成された第２ＤＳＰを含む第２信号モジュールとを含む。メモリはまた、第１信号モジュール及び第２信号モジュールに結合された表示モジュールも含み、表示モジュールは、第１心臓信号の一部分を表示し、検索に基づいて、第１心臓信号の表示された部分に時間同期して、早期興奮を含む第２心臓信号の一部分を表示するように構成されている。本システムはまた、メモリに結合され、第１信号モジュール、第２信号モジュール及び表示モジュールを実行するように構成された少なくとも１つのプロセッサも備える。早期興奮を使用する信号の視覚化のためのいくつかの方法実施形態及び非一時的コンピュータ可読デバイス実施形態も開示する。
[0022] いくつかの方法及び非一時的コンピュータ可読デバイス実施形態は、体表面誘導に関連する第１心臓信号にアクセスすることと、第１心臓信号の心拍を既知の信号パターンとマッチングすることと、一致した心拍の前及び後のある期間、第２心臓信号における早期興奮又は遅延電位を検索することとを含むステップを実施する。
[0023] ノッチフィルタリングを使用して入力信号から雑音をフィルタリングする、他の方法及び非一時的コンピュータ可読デバイス実施形態は、第１高調波周波数を有し且つ雑音を有する入力信号にアクセスするステップと、入力信号における静穏（quiet）期間を決定するステップと、静穏期間中、入力信号の雑音のサンプルをバッファに格納するステップと、バッファにおける単一サイクルの雑音からのサンプルを入力信号から減算して、フィルタリングされた信号を生成することであって、減算により、入力信号から第１高調波周波数及び高調波周波数が除去され、フィルタリングされた信号における過渡応答の導入が回避される、減算するステップと、決定すること、格納すること、及び減算することを繰り返して、フィルタリングされた信号を精緻化するステップとを実施する。
[0024] 高周波数フィルタリングを使用して入力信号から雑音をフィルタリングする、いくつかの方法及び非一時的コンピュータ可読デバイス実施形態は、雑音及び対象の高周波信号を含む入力信号にアクセスするステップと、入力信号をハイパスフィルタリングしてフィルタリングされた信号を生成するステップと、対象の高周波数信号からフィルタリングされた信号における雑音に関連するアーチファクトを隔離するステップと、任意選択的に、隔離されたアーチファクトに基づいてフィルタを選択するステップと、隔離されたアーチファクトの前及び後の一定期間、フィルタリングされた信号を無効にする（blank）ステップであって、無効にすることにより、隔離されたアーチファクトが除去され、対象の高周波信号の通過が可能になる、ステップとを実施する。
[0025] パターンマッチングのいくつかの方法及び非一時的コンピュータ可読デバイス実施形態は、入力心臓信号にアクセスするステップと、入力心臓信号の一部分を既知の信号パターンとマッチングするステップと、一致の程度の指示を表示するステップとを実施する。パターンマッチングの他の実施形態は、検出閾値に基づいて入力心臓信号の一部分を既知の信号パターンとマッチングし、マッチングに基づいて入力心臓信号の強調表示部分を表示する。
[0026] 雑音のない（clean）単極信号を生成するシステム実施形態であって、心電図（ＥＣＧ）信号を処理するように構成されたＥＣＧ回路基板と、複数の心臓内（ＩＣ）回路基板であって、各々が対応するＩＣ信号を処理するように構成されているＩＣ回路基板とを備え、ＥＣＧ回路基板と複数のＩＣ回路基板とが、実質的に同じ回路構成及びコンポーネントを共有し、ＥＣＧ回路基板が、各ＩＣ回路基板がその対応するＩＣ信号を処理するために使用するものと実質的に同じパスを使用して前記ＥＣＧ信号を処理する、システム実施形態も開示する。
[0027] 電気生理学（ＥＰ）処理を実施する他のシステム実施形態であって、ＥＣＧ信号を処理するように構成されたＥＣＧ回路基板と、複数のＩＣ回路基板であって、各々が対応するＩＣ信号を処理するように構成されているＩＣ回路基板と、リモートデバイスに通信可能に結合された通信インタフェースと、ＥＣＧ回路基板、複数のＩＣ回路基板及び通信インタフェースに結合されたプロセッサとを備える、他のシステム実施形態も開示する。こうしたシステム実施形態は、通信インタフェースを介して、リモートデバイスからフィードバックを受信し、通信インタフェースを介して、ＥＣＧ信号と、ＩＣ信号と、リモートデバイスからのフィードバックとに基づいて、リモートデバイスを制御する。
図面の簡単な説明
[0028] 本明細書に組み込まれ本明細書の一部を形成する添付図面は、本実施形態を例示し、記述とともに、本実施形態の原理を説明し、当業者が本実施形態を作成及び使用するのを可能にするのにさらに役立つ。
[0028] 本明細書に組み込まれ本明細書の一部を形成する添付図面は、本実施形態を例示し、記述とともに、本実施形態の原理を説明し、当業者が本実施形態を作成及び使用するのを可能にするのにさらに役立つ。
[0121] 本実施形態の特徴及び利点は、図面と併せて以下に示す詳細な説明からより明らかとなろう。図面を通して、同様の参照符号は対応する要素を識別する。図面において、同様の参照番号は、概して、同一の、機能的に同様の、及び／又は構造的に同様の要素を示す。要素が最初に現れる図面は、対応する参照番号の左端の数字によって示す。
発明の詳細な説明
発明の詳細な説明
[0122] 特に、アブレーション、並びにペーシング及び刺激等、他の同様の大信号擾乱中に収集される可能性のある、低振幅、低周波情報を明確に定義及び記録するために、心臓（たとえば、ＥＣＧ及びＩＣ）信号及び他の生理学的信号を調整する、一意の増幅器トポロジに関連する装置、システム及び方法を開示する。処置中、カテーテルのチップ（又は他の電極）を、ペーシング、アブレーション及び刺激装置システムに接続して、モード切替なしに視覚化、ペーシング、アブレーション及び刺激を可能にすることができる。たとえば、開示する装置、システム及び方法は、アブレーション中に心臓信号からアブレーション信号を有効に分離しながら、同時に、除細動信号等からの高電圧に対して入力保護を提供することができる。同様に、開示する装置、システム及び方法は、刺激中に生理学的信号から刺激信号を有効に分離することができる。
[0123] 各信号タイプに対して異なるシステム記録要件を同時に満足させることはできないため、システムの各ブロック又はモジュールは、臨床医によって望まれる複数の信号調整要件を達成するように性能を最適化することができる。さまざまな実施形態により、システムは、心臓、ペーシング、アブレーション、除細動、刺激装置及び他の生理学的信号タイプを、対象の信号を検出、調整及び表示することにより、同時に処理して、たとえば、心臓信号に対する進行中の処置の効果をモニタリングすることができる。
[0124] さらに、さまざまな実施形態は、アブレーション及び刺激処置、ペーシング又は除細動中に注入される大信号とは別に、多数の電気雑音源及び環境的干渉が存在する場合に複数の低振幅心臓信号の収集を確実にすることができる。対象の心臓信号を、その信号をリアルタイムに又は略リアルタイムに処理して医師が開始した処置と結果としての心臓信号との包括的な因果関係を表示する一方で、同時発生的に信号アーチファクトを同定して望ましくない雑音を除去することにより、複雑でなく且つ臨床的に関連する方法で表示することができる。本開示は、これらの目的を達成するためにハードウェア実施形態及びソフトウェア実施形態の両方を明らかにする。
[0125] 本開示は、「単極信号」及び「双極信号」の両方を言及し、これらはともにＥＰ記録で広く使用されるが、相補的な目的で使用される。単極信号及び双極信号はともに、たとえばＥＣＧ信号を測定するためには、患者の身体、特に患者の四肢及び胸部における２つの（又はそれより多くの）異なる分離された電極において、又は別の例としてＩＣ信号を測定するためには、心臓組織に直接配置された２つの（又はそれより多くの）異なる分離された電極において記録された、電位差から取得される。
[0126] 従来、四肢、すなわち、右腕（ＲＡ）、左腕（ＬＡ）、右脚（ＲＬ）及び左脚（ＬＬ）と、患者の胸部のさまざまな場所に配置された６つの別個の電極からの６つの前胸部接続部Ｖ１～Ｖ６との各々への接続部からなる１２誘導ＥＣＧシステムを使用する。個々のＥＣＧ電極線は、患者台の端部のターミナルブロックに接続され、そこからデータ収集システムまで配線される。すべての誘導が、従来、除細動電位又は環境からの静電気によってもたらされる、計測装置への損傷を防止する保護回路に接続されている。
[0127] 双極信号は、いくつかのＥＣＧ測定（誘導Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ）に対して標準であるが、ＩＣ信号を収集するために心臓表面からも直接得ることができる。双極信号は、心臓又は心臓組織の所定領域に近接して２つ（又はそれより多く）の電極を取り付け、電極の間の電位差を測定することにより得ることができ、損傷を受けた心筋によってもたらされる遅延電位等、局所的な電気的活動に関する情報を提供する。しかしながら、双極ＩＣ信号は、電気インパルス伝播方向に関する情報は提供しない。たとえば、目下、双極マッピングの難題の１つは、対象の信号が遠位電極から発生しているか又は近位電極から発生しているかを知ることができないということである。これは、ペーシング及びエネルギー送達が遠位電極によって提供されるため、重要である。
[0128] 単極信号は、ＩＣ電位から得られ得るように、一方のＩＣ電極を患者の心臓の表面に配置し、他方の電極を参照信号としての役割を果たすように第１電極から間隔を空けて配置することにより、点源から発生する。ＩＣ電極からの単極誘導は、１つの誘導が活性誘導としての役割を果たし、一方で他の誘導が非活性場所又は計算された非活性場所（ＷＣＴ、後述する）の結果にあるように接続される。このように、活性電極に向かって流れる電極は正の偏向をもたらし、活性電極から離れるように流れる電極は負の偏向をもたらす。これにより、心臓信号伝播方向に関する情報が提供される。単極記録は、心内膜及び心外膜における脱分極経路及び再分極経路の決定における等、方向性情報が望まれる場合に特に有用である。本明細書では、両単極信号の一次導関数を使用する方法を開示する。
[0129] 誘導はまた、四肢にも接続して、「アイントーベンの三角形（Einthoven’s triangle）」と呼ばれる仮想三角形を生成することができる。このように、真の双極誘導は、他の２つのうちの一方への各接続を基準とすることによって得ることができる（たとえば、ＲＡを基準とするＬＡは誘導Ｉであり、ＲＡを基準とするＬＬは誘導ＩＩであり、最後に、ＬＬを基準とするＬＡは誘導ＩＩＩである）。そして、３つの四肢コードＲＡ、ＬＡ及びＬＬの平均が、ゼロ電位点を近似して、参照電極を提供する（ＷＣＴ、後述する）。ここで、誘導Ｉ及び誘導ＩＩＩのベクトル和は誘導ＩＩである。
[0130] アイントーベンの三角形の概念を使用すると、ウィルソン結合電極（ＷＣＴ）は、基準として心臓の電気的中心として作用する不関電極として使用することができる、本技術分野において使用される（且つ本開示においてさらに考察する）電気回路概念である。ＷＣＴは、ＩＣ信号が単極方式に表示されることが望まれる場合に使用することができる。単極信号のための基準としてＷＣＴを使用する場合、単極信号は、一貫した単極記録のための広く離隔した双極信号を近似することができる。ＷＣＴは、追加のカテーテルが、ＩＣ信号の単極記録のための基準として使用する必要をなくすことができる。
[0131] 本開示において、「略リアルタイム」とは、ＥＰシステムを通る信号がＥＰシステムのハードウェア回路の入力において発生する時点からＥＰシステム表示モニタに最初に表示される時点までの、生の（処理されていない）形態での、又はＥＰシステム主処理装置（ＭＰＵ）及び１つ又は複数のデジタル信号処理（ＤＳＰ）モジュールによって処理された後のいずれかでの、ＥＰシステムを通る信号の収集及び視覚化を指す。生信号に対する「略リアルタイム」は、およそ５ミリ秒未満とすることができ、処理済み信号の場合は、およそ５０ミリ秒未満とすることができる。
[0132]図１は、患者接続部及び干渉源を含む従来のＥＰ環境１００を表すブロック図である。当業者には理解されるように、患者１１８は、パルスオキシメータ１０４と、１つ又は複数のＥＣＧユニット１０６と、輸液ポンプ１０８と、電気解剖学的マッピングシステム１１０と、本明細書に開示するＥＰシステム等のデータ収集システム１１２と、アブレーション発生器１１４と、神経刺激器１２８と、体外式除細動器等の他の診断機器と、いくつかのＩＣカテーテルとに接続することができる。こうした診断機器は、１２０～２４０Ｖ、５０／６０ＨｚのＡＣ電源１０２に接続することができ、且つそうしたＡＣ電源１０２から電力を供給することができる。実験室診断機器は、その電源接続を通して接地１２０に接続することができる。
[0133] 患者１１８に対する接続部の数が増加するに従い、すべての患者接続部から患者１１８を通って接地１２０までの漏れ電流１２２が増加し、干渉及び悪影響の可能性が増大する。こうした機器が接続され同時に動作しているときの総漏れ電流１２２は、５０又は６０Ｈｚの基本電源周波数で安全に且つ許容可能に最大数１０マイクロアンペアであり得るが、高調波は数１０００ヘルツまで広がる。この漏れ電流１２２は、ＥＣＧ信号及びＩＣ信号の処理に実質的に干渉する可能性がある。さらに、患者１１８は、１２０／２４０ＡＣ電源１０２に容量的に結合される１２４とともに、誘導的に結合される１２６可能性がある。患者１１８は、さらに、無線ヘッドセット、携帯電話及び無線モニタ等、ＥＰ環境に近接する機器からのＲＦ干渉１１６を拾う可能性がある。
[0134] 参照のために、表１は、望ましいもの望ましくないもの両方の、従来の医療機器／ＥＰ環境で見い出される可能性がある信号と、それらの信号特性とを概説する。
[0135] 機器雑音及び他のＥＰ環境干渉の結果として、患者の身体における測定電圧は、５０Ｈｚから数１０メガヘルツの範囲の周波数スペクトルにわたり１～３Ｖ ＲＭＳ（二乗平均平方根）より高くなる可能性がある。しかしながら、心臓信号の振幅の測定値は、２５マイクロボルト～５ｍＶの範囲である可能性がある。雑音を含む環境の中でこれらの信号を表示するために、心臓信号は、従来、たとえば、５００ｋＨｚで約７０Ｖ ＲＭＳでＲＦアブレーションエネルギーを送達するか又は最大２５ｍＡで心臓刺激を送達しながら、（たとえば、関連情報を逃さないように）詳細の損失なしに且つ（たとえば、信号詳細を隠さないように）最小限の雑音の追加で増幅され表示される。
[0136] こうした環境において対象の心臓信号を適切に収集して同定するために、非常に高い信号対雑音（ＳＮＲ）比（３０ｄＢ程度）が望ましいが、ソフトウェア方法により電気的に処理しなければならなくなる前に電気干渉源を最小化するか又はなくす手法なしには、達成可能ではない。こうした雑音を含む環境において信号を調整するために使用される従来のハードウェア手法としては、ケーブルの遮蔽、機器の接地、入力と出力の均衡、差動増幅、フィルタリング、回路インピーダンスの低下、電気的絶縁又は信号強化技法が挙げられる。これらの従来の方法は、十分なＳＮＲを達成するのに限られた効果しかなかった。
[0137] 開示するハードウェア実施形態は、新規な電気回路トポロジを適用して雑音を最小化し、対象のＩＣ信号及びＥＣＧ信号を隔離し、それらの信号を調整し、望ましくないアーチファクトを除去しながら、干渉を低減させることができる。これは、信号が、電気生理学者に略リアルタイム視覚化及び包括的信号レビューの能力を提供する処理ソフトウェアに渡される前に、行うことができる。本明細書に記載するＥＰシステムの実施形態は、相当なＳＮＲ改善を達成することができる。
[0138] 図２は、いくつかの実施形態による、たとえば、ＥＰワークステーション２０１及びＥＰコンソール２１４を含む、開示するＥＰハードウェアシステム２００を表す、ハードウェアシステムブロック図である。本システムは、ユーザ入力、視覚化及びレビューワークステーション（本明細書では、「ＥＰワークステーション２０１」）からのＥＰ測定ハードウェアの光インタフェース２１６を備えたＥＰコンソール２１４を含むことができる。ＥＰワークステーション２０１は、たとえば、キーボード／マウス２１０と、複数のモニタ２０２がＥＰ信号視覚化及びレビューソフトウェアに対する多重信号、多重文脈表示能力を提供するのを容易にするモニタ分配器２０６とともに、従来の実験室ＰＣ２０８を含むことができる。ＥＰワークステーション２０１はまた、たとえば、ＵＳＢ２．０を介するＥＰコンソール２１４からの電気的に隔離されたデータ伝送のためのさらなる光インタフェース２１２も含むことができる。
[0139] ＥＰコンソール２１４は、１つ又は複数のＥＣＧ増幅器２１８と、単極信号を処理する１つ又は複数のユニポーラ増幅器２２０と、ＥＣＧ及びＥＧＭモニタリングユニット２２４からの双極信号を処理するバイポーラ増幅器２２２とを含むことができる。ＥＰコンソール２１４はまた、本線の１２０／２４０Ｖ、５０／６０Ｈｚ電源電力を診断機器によって使用されるようにＤＣ電力に調整及び変換する、専用ＡＣ入力フィルタ２３４、ＡＣ／ＤＣ電源２３６及びＤＣ／ＤＣ電源２３８も含むことができる。ＥＣＧ及びＥＧＭ電極入力２３２は、保護のためにさらなる入力インピーダンスを提供するヨーク２２６を通してＥＰコンソール２１４に入ることができる。ジャンクションボックス（１及び２）２２８、２３０が、ＥＧＭモニタリングユニット２２４による後続する処理のためにＩＣカテーテル入力（図示せず）のための好都合なプラグインインタフェースを提供することができる。
[0140] 図３は、いくつかの実施形態による、ＥＣＧボード３０２及びＩＣボード３１６を含む、ＥＰハードウェアシステム入力段のマルチチャネルアナログ－デジタル入出力モジュール３００を表すブロック図である。ＥＣＧボード３０２及びＩＣボード３１６は、図２のＥＣＧ増幅器２１８、ユニポーラ増幅器２２０及びバイポーラ増幅器２２２の一部を表す。ＥＣＧボード３０２及びＩＣボード３１６は、後述する（図４を参照）複数のＥＰハードウェアシステム入力段４００を含む。図３は、例示的な実施形態による、１つの８チャネルＥＣＧボードと１つのマルチチャネルＩＣボードとを示す。いくつかの実施形態は、少なくとも１６個のチャネルを有する。他の実施形態は、より多いか又は少ないチャネルを含むことができる。
[0141] 図３において、アナログ入力Ｖ１～Ｖ６ ３０４は、患者の胸部のさまざまな場所に配置することができる６つの別個のＥＣＧ（前胸部）電極を表す。アナログ入力ＬＬ、ＲＡ及びＬＡ３０６は、それぞれ、左脚、右腕、及び左腕の肢誘導を表す。アナログ出力ＲＬ３０８は、本開示で後に考察するように、右脚を駆動する患者戻りラインを表す。同様に本開示において後に考察する、ＥＣＧボード３０２上のＷＣＴ３１４は、ウィルソン結合電極であり、それもまた、アナログ入力ＬＬ、ＲＡ及びＬＡ３０６を使用する。そして、ＷＣＴ３１４の出力は、アナログ入力Ｖ１～Ｖ６ ３０４に対応するＥＰハードウェアシステム入力段４００の各チャネルに入力することができる。デジタル出力Ｖ１～Ｖ６ ３１０の各々は、それぞれのアナログ入力Ｖ１～Ｖ６ ３０４の調整され且つデジタル化されたバージョンを表す。例示的な実施形態では、デジタル出力Ｉ、ＩＩ３１２は、誘導ＩとしてＲＡを基準とするＬＡと、誘導ＩＩとしてＲＡを基準とするＬＬとを、調整され且つデジタル化された形態で含むことができる。そして、３つの四肢コードＬＬ、ＲＡ及びＬＡ３０６の平均が、ゼロ電位点を近似して、ＲＬ３０８の生成のための参照レベルを提供することができる。
[0142] 図３において、ＩＣボード３１６への複数のアナログ入力が、心臓内カテーテルからＥＰハードウェアシステム入力段４００（図４を参照）を通るあり得る接続及びチャネルを表す。ＩＣボード３１６は、単極又は双極のいずれかであるＩＣ信号を受け入れることができる。ＩＮＤＩＦ３１８は、複数の単極不関誘導のための参照を提供する、不関電極を表す。ＩＣＵｎｉＷＣＴ１、２～Ｎ信号３２０は、ＷＣＴを基準とする単極ＩＣ信号を表す。ＩＣＵｎｉＩＮＤＩＦ１、２～Ｎ信号３２２は、各ＩＣ単極信号の活性電極を表す。ＩＣＤｉｆｆ１、２～Ｎ信号３２４は、ＩＣカテーテルからの複数の双極差動信号を表す。複数のデジタル出力が、アナログ入力の調整され且つデジタル化されたバージョン、特にＩＣＵｎｉＷＣＴ１、２～Ｎ信号３２６、ＩＣＵｎｉＩＮＤＩＦ１、２～Ｎ信号３２８及びＩＣＤｉｆｆ１、２～Ｎ信号３３０を表す。
[0143] 図４は、いくつかの実施形態による、入力保護、信号フィルタリング、検出、フィードバック及び増幅の回路を有する、ＥＰハードウェアシステム入力段４００の単一チャネルを表すブロック図である。この回路は、ブロック図において、各々がハードウェアの機能性の一部を表す、番号が付されたブロック１～１１によって示されている。ブロックのこの分割及び符号付けは、説明を容易にするためであり、添付の特許請求の範囲によって提供される保護の範囲を限定するようには意図されていない。ＥＰハードウェアシステム入力段４００の入力保護及び信号フィルタリングセクションは、後述する差動信号増幅段５３２のための各入力信号の差動バージョンを生成する対称的な正回路及び負回路を含む。
[0144] 図５Ａは、いくつかの実施形態による、本明細書に開示する全体的なＥＰシステムのブロック図５００であり、主システム装置（ＭＳＵ）（ハードウェアコンポーネント）５０４から主処理装置（ＭＰＵ）（ソフトウェアコンポーネント）５１４へのインタフェースを概して示す。図５Ａについては、本開示において後により詳細に考察する。
[0145] 図５Ｂは、ＥＰハードウェアシステム入力段４００の主要セクションを表すブロック図５２４であり、セクション５３０、５３２、５３４は、ＥＰハードウェアシステム入力段４００に示すセクションと相互参照される。
[0146] 図５Ｂにおいて、アナログ入力保護／フィルタリング段５３０は、ブロック１－入力保護４０２ａ、ブロック２－ＲＦフィルタ４０４ａ、ブロック３－バッファ４０６ａ、ブロック４－ＤＣブロック４０８ａ、ブロック１０－低周波数フィードバック４２０ａ及びブロック１１－シールドドライブ４２２ａを含む。対称的な負回路は、ブロック１－入力保護４０２ｂ、ブロック２－ＲＦフィルタ４０４ｂ、ブロック３－バッファ４０６ｂ、ブロック４－ＤＣブロック４０８ｂ、ブロック１０－低周波数フィードバック４２０ｂ及びブロック１１－シールドドライブ４２２ｂを含む。信号増幅段５３２は、ブロック５－計装増幅器／フィルタ４１０、ブロック６－差動増幅器１／フィルタ４１２、ブロック７－差動増幅器２／フィルタ４１４及びブロック９－大信号検出／高速復帰４１８を含む、差動回路を含む。Ａ／Ｄ変換器段５３４は、ブロック８－Ａ／Ｄ変換器４１６を含む。Ａ／Ｄ変換器段５３４はまた、いくつかの実施形態ではＭＰＵ５１４によって表されるデジタル処理段５２８に光ファイバリンク５１２を介して伝送するために信号をフォーマットすることができる、通信モジュール５１０（図５Ａに示す）も含む。
[0147] 図４の所定のブロック１～１１の機能性、すなわち、ＥＰハードウェアシステム入力段４００の単一チャネルについては、以下の段落で説明する。
アナログ入力保護／フィルタリング段
[0148] 図５Ｂに示すＥＰシステムのアナログ入力保護／フィルタリング段５３０は、ブロック１－入力保護４０２ａ、４２０ｂ、ブロック２－ＲＦフィルタ４０４ａ、４０４ｂ、ブロック３－バッファ４０６ａ、４０６ｂ、ブロック４－ＤＣブロック４０８ａ、４０８ｂ、ブロック１０－低周波数フィードバック４２０ａ、４２０ｂ及びブロック１１－シールドドライブ４２２ａ、４２２ｂを含む。いくつかの実施形態によるこれらの要素について、以下の段落でより詳細に説明する。
[0148] 図５Ｂに示すＥＰシステムのアナログ入力保護／フィルタリング段５３０は、ブロック１－入力保護４０２ａ、４２０ｂ、ブロック２－ＲＦフィルタ４０４ａ、４０４ｂ、ブロック３－バッファ４０６ａ、４０６ｂ、ブロック４－ＤＣブロック４０８ａ、４０８ｂ、ブロック１０－低周波数フィードバック４２０ａ、４２０ｂ及びブロック１１－シールドドライブ４２２ａ、４２２ｂを含む。いくつかの実施形態によるこれらの要素について、以下の段落でより詳細に説明する。
入力保護回路
[0149] 図６Ａ、図７及び図６Ｂは、いくつかの実施形態による、開示するＥＰシステムのアナログ入力保護／フィルタリング段５３０を含む回路を示す。図６Ａは、大きい過渡電圧から、具体的には、たとえば除細動パルスから、他のＥＰハードウェアシステム入力段４００回路を保護することができる、（図４においてブロック１（４０２ａ、４０２ｂ）によって表す）過電圧保護回路６００を示す。アナログ入力保護／フィルタリング段５３０は、回路が実際に処理することができる範囲の外にある入力電圧に対して保護することができる。
[0149] 図６Ａ、図７及び図６Ｂは、いくつかの実施形態による、開示するＥＰシステムのアナログ入力保護／フィルタリング段５３０を含む回路を示す。図６Ａは、大きい過渡電圧から、具体的には、たとえば除細動パルスから、他のＥＰハードウェアシステム入力段４００回路を保護することができる、（図４においてブロック１（４０２ａ、４０２ｂ）によって表す）過電圧保護回路６００を示す。アナログ入力保護／フィルタリング段５３０は、回路が実際に処理することができる範囲の外にある入力電圧に対して保護することができる。
[0150] 具体的には、アナログ入力保護／フィルタリング回路５３０は、患者の身体に接続される、ＥＣＧ、ＩＣ及び他の電極誘導入力における高電圧過渡を、たとえば、ＥＰシステムバッファへの入力において１０ボルト未満まで低下させることができる。アナログ入力保護／フィルタリング回路５３０は、たとえば除細動器からの大信号が、システムの他の部分に損傷を与えるのを抑制することができる。さらに、アナログ入力保護／フィルタリング回路５３０は、印加される除細動パルスのエネルギーのたとえば１０％を超えて低下させることなく、クランピングなしに、又はアブレーション信号が印加される場合は非線形性を追加することなく、これらの機能を実施することができる。
[0151] 図６Ａは、高電圧サージ保護を提供するように、３００Ｖを超える電圧等、非常に高い電圧で始動することができる市販のガス放電管（ＧＤＴ）６０８を含む、ブロック１の過電圧保護回路６００の例示的な実施形態を示す。ＧＤＴ６０８は、たとえば、最大５０００Ｖの除細動信号を除去するために、信号をたとえば１８Ｖに逐次クリッピングするように設計された２段のダイオード６１０、６１２（及び抵抗器６０２、６０４）に結合されている。ダイオード６１０は、ＧＤＴ６０８が完全にオンになるまでＧＤＴ６０８を補助することができる、市販の静電気放電（ＥＳＤ）電圧抑制器デバイスを表す。ダイオード６１２は、ＲＦフィルタ（ブロック２）のＩｎ２入力を、図６Ａ及び図７において（ａ）と符号が付けられているノードにおいて１８Ｖに制限することができる、市販の双方向ＥＳＤ保護ダイオードを表す。
[0152] 従来、およそ５０００Ｖの除細動信号は、損傷を防止するために±５Ｖにクランプされる。本開示の場合、除細動信号は同様にクランプすることができるが、たとえば、５００ｋＨｚでおよそ２００Ｖのアブレーション電圧を有するアブレーション信号は、線形に通過させて、入力抵抗器ＲＣａｂｌｅ、６０２、６０４及びブロック２（図４、４０４ａ、４０４ｂ）、すなわちＲＦフィルタ７０２によって減衰させることができる。
[0153] 図７は、ＲＦフィルタ７０２及びシールドドライブ７３０を含む、ＲＦフィルタ／シールドドライブ７００を示す。ＲＦフィルタ／シールドドライブ７００は、アナログ入力保護／フィルタリング段５３０を通して信号Ｉｎ１２を伝送するために（ａ）と符号が付けられているノードにおいて、図６Ａの過電圧保護回路６００に接続している。ＲＦフィルタ／シールドドライブ７００のＲＦフィルタ７０２については、より詳細に後述する。ＲＦフィルタ／シールドドライブ７００のシールドドライブ７３０についてもまた後述する。
[0154] 入力過電圧保護回路６００はアブレーション信号をクランプせず、逆に、アブレーション信号は、不注意で変更されないように、線形に減衰する（たとえば、入力抵抗器ＲＣａｂｌｅ、６０２、６０４及びＲＦフィルタ７０２によって正比例で低減する）。たとえば、アブレーション信号が入力過電圧保護回路６００によってクランプされる場合、クランピングを上回るその信号の内容にそれ以上アクセスすることはできない。有利には、開示するＥＰシステムによるアブレーション信号の線形減衰により、アブレーション中に数ミリボルトの小さい心臓信号を記録することができる。当業者であれば、本明細書に開示する装置、システム及び方法が、対象の信号に影響を与える非線形性の発生を防止するために保護回路を通過させる必要がある（たとえば、クランプされない）他の高周波信号に同様に適用されることが理解されよう。
[0155] 図６Ｂは、アナログ入力保護／フィルタリング段５３０の最終セクションにおけるＥＳＤ入力保護回路６２０を表す。ＥＳＤ入力保護回路６２０は、図７の（ｂ）と符号が付けられているノードにおいてＲＦフィルタ／シールドドライブ７００に結合されている。ＥＳＤ保護チップ６２２が、データ線に対して最大３０ｋＶのＥＳＤ保護を提供することができ、ナノ秒で過電圧状態に応答することができる。この目的で、任意の数の市販のＥＳＤ保護デバイスを使用することができる。
[0156] 過渡電圧抑制器（ＴＶＳ）ダイオード６２８、６３０は、誘導された電圧がそれらの絶縁破壊電圧を超えるときに過度の電流を分流させることにより、１６ｋＶを超えるＥＳＤ保護を提供することができる。ＴＶＳダイオード６２８、６３０は、それらの絶縁破壊電圧を超える過電圧を抑制する「クランピング」又は制限デバイスとして機能することができ、過電圧が沈下すると自動的にリセットすることができる。ＴＶＳダイオード６２２、６３０は、他の共通の過電圧保護コンポーネントより高速に過電圧に応答することも可能であり、たとえば、「クランピング」は、約１ミリ秒で発生する。ＴＶＳダイオードは、概して、非常に高速な損傷を与える可能性がある電圧過渡に対して保護するために有利であり得る。
[0157] 図８Ａ～図８Ｅ及び図９Ａ～図９Ｅは、例示的な実施形態による、フロントエンド入力保護回路が高電圧過渡及びＥＳＤをいかに処理するかを実証するサンプル信号プロットを示す。図８Ａは、図６Ａにおいて「ＥＰ信号」と表示されている入力保護回路の入力に印加される、代表的な除細動器信号、Ｖ（Ｄｅｆｉｂ）の電圧を示す。実験室環境では、除細動器信号は、３２μＦコンデンサに５０００ボルトを印加し、次いで、患者の上の接続された電極にコンデンサを放電することにより、導出することができる。インダクタンス及び抵抗により、電極において受け取られる振幅は、およそ４５００ボルトであり、数１０ミリ秒続く。
[0158] 図８Ｂ～図８Ｅは、除細動信号が回路を進むことに応じた異なる電圧レベルを示す。図８ＢのＶ（Ｉｎ）は、図６ＡのＧＤＴ６０８における電圧である。ＧＤＴは、オフ状態では非常に低い静電容量（たとえば、１ｐＦ未満）と高いインピーダンス（たとえば、１００Ｍオームを超える）とを有する。ＧＤＴは、２つの電極の間の間隙として機能する。ＧＤＴは、イオン化してオンとなると、大通電容量（たとえば、数１０アンペアを通電する）により非常に低い抵抗（たとえば、数オーム）を有することができ、したがって、短絡として作用する。ＧＤＴの不都合は、図８ＢのＶ（Ｉｎ）のプロットが示すように、オンになるのに幾分かの時間がかかる可能性があるということである。ＧＤＴは２３０Ｖでトリガするべきであるが、有効にオンになり導通を開始する前に、電圧ははるかに高いレベルまで上昇する。ターンオン時間は、数１００ナノ秒である可能性がある。図６Ａにおける抵抗器ＲＣａｂｌｅは、ＧＤＴ６０８に向かう電流を制限する。これにより、システムにおいて放散される電力を低減させることができ、アナログ入力保護／フィルタリング段５３０が、患者に意図された相当の電力を分流させることがないことも確実にすることができる。
[0159] 図６ＡにおけるＥＳＤ電圧抑制器ダイオード６１０は、はるかに高速に、たとえばナノ秒以内でオンとなるが、迅速にアクティブになることができるようにより低い電力／エネルギー容量を有することができる。それらは、ＧＤＴ６０８が完全にオンとなる間、図８ＣのＶ（Ｐ１）の信号プロットに示すように、Ｐ１で、約３０Ｖまで電圧を保持することができる。ＧＤＴ６０８が完全にオンとなると、ＥＳＤ電圧抑制器ダイオード６１０はアクティブでなくなる。
[0160] 図６Ａにおける次の段は、図８ＤのＶ（Ｉｎ１２）に対する信号プロットに示すように、Ｉｎ１２、すなわちＲＦフィルタ（ブロック２）への入力における信号を、およそ１８Ｖに制限することができる、双方向の一対のＥＳＤ保護ダイオード６１２である。ＲＦフィルタを通過する信号については、ＲＦフィルタ（ブロック２）セクションにおいてさらに後述する。
[0161] 最後に、図６Ｂに示すように、Ｉｎ１３において、信号がブロック１のＲＦフィルタによってフィルタリングされた後、図８ＥのＶ（Ｉｎ１３）に対する信号プロットに示すように、ＥＳＤ保護チップ６２２は、ＶＤＤ±ダイオードドロップ（たとえば、±５．７ボルト）で信号をクリッピングすることができる。
[0162] 当業者であれば、ＧＤＴ６０８、ダイオード６１０、ダイオード６１２、ＥＳＤ保護チップ６２２及びＴＶＳダイオード６２８、６３０を含む、図６Ａ及び図６Ｂに示す入力保護回路の組合せが、ＥＰ記録システムの回路を保護することが理解されよう。しかしながら、この回路は単独では、アブレーション中に高品質のＥＰ記録を達成するのに不利益である可能性がある。たとえば、アブレーション信号がクリッピングされた場合、引き起こされる非線形性が、雑音をもたらし、対象の心臓信号を隠す可能性がある。医療チームは、アブレーション中に心臓信号を見ることを望む可能性があるため、ブロック２ＲＦフィルタを入力保護回路と一体化することは、従来の解決法に対する改善である。開示する実施形態により、アブレーション信号を線形にフィルタリングし、且つＥＣＧ信号及びＩＣ信号をモニタリングしながら、望ましくない破壊的であるか又は損害を与える可能性がある信号を減衰させることができる。
[0163] 図９Ａ～図９Ｅは、図６Ａ、図７及び図６Ｂの入力保護回路を通るアブレーション信号の伝播を示す信号プロットである。アブレーション入力は、図９ＡにおけるプロットＶ（Ｄｅｆｉｂ）によって示すように、センサ電極において４００Ｖｐｐである。信号は、入力保護回路の段を前進するに従い、抵抗器ＲＣａｂｌｅによって減衰し（図９ＢのプロットＶ（Ｉｎ）として示す）、抵抗器６０２によって減衰し（図９ＣのプロットＶ（Ｐ１）として示す）、抵抗器６０４によって減衰し（図９ＤのプロットＶ（Ｉｎ１２）として示す）、コンデンサ７１６（図９ＥのプロットＶ（Ｉｎ１３）として示す）によって減衰する。アブレーション信号電圧レベルは、図６ＡのノードＩｎでは１００Ｖｐｐであり、図６ＡのノードＩｎ１２では１２Ｖｐｐであり、図７のＲＦフィルタの後、ノードＩｎ１３では６０ｍＶである。アブレーション信号は、保護デバイスをトリガしないが、線形に減衰し、アブレーション中の心臓信号の観察及び／又は記録を可能にする。アブレーション信号は、信号増幅段５３２（図４、図５Ｂ及び図１０を参照）のブロック５、６及び７の各々において、且つ、９５０Ｈｚで１００ｄＢローパスフィルタを有するＡ／Ｄ変換器（図４のブロック８）において、さらにフィルタリングすることができる。
低周波数フィードバック及びシールドドライブを含むＲＦフィルタ回路
[0164] ＲＦフィルタ７０２は、ＥＰシステム入力においてアブレーション信号をフィルタリングし且つ線形に減衰させる入力保護回路への寄与に加えて、ブロック１０の低周波数フィードバック（図４、４２０ａ及び４２０ｂ、並びに図１６、１６００を参照）と連携して、回路全体が、たとえば、（たとえば、約０．０１Ｈｚ～約５００Ｈｚの周波数範囲を有する）小さい心臓信号を通過させる一方で、心臓モニタリング中、（たとえば、約３００ｋＨｚ～約６００ｋＨｚの周波数範囲で約２００Ｖの電圧振幅を有する）アブレーション信号の線形減衰を略リアルタイムに続けることができる。
[0164] ＲＦフィルタ７０２は、ＥＰシステム入力においてアブレーション信号をフィルタリングし且つ線形に減衰させる入力保護回路への寄与に加えて、ブロック１０の低周波数フィードバック（図４、４２０ａ及び４２０ｂ、並びに図１６、１６００を参照）と連携して、回路全体が、たとえば、（たとえば、約０．０１Ｈｚ～約５００Ｈｚの周波数範囲を有する）小さい心臓信号を通過させる一方で、心臓モニタリング中、（たとえば、約３００ｋＨｚ～約６００ｋＨｚの周波数範囲で約２００Ｖの電圧振幅を有する）アブレーション信号の線形減衰を略リアルタイムに続けることができる。
[0165] ＲＦフィルタ７０２は、アブレーション信号の振幅を、たとえば、いくつかの実施形態では少なくとも７５％、又はさらには他の実施形態では少なくとも９０％、線形に減衰させるように設計することができる。ＲＦフィルタ７０２は、たとえば、５ｋＨｚ未満の周波数を有する入力信号に対して実質的に減衰を提供しないように設計することができる。このＲＦフィルタ７０２はまた、ブロック１１のシールドドライブ７３０（図４、４２２ａ及び４２２ｂ並びに図７を参照）と連携して機能することも可能であり、シールドドライブ７３０は、ＲＦフィルタ７０２の入力コンデンサ７０６、７１４、７１６とともに作動して、回路全体の高い入力インピーダンスを維持するのに役立つことができる。この高い入力インピーダンスは、対象の心臓信号の入力損失を最小限にするのに役立つことができる。シールドドライブ７３０についてはさらに後に考察する。
低周波数フィードバック回路
[0166] ブロック１０（図４、４２０ａ及び４２０ｂを参照）、すなわち低周波数フィードバック回路１６００は、ブロック２ＲＦフィルタ（図４、４０４ａ及び４０４ｂ並びに図７、７０２を参照）に正のフィードバックを提供してＥＰシステムに対する入力インピーダンスを増大させ、したがって、信号減衰を低減させることができる。これは、心臓信号の周波数範囲におけるＥＰシステムの入力インピーダンスがＲＦフィルタ７０２によって損なわれる可能性があるため、有利である。
[0166] ブロック１０（図４、４２０ａ及び４２０ｂを参照）、すなわち低周波数フィードバック回路１６００は、ブロック２ＲＦフィルタ（図４、４０４ａ及び４０４ｂ並びに図７、７０２を参照）に正のフィードバックを提供してＥＰシステムに対する入力インピーダンスを増大させ、したがって、信号減衰を低減させることができる。これは、心臓信号の周波数範囲におけるＥＰシステムの入力インピーダンスがＲＦフィルタ７０２によって損なわれる可能性があるため、有利である。
[0167] 具体的には、図１０の計装増幅器１００１における高い入力インピーダンスを、ＲＦフィルタ７０２のＲＬＣネットワーク素子７０６、７０８、７１４、７１６の存在により、入力信号の周波数に応じて大幅に（たとえば、６０Ｈｚで１００分の１）低減させることができる。ＲＦフィルタ７０２はアブレーション周波数では有利であるが、低周波数でのインピーダンスの低減により、心臓信号の振幅が低減し、コモンモード除去が影響を受ける可能性がある。ＲＦフィルタ７０２の影響を軽減しなければ、計装増幅器１００１の利点が失われる。
[0168] その損失を軽減し、高いコモンモード除去（たとえば、１００ｄＢ程度）を維持するために、電源インピーダンスの変動がコモンモード信号を差動信号に変換しないように、電力線周波数で高いインピーダンスを維持することが望ましい。図１６に示すブロック１０低周波数フィードバック回路１６００は、ブロック３バッファ４０６ａ、４０６ｂからＢｕｆ１ １６０２として対象の信号のバッファリングされたバージョンを受け取る。次いで、低周波数フィードバック回路１６００は、演算増幅器１６０６を適用して、ＲＦフィルタ７０２のコンデンサ７０６、７１４、７１６のベース（すなわち、下部プレート）においてシールド１ ７２８を駆動する。具体的には、演算増幅器１６０６は、負荷効果をなくし、信号増幅段５３２へのアナログ入力保護／フィルタリング段５３０の高い入力インピーダンスを維持する、駆動回路としての役割を果たす。
[0169] ブロック１０低周波数フィードバック回路１６００がＲＦフィルタ７０２を低周波数で駆動すると、コンデンサ７１４、７１６にわたって電圧変動はわずかであるか又はまったくない。したがって、低周波数では、コンデンサ７０６、７１４、７１６は開回路として作用し、高い入力インピーダンスが維持される。しかしながら、より高い周波数では、ブロック１０のローパスフィルタリング機能性により、ブロック１０低周波数フィードバック回路１６００からのフィードバックは低減する。
[0170] 具体的には、演算増幅器１６０６への反転入力におけるコンデンサ１６６６及び抵抗器１６９３の組合せが、高周波数をフィルタリングする。この回路の出力は、入力を追跡しなくなり、Ｓｈｉｅｌｄ１ ７２８（ＲＦフィルタ７０２の参照ノードでもある）を、高周波信号に関して一定レベルで保持する。これにより、ＲＦフィルタ７０２の受動ＲＬＣネットワーク７０６、７０８、７１０、７１２、７１４、７１６は、高周波信号を減衰させることができる。
[0171] 具体的には、ブロック１０低周波数フィードバック回路１６００（図４、４２０ａ及び４２０ｂも参照）は、ブロック３バッファ回路（図４、４０６ａ及び４０６ｂを参照）からバッファリングされた信号を取得し、図７のＳｈｉｅｌｄ１ ７２８に補正信号、すなわち、ブロック２（図４、４０４ａ及び４０４ｂを参照）ＲＦフィルタ７０２のコンデンサ７０６、７１４、７１６におけるフィードバック信号としての入力の等価信号を生成する。コンデンサ７０６、７１４、７１６へのこのフィードバックは、回路に対する動的電流源として提供される。
[0172] ブロック２ ４０４ａ、４０４ｂのＲＦフィルタ７０２は、高周波数でのフィルタリングには有効であるが、ブロック１０ ４２０ａ、４２０ｂの低周波数フィードバック回路１６００からフィードバックを受け取るとき、低周波数では無効になる。高周波数では、ＲＦフィルタ７０２におけるコンデンサ７０６、７１４、７１６は、ＲＦ周波数で信号を有効に短絡させる分流コンデンサとして機能する。コンデンサ７０６、７１４、７１６のインピーダンスは、周波数が高くなるほど線形に低減する。低周波数フィードバック回路１６００は、高周波数ではＥＰシステムに影響を与えない。
[0173] 低周波数では、低周波フィードバック補正信号、すなわち、ブロック１０（図１６を参照）からブロック１１（図７のシールドドライブ７３０）へのＳｈｉｅｌｄ１ ７２８は、コンデンサ７０６、７１４、７１６が入力信号をまねるように、これらのコンデンサの下部プレートを駆動する。これにより、ＲＦフィルタ７０２の参照ノードが制御される。具体的には、コンデンサ７０６、７１４、７１６のプレートにおける電圧は、互いに同期して変化し、低周波数フィードバック回路１６００は、ＲＦフィルタ７０２のコンデンサ７０６、７１４、７１６の下部プレートを、上部プレートと同じ電圧であるように駆動し、コンデンサ７０６、７１４、７１６のプレートの電圧差がゼロになり、コンデンサ７０６、７１４、７１６が開回路として作用するようにする。
[0174] 低周波数フィードバックの目的は、Ｓｈｉｅｌｄ１ ７２８がＢｕｆ１ １６０２と等しくなるように、Ｓｈｉｅｌｄ１ ７２８とＢｕｆ１ １６０２との差を０にすることである。これが生じると、入力容量をなくすることができる。高周波数では、演算増幅器１６０６からの正のフィードバックはゼロに低減する。さらに、高周波数では、（たとえば、回路における他のコンデンサより３０倍大きい）コンデンサ７２２は、Ｓｈｉｅｌｄ１ ７２８と接地との間の短絡として作用する。これにより、ＲＦフィルタ７０２の参照ノードが有効に接地され、ＲＦフィルタ７０２はＲＦ周波数を完全に減衰させる。したがって、ブロック１０低周波数フィードバック回路１６００は、ブロック２ＲＦフィルタ７０２の素子の一意の構成と連携して作動して、ブロック５計装増幅器１００１に信号を渡す前にＲＦフィルタ７０２の負荷効果を除去する。
[0175] このように、計装増幅器１００１は、アブレーション信号が重なることなく心臓信号を調整することができる。その結果、低周波数での回路全体に対する入力は、依然として、ＥＰ環境において高忠実度心臓信号を視覚化するのに有利である非常に高い入力インピーダンス（たとえば、数１０Ｍオーム程度）を有することになる。さらに、ブロック１０は対称（たとえば、鏡像）回路であり、そのため、信号が回路を伝播するに従い、コモンモード雑音は減じられる。低周波数フィードバック回路１６００の別の利点は、その出力Ｓｈｉｅｌｄ１ ７２８を使用して、たとえば、図７のシールドドライブ７３０のＯｕｔＳ１において、入力ケーブルの外側シールドを駆動することができる、ということである。
シールドドライブ回路
[0176] ブロック１１（図４、４２２ａ及び４２２ｂを参照）、具体的には、図７に示すシールドドライブ７３０は、ブロック１０（図４、４２０ａ、４２０ｂを参照）の低周波数フィードバック回路１６００の出力（図１６のＳｈｉｅｌｄ１ ７２８）を受け取り、ＯｕｔＳ１においてケーブルシールドに正のフィードバックを提供し、したがって、入力ケーブルの実効入力容量を低減させる。したがって、ブロック２（図４、４０４ａ及び４０４ｂを参照）のＲＦフィルタ７０２における入力コンデンサ７１４、７１６の下部プレートから入力ケーブルのシールドまでの経路は、入力インピーダンスを可能な限り大きくするのにさらに寄与する。この高い入力インピーダンスにより、対象の心臓信号の入力損失が最小限になる。いくつかの実施形態では、シールドドライブ接続部は、シールドドライブが望まれない場合は接地される。
[0176] ブロック１１（図４、４２２ａ及び４２２ｂを参照）、具体的には、図７に示すシールドドライブ７３０は、ブロック１０（図４、４２０ａ、４２０ｂを参照）の低周波数フィードバック回路１６００の出力（図１６のＳｈｉｅｌｄ１ ７２８）を受け取り、ＯｕｔＳ１においてケーブルシールドに正のフィードバックを提供し、したがって、入力ケーブルの実効入力容量を低減させる。したがって、ブロック２（図４、４０４ａ及び４０４ｂを参照）のＲＦフィルタ７０２における入力コンデンサ７１４、７１６の下部プレートから入力ケーブルのシールドまでの経路は、入力インピーダンスを可能な限り大きくするのにさらに寄与する。この高い入力インピーダンスにより、対象の心臓信号の入力損失が最小限になる。いくつかの実施形態では、シールドドライブ接続部は、シールドドライブが望まれない場合は接地される。
信号バッファリング及びＤＣ阻止回路
[0177] ブロック３（図４、４０６ａ及び４０６ｂ）は、心臓信号の入力損失を最小限にするのに役立つ低雑音ユニティゲインドライバである。具体的には、ブロック３は、心臓信号に対する入力段の負荷を最小限にし、信号増幅段５３２を駆動する、高い入力インピーダンスを提供することができる。ブロック３において、２つの演算増幅器（回路は図示せず）は、入力をバッファリングし入力に高い入力インピーダンスを与える、ユニティゲインフォロワとしての役割を果たす２つのバッファを形成する。
[0177] ブロック３（図４、４０６ａ及び４０６ｂ）は、心臓信号の入力損失を最小限にするのに役立つ低雑音ユニティゲインドライバである。具体的には、ブロック３は、心臓信号に対する入力段の負荷を最小限にし、信号増幅段５３２を駆動する、高い入力インピーダンスを提供することができる。ブロック３において、２つの演算増幅器（回路は図示せず）は、入力をバッファリングし入力に高い入力インピーダンスを与える、ユニティゲインフォロワとしての役割を果たす２つのバッファを形成する。
[0178] ブロック４、すなわちＤＣブロック（図４、４０８ａ、４０８ｂ）は、患者の身体のセンサ／組織インタフェースからの入力オフセットが増幅器利得段に入るのを防止するハイパスモジュール（回路は図示せず）である。ブロック４において、２つのＤＣ阻止コンデンサ（図示せず）が、入力がカテーテルからの大きいオフセットの影響を受けないようにする。
心臓増幅段
[0179] ＥＰシステムの信号増幅段５３２（図５Ｂを参照）は、差動回路、すなわち、ブロック５－計装増幅器／フィルタ４１０、ブロック６－差動増幅器１／フィルタ４１２、ブロック７－差動増幅器２／フィルタ４１４及びブロック９－大信号検出／高速復帰回路４１８を含む。これらの回路について、以下の段落においてより詳細に説明する。
[0179] ＥＰシステムの信号増幅段５３２（図５Ｂを参照）は、差動回路、すなわち、ブロック５－計装増幅器／フィルタ４１０、ブロック６－差動増幅器１／フィルタ４１２、ブロック７－差動増幅器２／フィルタ４１４及びブロック９－大信号検出／高速復帰回路４１８を含む。これらの回路について、以下の段落においてより詳細に説明する。
計装増幅器／フィルタ回路
[0180] ブロック５（図４、４１０を参照）は、差動信号に対する増幅と、機器実験室又は医療環境からの望ましくない信号、具体的には、電力線雑音及び関連する高調波のコモンモード除去とを提供する、計装増幅器／フィルタである。図１０に詳述するブロック５は、その出力に約２０の差動利得がある利得段１００１を有し、そのＲＣネットワーク１００８、１０１０、１０１２、１０１４を通してＲＦ減衰のさらなるフィルタリングを提供する。たとえば、２つの演算増幅器１００６、１０１６は、心臓信号が増幅される前に、計装増幅器１００１への入力において心臓信号を受け取るように設計された、低雑音デバイスである。ブロック５計装増幅器１００１からの差動信号は、その後、ブロック６差動増幅器１ １０１７の精密抵抗器ブロック１０１８に入る。
[0180] ブロック５（図４、４１０を参照）は、差動信号に対する増幅と、機器実験室又は医療環境からの望ましくない信号、具体的には、電力線雑音及び関連する高調波のコモンモード除去とを提供する、計装増幅器／フィルタである。図１０に詳述するブロック５は、その出力に約２０の差動利得がある利得段１００１を有し、そのＲＣネットワーク１００８、１０１０、１０１２、１０１４を通してＲＦ減衰のさらなるフィルタリングを提供する。たとえば、２つの演算増幅器１００６、１０１６は、心臓信号が増幅される前に、計装増幅器１００１への入力において心臓信号を受け取るように設計された、低雑音デバイスである。ブロック５計装増幅器１００１からの差動信号は、その後、ブロック６差動増幅器１ １０１７の精密抵抗器ブロック１０１８に入る。
差動増幅器／フィルタ回路
[0181] ブロック６（図４、４１２を参照）は、コモンモード電圧を基準とするように、ユニティゲインである完全差動出力を生成する差動増幅器１０２０を有する。ブロック６差動増幅器１ １０１７は、ＲＦ減衰に対してさらなるフィルタリングを提供することができる。完全差動信号パスを維持することは、システムのデジタル部分からの雑音が入るのを低減させるのに役立つ。こうした雑音は、主に、コモンモード雑音として現れ、除去される。信号増幅段５３２のこの部分はまた、心臓信号のＤＣバイアスを０から２．５Ｖまでシフトさせ、その出力を０～５Ｖに制限する。
[0181] ブロック６（図４、４１２を参照）は、コモンモード電圧を基準とするように、ユニティゲインである完全差動出力を生成する差動増幅器１０２０を有する。ブロック６差動増幅器１ １０１７は、ＲＦ減衰に対してさらなるフィルタリングを提供することができる。完全差動信号パスを維持することは、システムのデジタル部分からの雑音が入るのを低減させるのに役立つ。こうした雑音は、主に、コモンモード雑音として現れ、除去される。信号増幅段５３２のこの部分はまた、心臓信号のＤＣバイアスを０から２．５Ｖまでシフトさせ、その出力を０～５Ｖに制限する。
[0182] コモンモードを基準とする第１完全差動増幅器１０２０を有するブロック６の出力において、コモンモードレベルは、信号がブロック７差動増幅器２ １０２１に入る際に２．５Ｖに設定される。この回路は、ブロック７の出力（Ｂ２ＯｕｔＰ、Ｂ２ＯｕｔＮ）へのアブレーション信号のローパスフィルタリングを続ける。ブロック６の差動増幅器１０２０と同様の第２完全差動増幅器１０３４を有するブロック７は、約０．５の利得を有し、ＲＦ減衰のためのさらなるフィルタリングは、回路素子１０２２、１０２４、１０２６、１０２８、１０３０、１０３２、１０３６、１０３８、１０４０、１０４２によって提供される。信号増幅段５３２のこの部分が、完全差動信号パスが雑音の除去を続けるように維持する。
[0183] ブロック７によって導入される利得により、回路は、たとえば、デルタ－シグマ変換器（図示せず）であり得る、Ａ／Ｄ変換器、すなわちブロック８（図４、４１６を参照）の入力制限に信号をクリッピングすることができる。上述したように、ブロック６差動増幅器１ １０１７は、２．５ボルトのバイアスレベルに対して±２．５ボルトまで各出力信号をクリッピングする。０．５の利得で、ブロック７差動増幅器２ １０２１の出力は、各出力に対して±１．２５ボルトの範囲において２．５ボルトで、又は２．５ボルトのピーク・ツー・ピーク差動電圧で、バイアスされた信号を生成する。これは、いくつかの実施形態では、たとえば、２４ビットＡ／Ｄ変換器４１６の制限を表す。出力制限をクリッピングし整合することにより、Ａ／Ｄ変換器４１６の入力は、過駆動されることが防止される。デルタ－シグマ変換器は、過駆動されると不安点に挙動する可能性があり、スプリアスの結果をもたらす可能性があるため、本実施形態が、Ａ／Ｄ変換器への入力の完全な範囲を可能にするがそれを超えないことが有利である。
[0184] 開示するＥＰシステムの信号増幅段５３２の全利得は、たとえば、いくつかの実施形態では２０以下とすることができ、又は、他の実施形態では５０以下とすることができる。たとえば、いくつかの実施形態では、計装増幅器１００１の出力における約２０の利得と、差動増幅器１ １０１７の出力におけるユニティゲインと、差動増幅器２ １０２１の出力における約０．５の利得とにより、Ａ／Ｄ変換器４１６の入力において約１０のシステム利得が生成される。概して、信号増幅段５３２は、出力において利得が１より大きい計装増幅器１００１と、出力において利得が約１である差動増幅器１ １０１７と、出力において利得が１未満である差動増幅器２ １０２１とを含むことができる。
[0185] システムの雑音を除去する能力が改善されることによるシステムの全体的な低利得により、従来のシステムと比較してさらなる改善が提供される。１６ビットＡ／Ｄ変換器を有する従来のシステムでは、より高い振幅信号が存在する場合に不明瞭になる小信号を視覚化するために、高利得が必要である。従来のシステムは、たとえば、最大５０００の利得を有する可能性があり、信号の飽和が急速に発生する。さらに、１６ビット変換器でより低い利得が使用される場合、量子化雑音が出力結果に悪影響を及ぼす可能性がある。２４ビットＡ／Ｄ変換器に結合された、約１０の低利得を有する開示するシステムにより、たとえば少なくとも２５０ｍＶの小信号入力まで飽和が防止され、量子化雑音が回避される。
大信号検出／高速復帰回路
[0186] ブロック６差動増幅器１ １０１７からの出力は、ブロック７差動増幅器２ １０２１に渡されることに加えて、ブロック９（図４、４１８及び図１０を参照）、すなわち、図１１の大信号検出／高速復帰回路１１００にも渡される。大信号検出／高速復帰回路１１００は、大信号を除去し、大過渡事象から迅速に復帰することができる。したがって、この回路は、従来達成されていたよりはるかに高速に飽和から復帰する能力が改善されるため、「高速復帰」回路と呼ぶ。
[0186] ブロック６差動増幅器１ １０１７からの出力は、ブロック７差動増幅器２ １０２１に渡されることに加えて、ブロック９（図４、４１８及び図１０を参照）、すなわち、図１１の大信号検出／高速復帰回路１１００にも渡される。大信号検出／高速復帰回路１１００は、大信号を除去し、大過渡事象から迅速に復帰することができる。したがって、この回路は、従来達成されていたよりはるかに高速に飽和から復帰する能力が改善されるため、「高速復帰」回路と呼ぶ。
[0187] 具体的には、大信号検出／高速復帰回路１１００は、差動入力信号が、少なくとも１０ミリ秒の持続時間、たとえば１００ｍＶを超えたことを検出することができ、これは、異常な動作範囲として同定される。この状態が検出されると、大信号検出／高速復帰回路１１００はブロック４ＤＣ阻止段（図４、４０８ａ及び４０８ｂを参照）の後の時定数を減少させて、心臓信号が飽和した状態であり続けないことを確実にすることができる。しかしながら、大信号検出／高速復帰回路１１００には、通常動作下ではごくわずかな効果しかあり得ないたとえば、大信号検出／高速復帰回路１１００は、ＥＰ環境においてモニタリングし記録すべき対象の信号である可能性があり、且つ概して１０ミリ秒未満続く過渡事象を有する可能性があるペーシングによってもたらされる高速過渡事象に、いかなる影響も与えることができない。
[0188] 一実施形態では、大信号検出／高速復帰回路１１００の第１段は、たとえば、２つの演算増幅器１１０８、１１１２を有する。演算増幅器１１０８の利得（たとえば、約４０）は、アクティブ化閾値、すなわち、大信号検出／高速復帰回路１１００が信号を制限する（又は、「ソフトクランプする」）ように動作することができる信号振幅を決定する。このアクティブ化閾値は、大信号検出／高速復帰回路１１００がアクティブになり、ノードＩｎ１４及びＩｎ２４において電圧をコモンモードレベルに向かって引っ張り始める前に、信号がどれくらい大きくなければならないかを決定する。たとえば、約８０の利得を有する演算増幅器１１０８は、約５０ｍＶで大信号検出／高速復帰回路１１００をアクティブにすることができ、約４０の利得を有する演算増幅器１１０８は、約１００ｍＶで大信号検出／高速復帰回路１１００をアクティブにすることができ、約２０の利得を有する演算増幅器１１０８は、約２００ｍＶで大信号検出／高速復帰回路１１００をアクティブにすることができる。信号振幅が、利得によって決まる設定された振幅レベルに達すると、電圧は、大信号検出／高速復帰回路１１００をアクティブにするために、ダイオード段の第１対１１１４、１１１６のアクティブ化閾値を超えるのに十分となる。
[0189] 演算増幅器１１１２は、コモンモード（ＣＭ）信号をバッファリングするためにユニティゲインを生成し、これは、演算増幅器１１０８を通して信号に対してコモンモード基準を提供する。演算増幅器１１０８は、ブロック６（図１０を参照）からＵ４Ｏｕｔ１信号及びＵ４Ｏｕｔ２信号を受け取る。したがって、Ｕ４Ｏｕｔ１信号及びＵ４Ｏｕｔ２信号の平均は、コモンモードノード（図１１のＣＭＢ）を基準とする。演算増幅器１１０８から出力される信号は、後続するコンデンサ１１２０、１１２４、１１２８、１１３２の帯電を制限するダイオード段の第１対１１１４、１１１６を通過する。バッファリングされたＵ４Ｏｕｔ１信号及びＵ４Ｏｕｔ２信号からの電荷を蓄積するこれらのコンデンサ１１２０、１１２４、１１２８、１１３２は、信号Ｕ４Ｏｕｔ１及びＵ４Ｏｕｔ２の反転バージョン及び非反転バージョンの両方に対して最大正（＋）電荷及び最大負（－）電荷を生成する。
[0190] コンデンサ１１２０、１１２４、１１２８、１１３２は、抵抗器１１１８、１１２２、１１２６、１１３０とともにノードＣ、Ｄ、Ｅ及びＦにおいてＲＣネットワークを形成し、それは、合わせて、時定数を決定するタイミングネットワークとしての役割を果たす。時定数は、大信号検出／高速復帰回路１１００がノードＩｎ１４及びＩｎ２４において電圧をＣＭに向けて引っ張る前に、信号がどれくらい長くそれらの最大振幅にあり得るかを決定する。このＲＣネットワークは、以降、「タイミングバンク」１１５８と称する。タイミングバンク１１５８のいくつかの実施形態は、たとえば２ミリ秒～１０ミリ秒の持続時間のペーシング信号の間の大信号検出／高速復帰回路１１００のアクティブ化を防止するように、たとえば、少なくとも１０ミリ秒の時定数を生成するように設計することができる。他の実施形態は、少なくとも５ミリ秒の時定数を生成するように設計することができる。
[0191] コンデンサ１１２０、１１２４、１１２８、１１３２が帯電すると、差が検出され、その信号は、入力をたとえば約±１００ｍＶの間に制限する（又は「ソフトクランプする」）、ダイオード段の第２対１１４６、１１４８を通過する。これにより、システムは、任意の相当な量の時間（たとえば、１００ミリ秒未満）、飽和するのが防止される。ダイオード段の第２対１１４６、１１４８はまた、信号が制限を必要とするほど大きく／長くない場合に、大信号検出／高速復帰回路１１００とＥＰシステムとの相互作用がないことも確実にする。言い換えれば、大信号検出／高速復帰回路１１００が有益でない場合、ダイオード段の第２対１１４６、１１４８は、大信号検出／高速復帰回路１１００を切断する。ブロック９大信号検出／高速復帰回路１１００は、ＥＰシステムが大信号スパイクによって影響を受けないことを確実にし、たとえば、演算増幅器１１０８が約４０の利得を有する場合、反転Ｕ４Ｏｕｔ１信号と非反転Ｕ４Ｏｕｔ２信号との差がたとえば約１００ｍＶである場合に、定常応答を可能にする。
[0192] ブロック９大信号検出／高速復帰回路１１００は、ＥＰシステムにおいて大信号電圧オフセットを除去する場所に配置される。当業者であれば、大信号検出／高速復帰回路１１００は、ＥＰシステムにおける、あり得る大信号スパイクが発生する可能性があり且つそれが望ましくない他の場所に、配置することができることを理解するであろう。当業者であれば、回路アクティブ化レベル及び時間を変更するために、大信号検出／高速復帰回路１１００内で、タイミングバンク１１５８のコンデンサ１１２０、１１２４、１１２８、１１３２及び抵抗器１１１８、１１２２、１１２６、１１３０等の電子コンポーネントを取り換えることができることもまた理解されよう。大信号検出／高速復帰回路１１００は、当業者であれば理解されるように、他のタイプの電気信号から大信号電圧オフセットを除去するために、他の信号収集及び処理システムのさまざまな実施形態で使用することができる。
[0193] いくつかの実施形態では、ブロック９大信号検出／高速復帰回路１１００（図４、４１８を参照）の出力Ｉｎ１４、Ｉｎ２４は、ブロック４、すなわちＤＣブロック（図４、４０８ａ及び４０８ｂ）にフィードバックされる。ブロック４のＤＣ阻止コンデンサ（図示せず）は、入力信号に再度さらなるバイアス（たとえば、補正バイアス）を追加する。したがって、ブロック９大信号検出／高速復帰回路１１００からの信号は、ブロック９に供給される信号が大きく（たとえば、１００ｍＶ以上の程度の振幅を有する）ない限り、ブロック４ＤＣブロックにフィードバックされない。言い換えれば、大信号事象が発生しない限り、ブロック９の出力信号は、ブロック４に入らない。ノードＩｎ１４及びＩｎ２４は通常切断されている。
[0194] 図１１の大信号検出／高速復帰回路１１００の例示的な実施形態について、図１２、図１３Ａ～図１３Ｃ、図１４Ａ～図１４Ｄ並びに図１５Ａ及び図１５Ｂの信号プロットに関して詳細に説明する。サンプル信号が、ＥＰシステムの入力に印加され、そのサンプル信号について、回路を通してさまざまな箇所で説明する。この例では、大信号検出／高速復帰回路１１００を実証するために使用される信号は、図６Ａ及び図７のノードＩｎ１２において２０ｍＶｐｐ信号を印加し、ノードＩｎ２２（対象的な負のノード、図示せず）、具体的にはＲＦフィルタ７０２の入力においてゼロ入力を印加することによって生成される。１０ｍｓｅｃの時点で、ノードＩｎ１２において信号に２００ｍＶステップが追加される。これは、ＥＰシステムを横断するに従い、２００ｍＶ差動信号になり、これにより、信号は、大部分の従来のモニタリングデバイスの表示範囲外になる可能性がある。こうした２００ｍＶ信号は、信号をＥＰ環境で見ることができるように、概して除去されるべきである。
[0195] 図１２は、大信号検出／高速復帰回路１１００が接続されていない場合に、こうした入力信号に発生するものを示す。望ましくない２００ｍＶステップアップがあるサンプル入力２０ｍＶｐｐ信号が、アナログ入力保護／フィルタリング段５３０、計装増幅器１００１及び差動増幅器１ １０１７を通過して大信号検出／高速復帰回路１１００に達した後、大信号検出／高速復帰回路１１００が接続されていない場合、ＥＰハードウェアシステムは、２００ｍＶステップ信号から迅速に復帰することができない。こうした低速復帰により、心臓信号の同定が複雑になる。
[0196] 図１０の計装増幅器１００１の前に位置する抵抗器１００２及び１００４は、オフセット信号を最終的に接地レベルに引き戻すが、ブロック４のＤＣ阻止コンデンサ（図示せず）と抵抗器１００２との積によって、約２．７秒の時定数が生成される。この導入される遅延は、画面外又は飽和信号を回復するには長すぎる。図１２は、入力ノードＩｎ１４における信号が、約１００ｍｓｅｃでごくわずかに下方に、約４００ｍｓｅｃ（図示せず）で数ミリボルトのみ移動することを示す。こうした大過渡信号は、大信号検出／高速復帰回路１１００なしには、ＥＰシステムの動作に悪影響を与える可能性があり、それは、大過渡事象により、モニタリングされている信号が飽和状態に押しやられ、信号の波形詳細が失われるためである。
[0197] 図１３Ａ～図１３Ｃは、接続された大信号検出／高速復帰回路１１００を使用する場合の同じ２００ｍＶ大過渡信号を示す。この例では、図１３Ａ及び図１３Ｂに示すように、大信号検出／高速復帰回路１１００の両入力ノード、すなわちＩｎ１４及びＩｎ２４（図１１に示す）は、約１００ｍＶの振幅であるコモンモード信号Ｖ（ＣＭＢ）（図１３Ｃを参照）に向かって引っ張られる（付勢される）。Ｉｎ１４、すなわち、大信号検出／高速復帰回路１１００の正の入力ノードは引き下げられ、Ｉｎ２４、すなわち、大信号検出／高速復帰回路１１００の負の入力ノードは引き上げられる。Ｖ（ＣＭＢ）は、ノードＩｎ１４及びＩｎ２２における電圧の平均（回路全体への対称的な負の入力）である。所望のバイアスレベルは、ブロック６及び７の差動増幅器（それぞれ、１０２０及び１０３４）に直接印加され、それにより、それらの差動増幅器１０２０、１０３４においてコモンモード電圧が設定されるため、ノードＩｎ１４及びＩｎ２４の実際のコモンモードレベルは影響を及ぼさない。
[0198] 図１３Ａ及び図１３Ｂのプロットは、ノードＩｎ１４及びＩｎ２４の電圧が、約５０ミリ秒後にモニタリング範囲に引き込まれることを示す。したがって、制限又は「ソフトクランピング」は徐々に実施され、信号収集及び視覚化における不連続性が回避される。他の実施形態は、約１００ミリ秒の徐々の「クランピング」を可能にすることができる。
[0199] 図１４Ａ～図１４Ｄは、大過渡信号が、大信号検出／高速復帰回路１１００のさまざまな内部ノードを横断する際にいかに調整されるかを実証する。図１４Ａの信号プロットＶ（Ａ）及び図１４Ｂの信号プロット（Ｂ）は、図１１における大信号検出／高速復帰回路１１００の演算増幅器１１０８の出力を表す。この例では、演算増幅器１１０８は、入力に対して約４０の利得を有し、図１１においてノードＡ及びＢにわたって（４０×２００ｍＶ＝）８ボルトの差動信号を生成する。
[0200] 図１４ＣのプロットＶ（Ｃ）に示すように、図１１のノードＢに続き、負の信号は、図１１のノードＣにおいて電圧を引き下げる。ここでは、信号は、ノードＢにおいて発生する帯域内信号を除去するようにフィルタリングされており、ノードＣには低周波制御電圧が残っている。ノードＣにおける負電圧は、抵抗器１１４０、ダイオード１１５０及び抵抗器１１４４を通してＩｎ１４に接続されている。これにより、Ｉｎ１４を、図１３Ａに示すようなコモンモード電圧に向かって引き下げる電流が生成される。同様に、図１４ＤのプロットＶ（Ｅ）に示すように、ノードＡは、Ｉｎ２４を、図１１のノードＥ及びＪを通してコモンモード電圧に向かって引き上げる。
[0201] 図１１の大信号検出／高速復帰回路１１００のダイオードは、電流の方向を制御する。ダイオード段の第１対１１１４、１１１６（制限ダイオード）は、ノードＣ、Ｄ、Ｅ及びＦを帯電させ且つ放電するために異なる時定数を可能にする。それらはまた、出力Ａ及びＢがダイオード順方向電圧降下未満である場合にノードＣ、Ｄ、Ｅ及びＦが帯電しない、非動作範囲も提供する。ダイオード段の第２対１１４６、１１４８の「クランピング」ダイオード１１５０、１１５２、１１５４、１１５６は、入力ノードＩｎ１４及びＩｎ２４が正確な方向に引っ張られることを確実にする。
[0202] 図１５Ａ及び図１５Ｂは、図１１の大信号検出／高速復帰回路１１００のそれぞれ出力Ｉｎ１４及びＩｎ２４における、抵抗器１１４４、１１４２を通る電流の信号プロットを示す。通常動作中、電流は０であり、計装増幅器／フィルタ４１０回路は影響を受けない。差動レベルが高すぎる場合（すなわち、たとえば、数ミリ秒にわたって１００ｍＶを超える大信号が検出された場合）、それらの２つの抵抗器１１４４、１１４２における電流は、信号をコモンモード電圧Ｖ（ＣＭＢ）に向かって引き戻すのに役立つ。
Ａ／Ｄ変換器
[0203] Ａ／Ｄ変換器４１６、すなわちブロック８（図４を参照）は、回路の残りの部分から差動信号を受け入れるように設計されている完全差動Ａ／Ｄ変換器である。いくつかの実施形態では、ＥＰシステム回路モジュールの各々は、Ａ／Ｄ変換器４１６の８つの別個のチャネル内に差動対として供給するように８回複製される。たとえば、ＴＩ ＡＤＳ１２７８ ２４ビット、８チャネルデルタ－シグマ変換器を使用することができる。当業者であれば、同様の仕様の他のＡ／Ｄ変換器を選択する可能性がある。
[0203] Ａ／Ｄ変換器４１６、すなわちブロック８（図４を参照）は、回路の残りの部分から差動信号を受け入れるように設計されている完全差動Ａ／Ｄ変換器である。いくつかの実施形態では、ＥＰシステム回路モジュールの各々は、Ａ／Ｄ変換器４１６の８つの別個のチャネル内に差動対として供給するように８回複製される。たとえば、ＴＩ ＡＤＳ１２７８ ２４ビット、８チャネルデルタ－シグマ変換器を使用することができる。当業者であれば、同様の仕様の他のＡ／Ｄ変換器を選択する可能性がある。
[0204] いくつかの実施形態では、Ａ／Ｄ変換器４１６は、高度に線形であり、デルタ－シグマ変換器の特徴を示す。高度な線形性により、後述するように、正確なデジタル信号処理をソフトウェアで実施することができる。この構成により、ＲＦ減衰及びアンチエイリアシングに有利なハードウェアフィルタリングが最小限になり、ソフトウェアでのフィルタリング及び信号処理をより柔軟にすることができる。完全差動Ａ／Ｄ変換器を選択する利点は、任意のデジタル回路からのコモンモード雑音信号（たとえば、デジタルクロック信号）が除去されるということである。
ウィルソン結合電極－右脚駆動（ＷＣＴ－ＲＬＤ）回路
[0205] 入力コモンモード信号は任意の周波数であり得るが、主要な信号は、概して、たとえば米国では６０Ｈｚの電力線周波数である。従来のＥＰ環境では、ＥＣＧ（及び同様の）機器は、対象の信号より最大１００倍大きい可能性がある大量の６０Ｈｚ雑音を軽減する。さらに、電力線信号における歪みにより、概して最も雑音の覆い高調波である、１８０Ｈｚの強力な第３高調波があることが多い。より高い高調波及び他のコモンモード信号は、概して、より小さく、及び／又はＥＣＧ信号及びＩＣ信号に対して対象の周波数帯域を上回る。
[0205] 入力コモンモード信号は任意の周波数であり得るが、主要な信号は、概して、たとえば米国では６０Ｈｚの電力線周波数である。従来のＥＰ環境では、ＥＣＧ（及び同様の）機器は、対象の信号より最大１００倍大きい可能性がある大量の６０Ｈｚ雑音を軽減する。さらに、電力線信号における歪みにより、概して最も雑音の覆い高調波である、１８０Ｈｚの強力な第３高調波があることが多い。より高い高調波及び他のコモンモード信号は、概して、より小さく、及び／又はＥＣＧ信号及びＩＣ信号に対して対象の周波数帯域を上回る。
[0206] いくつかの実施形態では、ウィルソン結合電極－右脚駆動（ＷＣＴ－ＲＬＤ）回路を使用して、特に６０Ｈｚ及び１８０Ｈｚの雑音が、コモンモード除去により、すなわち、電力線信号の第１高調波周波数及び第３高調波周波数を強化し、それらの信号を患者に戻すように選択的に供給してそれらを打ち消すことにより、除去される。図２３は、いくつかの実施形態による、改善されたＷＣＴ－ＲＬＤ回路の概略図を示す。
[0207] たとえば、図２３のＷＣＴ回路２３３２は、２つ又は３つの大きい抵抗器２３３４（たとえば、各電極において２０キロオーム）を通して結合電極（中心電極）２３３６に接続された２つ又は３つの肢電極（たとえば、右腕２３０４及び左腕２３０６、又は右腕２３０４、左腕２３０６及び左脚２３０８）を合計し平均することにより、仮想接地を提供する。当業者であれば、右腕（ＲＡ）２３０４、左腕（ＬＡ）２３０６及び左脚２３０８の平均が、右腕（ＲＡ）２３０４及び左腕（ＬＡ）２３０６の平均より、患者２３０２におけるコモンモード信号のより正確な推定値を提供することが理解されよう。当業者には理解されるように、ＲＡ信号及びＬＡ信号は、別法として、ＲＬ正（ＲＬＰ）信号２３３８及びＲＬ負（ＲＬＮ）信号２３４０のバッファリングされた（バッファ２３１２を参照）バージョンである。ＷＣＴは、従来、これらの四肢誘電の正味の電位差をゼロに近づけることにより、全体的な６０Ｈｚコモンモード雑音信号を低減させるように設計されている。
[0208] ＷＣＴ回路２３３２に、右脚、すなわち「右脚駆動」（ＲＬＤ）回路２３３０を介して、アクティブ電流を加えることにより、患者２３０２を共通増幅器と同じ電圧に駆動することができ、したがって、ＥＣＧ電極（ＬＡ、ＲＡ、ＬＬ及びＶ１～Ｖ６）の入力におけるコモンモード電圧が低減する。これは、コモンモード信号の反転を生成し、それを右脚への出力として印加することによって、行うことができる。具体的には、右脚駆動は、肢電極ＲＬによって表される。患者２３０２は、ＲＬ電極を通して、患者の体内に存在する干渉を無効にする、ＲＬＤ出力２３１０、すなわち、他のＩＣカテーテル信号又はＥＣＧ電極信号の合計され且つ反転されたバージョンを受け取る。これは、信号増幅段５３２のコモンモード除去特性と組み合わせて、コモンモード低周波干渉を（たとえば、標準規格ＩＥＣ６０６０１－２－２５によって指定される）許容可能なレベルまで低減させることができる。
[0209] しかしながら、身体のすべての部分において６０Ｈｚ及び１８０Ｈｚの雑音は等しくないため、コモンモード除去のみでは雑音のすべてを除去することができない。図２３のＷＣＴ－ＲＬＤ回路２３００は、システムに入ってくる、電力線周波数におよそ等しい参照信号を提供し、これにより、全体的なコモンモード信号がさらに低減する。したがって、開示するＷＣＴ－ＲＬＤ回路２３００及び従来のコモンモード除去の組合せにより、コモンモード信号の低減が有利に改善される。
[0210] ＷＣＴを使用する例示的な実施形態では、ＥＰシステム内のＷＣＴ入力は、ブロック３バッファ回路（図４、４０６ａ及び４０６ｂを参照）に、双極正（＋）又は負（－）カテーテル入力にとって代わる任意選択的な単極入力を提供することができる。具体的には、ＷＣＴ－ＲＬＤ回路２３００は、右腕２３０４、左腕２３０６及び左脚２３０８の電極信号を平均する。その結果は、演算増幅器２３１４によってバッファリングされ、出力ＷＣＴＢｕｆ２３１６は、患者が接続されるときはいつでも実施形態で具体的に使用される、ＥＰシステムにおいて望まれる場合はいつでも単極フィードバック信号として、送信される。本明細書に開示するＷＣＴ－ＲＬＤは、ＲＬＤ信号を生成する新規な手法により、従来の単極ＷＣＴ解決法を強化する。
[0211] いくつかの実施形態では、ＷＣＴ－ＲＬＤ回路２３００における新規な手法は、６０Ｈｚ電力線周波数又は１８０Ｈｚの第３高調波周波数でより強力なＲＬＤを生成することができる、「Ｔｗｉｎ－Ｔ型」フィードバックネットワーク２４４０（図２３及び図２４を参照）と称する、追加のフィルタ回路を提供することである。これは、アブレーション中に特に有用である。Ｔｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０は、６０Ｈｚ及び１８０Ｈｚ両方で共振するが、有利には、他の周波数でのフィードバックを低減させることにより位相発振を防止する。
[0212] 図２４は、いくつかの実施形態による、ＷＣＴ－ＲＬＤ回路２３００のＲＬＤ回路２３３０とインタフェースするＴｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０の概略図を示す。図２４のＴｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０は、改善されたノッチフィルタとしての役割を果たす。抵抗器２４０６、２４０７、２４０８、２４０９、２４１０、２４１１及びコンデンサ２４０１、２４０２、２４０３、２４０４は、６０Ｈｚでノッチを生成する、単一のＴｗｉｎ－Ｔ型ネットワークを形成する。次の段、すなわち、抵抗器２４１２、２４１３、２４１４、２４１７、２４１８、２４１９及びコンデンサ２４１５、２４１６、２４２０、２４２１は、同様に、１８０Ｈｚでノッチを生成する。しかしながら、ネットワークが演算増幅器フィードバックパスにあるとき、逆関数が得られる。
[0213] たとえば、図２５のプロット２５００において示すように、演算増幅器２４２５におけるＴｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０のＲＬＤ出力は、２つのピーク、すなわち、６０Ｈｚにおけるピーク２５１０及び１８０Ｈｚにおけるピーク２５２０を生成する。１０ｋＨｚ以上等、より高い周波数では、位相変化はゼロに近づく。これにより、発振をもたらす可能性があるこれらのより高い周波数でのＲＬＤ回路２３３０の位相変化が防止される。これらのより高い周波数での最小位相変化により、アブレーション周波数の近くでの発振を防止することができ、これは、本来はフィルタリングで除去することがより困難である。
[0214] Ｔｗｉｎ－Ｔ型回路は電子設計で使用されるが、以前は、本明細書に開示するようにＷＣＴ－ＲＬＤ回路では使用されていなかった。Ｔｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０は、電力線信号がより高い周波数では位相応答に影響を与えないように、従来はＲＬＤ信号を生成しているときに既知の回路によって渡される電力線信号を除去する。したがって、Ｔｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０は、電極誘導からＲＬＤ信号を生成するために有利な用途を有する。
[0215] 図２３の実施形態では、ＲＬＤ回路２３３０は、ＲＬＤ出力２３１０を別個の信号として患者２３０２に戻すように供給することにより、電力線を追跡する。この回路において、別法としてＲＡ信号及びＬＡ信号であり得る、右脚正（＋）（ＲＬＰ）２３３８及び右脚負（－）（ＲＬＮ）２３４０の差動入力信号は、バッファリングされる２３１２。次いで、Ｔｗｉｎ－Ｔ型フィードバックネットワーク２４４０は、バッファリングされた右脚信号を６０Ｈｚ及び１８０Ｈｚで強化／増幅し、この信号は、ＲＬＤ回路２３３０によって反転され再度バッファリングされる。このＲＬＤ回路２３３０は、演算増幅器２３２８、抵抗器２３２０、２３２４、２３２６及びコンデンサ２３１８、２３２２を含む。信号は、ＲＬＤ回路２３３０を通過した後、患者の右脚の体表面誘導においてＲＬＤ出力２３１０（ＲＬＤｒｖ）として出力される。この効果は、回路全体が電力線を追跡し、回路のコモンモードが電力線雑音を除去するということである。さらに、右脚駆動回路は、およそ１マイクロアンペアより大きいいかなる信号も患者に戻らないように保護する。
[0216] いくつかの実施形態では、両単極信号の一次導関数を使用することにより、医師は、対象の信号が遠位電極から生じているか又は近位電極から生じているかを知ることができる。双極信号は、双極信号のいずれの成分が陰極から発生しているかに対して、双極信号のいずれの成分が陽極から発生しているかを同定するために、色分けされたフォーマットで表示することができる。そして、医師は、対象の主信号が近位電極から発生している場合は、その近位電極まで移動することができる。システムはまた、閉フィードバックループの一部として移動をもたらすロボットシステムとともに自動化することも可能である。
事例
[0217] 以下の事例は、開示するハードウェア回路構成がいかに、ＥＰ環境で見い出される信号を調整して、機器及び環境雑音の間で、且つモニタリング環境内に大きい干渉する可能性がある信号を導入する処置中に、改善された心臓モニタリングを可能にするかを示す。
[0217] 以下の事例は、開示するハードウェア回路構成がいかに、ＥＰ環境で見い出される信号を調整して、機器及び環境雑音の間で、且つモニタリング環境内に大きい干渉する可能性がある信号を導入する処置中に、改善された心臓モニタリングを可能にするかを示す。
信号事例１－コモンモード６０Ｈｚ及び帯域内５００Ｈｚ差動信号
[0218] 信号事例１は、従来のＩＣ誘導から見い出されるような帯域内（１０００Ｈｚ未満）差動信号を含む典型的なコモンモード６０Ｈｚ雑音信号を提示する。この例では、開示する回路の例示的なノードにおける信号を表す一例の信号プロットを示す。回路は、差動信号を増幅し、コモンモード信号を除去する。
[0218] 信号事例１は、従来のＩＣ誘導から見い出されるような帯域内（１０００Ｈｚ未満）差動信号を含む典型的なコモンモード６０Ｈｚ雑音信号を提示する。この例では、開示する回路の例示的なノードにおける信号を表す一例の信号プロットを示す。回路は、差動信号を増幅し、コモンモード信号を除去する。
[0219] 図１７Ａ及び図１７Ｂは、入力ノードＩｎ１２（図６Ａを参照）及びＩｎ２２（負、回路の下方分岐、図示せず）にそれぞれ印加される２Ｖｐｐ６０Ｈｚ正弦（電力線）信号の入力信号を示す。Ｉｎ１２には、０．２Ｖｐｐ、５００Ｈｚ正弦波信号が重なり（図１７ＡのプロットＶ（Ｉｎ１２）を参照）、Ｉｎ２２には、－０．２Ｖ、５００Ｈｚ正弦波信号が重なっている（図１７ＢのプロットＶ（Ｉｎ２２）を参照）。これにより、２Ｖｐｐ、６０Ｈｚコモンモード信号と０．４Ｖ、５００Ｈｚ差動信号とがもたらされる。これらの信号は、ブロック２のＲＦフィルタ７０２によって影響を受けるには周波数が低すぎる可能性があるため、ブロック３（バッファ４０６ａ、４０６ｂ）の出力において且つブロック４（ＤＣブロック４０８ａ、４０８ｂ）の後に同じ信号が現れる。
[0220] 図１７Ｃ及び図１７Ｄは、同様に図１７Ａ及び図１７Ｂに示す対応する入力信号と同じであるシールド入力信号（Ｓｈｉｅｌｄ１、Ｓｈｉｅｌｄ２）を示す。これらの信号は、ブロック１０（低周波数フィードバック回路１６００）からＲＦフィルタ７０２にフィードバックされて、ＲＦフィルタ７０２から負荷をなくす（図７のＳｈｉｅｌｄ１ ７２８を参照。Ｓｈｉｅｌｄ２、すなわち、回路の負の下方分岐は図示せず）。図７におけるＲＦフィルタ７０２の上方分岐のコンデンサ７１４、７１６、７０６における電圧変化は、ＲＦフィルタの対称的な下方分岐の対応するコンデンサ（図示せず）とともに、０に近く、低周波数で回路からそれらを有効に除去する。
[0221] 図１８Ａ及び図１８Ｂは、Ｏｕｔ１及びＯｕｔ２、すなわち、差動利得が２０であるブロック５（図１０の計装増幅器１００１）の出力を示す。コモンモード信号は１の利得を有し、差動信号は２０の利得を有する。この時点での信号は、各出力において２Ｖｐｐ、６０Ｈｚ正弦波となり、Ｏｕｔ１において４Ｖｐｐ、５００Ｈｚ信号が重なり（図１８Ａを参照）、Ｏｕｔ２において－４Ｖｐｐ、５００Ｈｚ信号が重なり（図１８Ｂを参照）、８Ｖｐｐ差動信号をもたらす。
[0222] 図１８Ｃ及び図１８Ｄは、それぞれ、図１０の出力Ｂ２ＯｕｔＰ及びＢ２ＯｕｔＮを示す。Ｂ２ＯｕｔＰ及びＢ２ＯｕｔＮにおいて、信号は、図１０の完全差動演算増幅器（ブロック６及び７、１０１７、１０２１）を通過しており、コモンモード信号を削除しており、コモンモード出力電圧、出力の基準をＶＯＣＭ（２．５Ｖバイアスレベル）としている。ブロック７の増幅器１０３４における０．５の利得により、Ｂ２ＯｕｔＰにおける２Ｖｐｐの５００Ｈｚ信号（図１８Ｃを参照）とＢ２ＯｕｔＮにおける－２Ｖｐｐ（図１８Ｄを参照）との最終的な組がもたらされ、それは、４Ｖｐｐ差動５００Ｈｚ信号と等価である。入力から出力まで、コモンモード利得は０であり、差動利得は１０である。したがって、コモンモード信号は、計装増幅器（ブロック５）と完全差動演算増幅器（ブロック６及び７）との結合された応答を通して削除することができる。
信号事例２－５００ｋＨｚアブレーション信号
[0223] 信号事例２は、アブレーション処置中に心臓モニタリングが続くに伴うＥＰシステム入力に印加される典型的な５００ｋＨｚアブレーション信号を提示する。望ましくないアブレーション信号は、開示する回路のＡ／Ｄ変換器（図４、ブロック８、４１６を参照）に達する前にフィルタリングされ且つ減衰する。
[0223] 信号事例２は、アブレーション処置中に心臓モニタリングが続くに伴うＥＰシステム入力に印加される典型的な５００ｋＨｚアブレーション信号を提示する。望ましくないアブレーション信号は、開示する回路のＡ／Ｄ変換器（図４、ブロック８、４１６を参照）に達する前にフィルタリングされ且つ減衰する。
[0224] 図１９Ａ及び図１９Ｂに示すように、アブレーション信号入力は、Ｉｎ１２に印加される０．２Ｖｐｐ、５００ｋＨｚ正弦波（図１９Ａ）と、Ｉｎ２２に印加される－０．２Ｖｐｐ、５００ｋＨｚ正弦波（図１９Ｂ）とである。これにより、０．４Ｖ、５００ｋＨｚ差動信号がもたらされる。この信号は、ブロック２（図４、４０４ａ及び４０４ｂ）のＲＦフィルタ７０２によって減衰させるべき周波数範囲にある。
[0225] 図１９Ｃ及び図１９Ｄは、回路がアブレーション信号を受け取ったときのＲＦフィルタ７０２（ブロック２）Ｉｎ１３の出力（及び対称的な下方分岐ＲＦフィルタ出力Ｉｎ２３）のプロットを示す。図１９ＣのプロットＶ（Ｉｎ１３）及び図１９ＤのプロットＶ（Ｉｎ２３）は、入力と同じスケールで示されている。信号は、数ミリボルトまで減衰していることが分かる。
[0226] 図２０Ａ及び図２０Ｂにそれぞれ示すＶ（Ｓｈｉｅｌｄ１）及びＶ（Ｓｈｉｅｌｄ２）のプロットは、シールド入力（たとえば、図７のＳｈｉｅｌｄ１を参照）にわたる同じ信号もまた大きく減衰し、図７のＲＦフィルタ７０２の上方分岐のコンデンサ７１４、７１６、７０６と、ＲＦフィルタの対称的な下方分岐の対応するコンデンサ（図示せず）との下部プレートを有効に接地して、ＲＦフィルタが５００ｋＨｚアブレーション信号を減衰させることができることを示す。
[0227] 図２１Ａ及び図２１Ｂは、２０の利得で、ブロック５（図１０の計装増幅器１００１）の出力における、信号Ｖ（Ｏｕｔ１）及びＶ（Ｏｕｔ２）それぞれのプロットを示す。残りの５００ｋＨｚ信号は、この２０倍の利得段を通過するが、この段における（コンデンサ１０１０及び１０１２からの）フィルタリングにより、５００ｋＨｚにおける利得はおよそ１倍に制限される。
[0228] 図２１Ｃ及び図２１Ｄに示すように、図１０のブロック６及び７における連続する完全差動演算増幅器１０１７、１０２１（及びそれらの負の下方分岐回路等化物）は、５００ｋＨｚ信号を、Ｂ２ＯｕｔＰ（図２１Ｃ）及びＢ２ＯｕｔＮ（図２１Ｄ）において０．５ｍＶ未満になるまでフィルタリングし続ける。残りの信号は、１０００Ｈｚを超えて１００ｄＢ減衰を提供するブロック８Ａ／Ｄ変換器（図４、４１６を参照）にけるフィルタによって除去される。したがって、アブレーション信号は、ＲＦフィルタ（ブロック２）、計装増幅器（ブロック５）及び完全差動演算増幅器（ブロック６及び７）の結合された応答を通して削除される。
ハードウェア／ソフトウェアインタフェース
[0229] 図５Ａは、いくつかの実施形態による、開示するＥＰ記録システムのハードウェアとソフトウェアとの関係を示す。主システム装置（ＭＳＵ）５０４は、ＥＰ記録システムのハードウェア回路を含む。図５Ａにおいて、ＷＣＴ５０７を含むＥＣＧボード５０６は、図３に示すＥＣＧボード３０２及びＷＣＴ３１４に対応する（相互参照のために、ＥＣＧボード３０２、５０６のデジタル信号出力は、Ｖ１～Ｖ６ ３１０及びＩ～ＩＩ３１２である）。同様に、ＩＣボード５０８は、図３におけるＩＣボード３１６に対応する（相互参照のために、ＩＣボード３１６、５０８のデジタル信号出力ＩＣ１…ＩＣＮは、ＩＣＵｎｉＷＣＴ１～ＩＣＵｎｉＷＣＴ２ ３２６、ＩＣＵｎｉＩＮＤＩＦ１～ＩＣＵｎｉＩＮＤＩＦ２ ３２８及びＩＣＤｉｆｆ１…ＩＣＤｉｆｆＮ３３０である）。ＥＣＧボード５０６及びＩＣボード５０８からのデジタル信号出力を主処理装置（ＭＰＵ）５１４のソフトウェアに通信するために、通信モジュール５１０及び光ファイバリンク５１２が設けられている。
[0229] 図５Ａは、いくつかの実施形態による、開示するＥＰ記録システムのハードウェアとソフトウェアとの関係を示す。主システム装置（ＭＳＵ）５０４は、ＥＰ記録システムのハードウェア回路を含む。図５Ａにおいて、ＷＣＴ５０７を含むＥＣＧボード５０６は、図３に示すＥＣＧボード３０２及びＷＣＴ３１４に対応する（相互参照のために、ＥＣＧボード３０２、５０６のデジタル信号出力は、Ｖ１～Ｖ６ ３１０及びＩ～ＩＩ３１２である）。同様に、ＩＣボード５０８は、図３におけるＩＣボード３１６に対応する（相互参照のために、ＩＣボード３１６、５０８のデジタル信号出力ＩＣ１…ＩＣＮは、ＩＣＵｎｉＷＣＴ１～ＩＣＵｎｉＷＣＴ２ ３２６、ＩＣＵｎｉＩＮＤＩＦ１～ＩＣＵｎｉＩＮＤＩＦ２ ３２８及びＩＣＤｉｆｆ１…ＩＣＤｉｆｆＮ３３０である）。ＥＣＧボード５０６及びＩＣボード５０８からのデジタル信号出力を主処理装置（ＭＰＵ）５１４のソフトウェアに通信するために、通信モジュール５１０及び光ファイバリンク５１２が設けられている。
[0230] いくつかの実施形態によれば、ＭＳＵ５０４の通信モジュール５１０は、独立したデジタル信号を、ＥＣＧボード５０６及びＩＣボード５０８のＡ／Ｄ変換器４１６、５３４から、光ファイバリンク５１２を介してＭＰＵ５１４に、デジタル信号処理のために送信する。通信モジュール５１０は、Ａ／Ｄ変換器４１６、５３４からの出力チャネルをサンプリングし、それらをシリアルフォーマットに変換し、光ファイバリンク５１２を介してデータを送信する。信号は、ＭＰＵ５１４における光ファイバリンク５１２の受信端においてパラレルフォーマットに戻すように変換される。
[0231] 本明細書では、ＥＣＧボード３０２、５０６及びＩＣボード３１６、５０８は、便宜上このような名称にしている。当業者には理解されるように、ＥＣＧボード３０２、５０６及びＩＣボード３１６、５０８の回路は、ＥＣＧ電極及びＩＣ電極以外のさまざまなタイプの電極から他の生理学的信号を受け入れることができる。
ＥＰ記録システムソフトウェアの説明
[0232] 本明細書には、複数の信号を略リアルタイムに処理及び表示する、システム、装置、デバイス、方法及び／又はコンピュータプログラム製品実施形態、及び／又はそれらのコンビネーション及びサブコンビネーションを提供する。たとえば、実施形態は、複数の生物医学的信号（たとえば、ＥＰ信号）を略リアルタイムに処理及び表示することを含むことができる。これらの実施形態のさらなる詳細を説明する前に、デジタル信号処理の簡単な概説を提供する。
[0232] 本明細書には、複数の信号を略リアルタイムに処理及び表示する、システム、装置、デバイス、方法及び／又はコンピュータプログラム製品実施形態、及び／又はそれらのコンビネーション及びサブコンビネーションを提供する。たとえば、実施形態は、複数の生物医学的信号（たとえば、ＥＰ信号）を略リアルタイムに処理及び表示することを含むことができる。これらの実施形態のさらなる詳細を説明する前に、デジタル信号処理の簡単な概説を提供する。
[0233] 概要で、デジタル信号処理は、信号において特定の特徴を同定するデジタル処理の使用、又は、元の信号より高い品質の信号を（たとえば、信号から雑音を除去することにより）生成することである。デジタル信号処理は、ある期間にわたる心臓の電気的活動を表すデジタル化された心電図検査（ＥＣＧ）信号又は心臓内（ＩＣ）信号に対して実施することができる。
[0234] アナログ信号に対してデジタル信号処理を実施するために、アナログ信号をデジタル形式に変換する必要がある。当業者には周知であるように、Ａ／Ｄ変換器４１６等のアナログ－デジタル（ＡＤ）変換器が、アナログ信号をデジタル信号に変換することができる。
[0235] デジタル信号処理は、デジタル信号処理機能を、ある信号の信号サンプルのシーケンスにおける１つ又は複数の信号サンプルに適用することを含むことができる。デジタル信号処理機能は、数学演算及び計算アルゴリズムのシーケンスであり得る。デジタル信号処理機能は、たとえば、信号サンプルを測定し、フィルタリングし、圧縮し、又は最適化することができる。
[0236] デジタル信号処理は、分析のタイプ及び処理されている信号のタイプに応じて、異なるデジタル信号処理機能を使用することができる。たとえば、デジタル信号処理は、異なるデジタル信号処理機能を使用して、音声信号において特定の語を同定するか、又は、映像信号からモーションブラーを除去することができる。
[0237] デジタル信号処理システムには、オーディオ信号処理、オーディオ圧縮、デジタル画像処理、映像圧縮、音声処理、音声認識、デジタル通信、デジタルシンセサイザ、レーダ、ソナー、金融信号処理及び地震学等、多くの応用がある。しかしながら、従来のデジタル信号処理システムは、多くの場合、生物医学的信号処理等、いくつかの応用では使用することができない。これは、現ＥＰ解決法を含む、従来のデジタル信号処理システムが、多くの場合、複数の信号を略リアルタイムに同時に表示することができないためである。さらに、従来の解決法では、ユーザは、ベース信号に新たなデジタル信号処理機能を動的に適用することはできない。また、従来の解決法は、多くの場合、複数の信号の略リアルタイムでの処理及び表示を同期させることはできない。これは、医師が有効な臨床診断を行うことができることが複数の信号を同じ時点で比較することによって決まる可能性があるため、臨床環境では問題があることが多い。最後に、アナログフィルタを使用する従来のＥＰシステムは、多くの場合、デジタル信号処理を完全に利用することができない。これは、機能がハードウェアで実装される場合、選択肢が大きく制限されるためである。たとえば、機能は除去することができず、したがって、デジタル信号処理の完全な可能性を得ることができない。
[0238] 本明細書に開示するデジタル信号処理（ＤＳＰ）は、これらの従来のシステムの問題を解決するためにさらに先を行く。複数の信号を略リアルタイムに処理し、時間整合し、表示するために同時の複数のＤＳＰフィルタを使用することに加えて、システムは、オペレータの仕事がより効率的であるように、アブレーション等の生物医学的処置に対する動作終点を明確にする。たとえば、本開示は、加算平均、遅延電位心電図を自動化し且つ作成するために、高忠実度体表面ＥＣＧ信号を提供する。アブレーション処置は、オペレータがアブレーションのために心臓組織を視覚化することができるように、内部心臓マップを使用する。内部心臓マップが作成されると、マップの妥当性は、体表面加算平均、遅延電位ＥＣＧに対するパーセンテージマップによって判断される。言い換えれば、完全なマップが作成される場合、遅延電位を含むすべての心臓内信号は、合計されるとき、高忠実度ＥＣＧから、加算平均、遅延電位マップのタイミング及び振幅の両方を再現するべきである。マップの妥当性を表すスコアが表示される。たとえば、５０％のスコアは、マッピングカテーテルが、遅延信号の幾分かが、高忠実度の加算平均、遅延電位マップデータを説明するために存在しなければならないために存在する部位に達していないことを意味する。遅延電位のアブレーションに続き、リアルタイムの高忠実度の加算平均、遅延電位ＥＣＧは、実際に、異常な遅延電位が改善されたか否かを判断する。改善されていない場合、遅延電位フィルタと誘導のための動的ウィンドウとを使用して、先行してタブが付けられた遅延電位のさらなるアブレーションを実施することができる。開示するシステムは、さらなるアブレーションの必要を低減させるように、オペレータをマップにおける正確な遅延電位領域に仕向けるデータを提供する
[0239] 図２６は、いくつかの実施形態による、複数の信号を略リアルタイムに処理及び表示するシステム２６００のブロック図である。システム２６００は、図５ＡのＭＰＵ（ソフトウェア）５１４を表し、図５Ｂのデジタル処理段５２８を実装することができる。システム２６００は、信号パスモジュール２６０２、構成パスモジュール２６２０及びモニタリングモジュール２６２２を含む。信号パスモジュール２６０２、構成パスモジュール２６２０及びモニタリングモジュール２６２２は、図８５のプロセッサ８５０４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールであり得る。別法として、複数のプロセッサを使用することができる。
[0240] 信号パスモジュール２６０２は、入力モジュール２６０４、タイマ２６０５、パケッタイザ２６０６、キューイングモジュール２６０８、パケットディスパッチャ２６１０、グローバル信号テーブル２６１２及び出力モジュール２６１６を含む。入力モジュール２６０４、タイマ２６０５、パケッタイザ２６０６、キューイングモジュール２６０８、パケットディスパッチャ２６１０、グローバル信号テーブル２６１２及び出力モジュール２６１６は、プロセッサ５００４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールであり得る。信号パスモジュール２６０２は、少なくとも、略リアルタイムでの複数の信号の処理及び表示をいかに同期させるかという技術的問題を解決する。信号パスモジュール２６０２は、後述するように、パケット化、キューイング及び処理遅延等化を含む、新規な多段プロセスを使用してこの技術的問題を解決する。
[0241] 第１段では、入力モジュール２６０４は、１つ又は複数のベース信号に対する信号サンプルを受け取ることができる。ベース信号は、いかなるデジタル信号処理も適用される前の信号であり得る。たとえば、ベース信号は、ＥＣＧ信号又はＩＣ信号等の生物医学的信号であり得る。当業者には理解されるように、ベース信号は、他のさまざまなタイプの信号であり得る。入力モジュール２６０４は、複数のベース信号に対して信号サンプルを受け取ることができる。たとえば、入力モジュール２６０４は、ＩＣ信号の信号サンプル及びＥＣＧ信号の信号サンプルを受け取ることができる。
[0242] 入力モジュール２６０４は、図５のＭＳＵ（ハードウェア）５０４に関連するハードウェアデバイスからベース信号の信号サンプルを受け取ることができる。たとえば、入力モジュール２６０４は、図３のＥＧＧボード３０２又はＩＣボード３１６等のハードウェアデバイスから信号サンプルを受け取ることができる。入力モジュール２６０４はまた、コンピュータファイルに格納されたデータから信号サンプルを受け取ることも可能である。たとえば、コンピュータファイルは、ハードウェアデバイスから受け取られた先行して記録された信号サンプルを含むことができる。
[0243] 入力モジュール２６０４は、Ａ／Ｄ変換器段５３４を介してハードウェアデバイスから信号サンプルを受け取ることができる。たとえば、入力モジュール２６０４は、ＥＧＧボード３０２からベース信号の信号サンプルを受け取ることができる。
[0244] 入力モジュール２６０４は、ハードウェアデバイスに取り付けられた電極からベース信号の信号サンプルを受け取ることができる。たとえば、入力モジュール２６０４は、ＥＣＧボード３０２に取り付けられた８つの電極の各々から信号サンプルを受け取ることができる。当業者には理解されるように、入力モジュール２６０４は、入力モジュール２６０４に接続されたハードウェアデバイスの数と、各ハードウェアデバイスに取り付けられた電極の数とに応じて、より多いか又は少ない信号サンプルを受け取ることができる。
[0245] 入力モジュール２６０４は、レビューモジュール２６２４によって後に分析するために、コンピュータ記憶デバイスに各ベース信号に対する１つ又は複数の信号サンプルを格納することができる。たとえば、入力モジュール２６０４は、図８５のメインメモリ８５０８又はハードディスクドライブ８５１２に１つ又は複数の信号サンプルを格納することができる。これにより、ユーザ（たとえば、医師）は、各ベース信号に対する１つ又は複数の信号サンプルをそれらが収集された後に再表示することができる。
[0246] 入力モジュール２６０４は、各ベース信号に対する１つ又は複数の信号サンプルをパケッタイザ２６０６にディスパッチすることができる。パケッタイザ２６０６は、受け取った信号サンプルに対して前処理を実施することができる。パケッタイザ２６０６は、受け取った信号サンプルに対して前処理を実施して、結果としての信号が信号パスモジュール２６０２における後の段に適合性があることを確実にする。当業者には理解されるように、パケッタイザ２６０６が実施する前処理のタイプは、ベース信号のタイプによって決まり得る。たとえば、パケッタイザ２６０６は、たとえば、ベース信号を表示するために、受け取った信号サンプルの二値をそれらの対応する物理値に変換することができる。
[0247] パケッタイザ２６０６は、受け取った信号サンプルを前処理した後、ベース信号の１つ又は複数の信号サンプルをパケットに格納することができる。パケットは、同じベース信号に属するＮ個の信号サンプルの連続したシーケンスであり得る。パケッタイザ２６０６による信号サンプルのパケットへの格納により、信号パスモジュール２６０２は、特に非リアルタイムオペレーティングシステムにおいて、略リアルタイムでの複数の信号の処理及び表示を同期させることができる。言い換えれば、パケットは、信号パスモジュール２６０２における処理の単位である。
[0248] パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５に基づいて、１つ又は複数の信号サンプルをパケットに格納することができる。タイマ２６０５は、高分解能タイマであり得る。たとえば、タイマ２６０５は、１ミリ秒分解能を有するMicrosoft Windows（登録商標）高分解能タイマであり得る。タイマ２６０５は、ハードウェアデバイスから又はコンピュータファイルから一定数の信号サンプル（たとえば、Ｎ個の信号サンプル）を受け取ることに関する時間の量に設定することができる。信号サンプルの一定数は、パケットに格納することができる信号サンプルの数に対応することができる。
[0249] パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５を使用して、各パケットが同じ数の信号サンプルを含むことを確実にすることができる。具体的には、パケッタイザ２６０６は、ベース信号の所与の数の信号サンプルを受け取ることに関連する時間の量にタイマ２６０５を設定することができる。言い換えれば、パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５がトリガされると特定数の信号サンプルを受け取るように予期することができる。
[0250] パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５を始動させることができる。次いで、パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５がトリガされるまで、入力モジュール２６０４から受け取った信号サンプルをパケットに格納することができる。次いで、パケッタイザは、パケットをキューイングモジュール２６０８にディスパッチすることができる。次いで、パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５を再始動させることができる。次いで、パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５が再度トリガされるまで、入力モジュール２６０４から受け取った信号サンプルの新たな組を新たなパケットに格納することができる。
[0251] パケッタイザ２６０６は、各パケットにタグを割り当てることができる。パケッタイザ２６０６は、同じ期間に対して異なるベース信号に関連する各パケットに同じタグを割り当てることができる。この割当により、信号パスモジュール２６０２は、同じ期間に対する異なるベース信号に対してパケットの処理及び表示を同期させることができる。割り当てられたタグは、表示モジュール２６１８が、異なる信号の出力を同期させるために使用することができる。言い換えれば、表示モジュール２６１８は、任意の所与の時点で同じタグに対して作業することができる。
[0252] 割り当てられたタグは、対応するパケットにおける信号サンプルが受け取られた期間に対応することができる。具体的には、タグは、対応するパケットにおける第１信号サンプルのサンプル番号に対応することができる。たとえば、パケッタイザ２６０６は、各パケットに１６個の信号サンプルを格納することができる。この場合、パケッタイザ２６０６は、パケットにおける信号サンプルの第１組を０というタグとともに格納することができる。パケッタイザ２６０６は、パケットにおける信号サンプルの第２組を１５というタグとともに格納することができる。パケッタイザ２６０６は、パケットにおける信号サンプルの後続する組を、３１、４７、６４等のタグとともに格納することができる。当業者には理解されるように、他のタグ割当の慣例を採用することができる。
[0253] パケッタイザ２６０６は、パケット化の後、所与のベース信号に関連する各生成されたパケットをキューイングモジュール２６０８に格納することができる。キューイングモジュール２６０８を図２７に示す。
[0254] 図２７は、いくつかの実施形態による、異なるベース信号に関連する各生成されたパケットを格納するキューイングモジュール２６０８のブロック図である。キューイングモジュール２６０８は、少なくとも、同じベース信号に対して複数の異なるデジタル信号処理機能をいかに動的に適用するかという技術的問題を解決する。キューイングモジュール２６０８は、この技術的問題を、各ベース信号に関連する生成されたパケットを、異なる信号モジュール２６１４によって動的に処理することができる別個のキューに格納することにより、解決する。図２７について図２６を参照して説明する。
[0255] キューイングモジュール２６０８は、１つ又は複数のキュー２７０２を含む。たとえば、図２７では、キューイングモジュール２６０８は、キュー２７０２－１、キュー２７０２－２及びキュー２７０２－Ｎを含む。各キュー２７０２に、所与のベース信号を関連付けることができる。キュー２７０２は、要素をそれらが挿入される順序で格納するキューデータ構造であり得る。たとえば、キュー２７０２に挿入される最初の要素は、キュー２７０２から取り出される最初の要素である。言い換えれば、キュー２７０２は、先入れ先出し（ＦＩＦＯ）データ構造である。当業者には理解されるように、キュー２７０２は、アレイ、リンクリスト又は他のさまざまなデータ構造で実装することができる。
[0256] パケッタイザ２６０６は、所与のベース信号に関連する各生成されたパケットを対応するキュー２７０２に格納することができる。たとえば、パケッタイザ２６０６は、ＩＣ信号に関連する生成されたパケットをキュー２７０２－１に、ＥＣＧ信号に関連する生成されたパケットをキュー２７０２－２に格納することができる。
[0257] パケッタイザ２６０６は、各パケットを、生成された順序でキュー２７０２に格納することができる。これにより、生成されたパケットにおける信号サンプルが、ハードウェアデバイスから又はコンピュータファイルから受け取られた順序で処理されることを確実にすることができる。
[0258] 図２６に戻ると、パケットディスパッチャ２６１０は、図２７のキュー２７０２からの生成されたパケットを、デジタル信号処理のためにグローバル信号テーブル２６１２における１つ又は複数の信号モジュール２６１４にディスパッチすることができる。パケットディスパッチャ２６１０は、少なくとも、複数の異なるデジタル信号処理機能を同じベース信号にいかに動的に適用するかという技術的問題を解決する。パケットディスパッチャ２６１０は、この技術的問題を、各ベース信号に関連する生成されたパケットを、デジタル信号処理のために適切な１つ又は複数の信号モジュール２６１４に動的にディスパッチすることにより解決する。
[0259] パケットディスパッチャ２６１０は、キューイングモジュール２６０８における１つ又は複数のキュー２７０２を連続的にスキャンすることができる。パケットディスパッチャ２６１０は、キューイングモジュール２６０８のキュー２７０２において利用可能な新たなパケットを検出する度に、キュー２７０２から新たなパケットを取り出すことができる。次いで、パケットディスパッチャ２６１０は、その新たなパケットを、デジタル信号処理のためにグローバル信号テーブル２６１２における１つ又は複数の信号モジュール２６１４にディスパッチすることができる。パケットディスパッチャ２６１０は、同じパケットを複数の信号モジュール２６１４にディスパッチすることができ、それにより、異なるデジタル信号処理機能を使用してベース信号を同時に処理することができる。さらに、パケットディスパッチャ２６１０は、異なるキュー２７０２からのパケットを異なる信号モジュール２６１４にディスパッチすることができるため、異なるデジタル信号処理機能を使用して、異なるベース信号を同時に処理することができる。
[0260] パケットディスパッチャ２６１０は、キュー２７０２からの新たなパケットを１つ又は複数の信号モジュール２６１４にディスパッチすることができる。パケットディスパッチャ２６１０は、グローバル信号テーブル２６１２を使用して、新たなパケットを１つ又は複数の信号モジュール２６１４にディスパッチすることができる。グローバル信号テーブル２６１２は、固定サイズアレイであり得る。アレイの各要素を、所与のベース信号、したがって所与のキュー２７０２に関連付けることができる。たとえば、１００個のベース信号がある場合、グローバル信号テーブル２６１２は、１００個の要素の固定サイズアレイであり得る。さらに、アレイの各要素に対して、対応するベース信号を処理するように設計された１つ又は複数の信号モジュール２６１４があり得る。いくつかの実施形態では、アレイの各要素は、固定サイズアレイ自体であり得る。このサブアレイの各要素を、所与の信号モジュール２６１４に関連付けることができる。たとえば、１０個の信号モジュール２６１４がある場合、このサブアレイは１０個の要素を含むことができる。したがって、限定ではなく例として、グローバル信号テーブル２６１２は１００×１０アレイであり得る。
[0261] パケットディスパッチャ２６１０は、新たなパケットのベース信号に関連するサブアレイにおける対応する要素を検査することにより、新たなパケットを信号モジュール２６１４にディスパッチすることができる。具体的には、パケットディスパッチャ２６１０は、サブアレイにおける対応する要素が、信号モジュール２６１４がパケットに関連するベース信号に割り当てられていることを示すか否かを判断することができる。
[0262] いくつかの実施形態では、グローバル信号テーブル２６１２は、所与の信号モジュール２６１４が所与のベース信号に割り当てられているか否かを、その所与の信号モジュール２６１４に関連するサブアレイにおける対応する要素に「０」又は「１」を格納することにより示すことができる。たとえば、グローバル信号テーブル２６１２は、所与の信号モジュール２６１４が所与のベース信号に割り当てられていないことを、サブアレイにおける対応する要素に「０」を格納することにより示すことができる。他のいくつかの実施形態では、グローバル信号テーブル２６１２は、所与の信号モジュール２６１４が所与のベース信号に割り当てられているか否かを、サブアレイにおける対応する要素に所与の信号モジュール２６１４への参照を格納することにより示すことができる。当業者には理解されるように、参照は、メモリポインタ、フラグ、ハンドル又は他のタイプの識別子であり得る。
[0263] パケットディスパッチャ２６１０はまた、ルックアップテーブルを使用して、新たなパケットを１つ又は複数の信号モジュール２６１４にディスパッチすることも可能である。ルックアップテーブルは、１つ又は複数の信号モジュール２６１４に所与のキュー２７０２をマッピングすることができる。パケットディスパッチャ２６１０は、１つ又は複数の信号モジュール２６１４が所与のキュー２７０２に関連するか否かを、ルックアップテーブルを使用して動的に判断することができる。次いで、パケットディスパッチャ２６１０は、デジタル信号処理のためにそのパケットを１つ又は複数の決定された信号モジュール２６１４にディスパッチすることができる。
[0264] パケットディスパッチャ２６１０が、デジタル信号処理のためにパケットを１つ又は複数の信号モジュール２６１４にディスパッチし始めることができる前に、構成パスモジュール２６２０が、信号パスモジュール２６０２を構成することができる。構成パスモジュール２６２０は、システム２６００の初期化中に、又はユーザが信号パスモジュール２６０２に新たな構成を適用するときに、この構成を実施することができる。構成パスモジュール２６２０を図２８に示す。
[0265] 図２８は、いくつかの実施形態による、略リアルタイムでの複数の信号の処理及び表示を同期させるように信号パスモジュール２６０２を構成する構成パスモジュール２６２０のブロック図である。構成パスモジュール２６２０は、少なくとも、１つ又は複数のベース信号に関連する複数の信号の略リアルタイムでの処理及び表示をいかに同期させるかという技術的問題を解決する。構成パスモジュール２６２０は、この技術的問題を、各信号モジュール２６１４が同じ対応するパケットの処理をおよそ同時に完了するように、各信号モジュール２６１４の処理遅延を等化することによって解決する。図２８について、図２６を参照して考察する。
[0266] 構成パスモジュール２６２０は、信号構成モジュール２８０２、信号ファクトリモジュール２８０４、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）等化器２８０６及びＤＳＰファクトリモジュール２８０８を含む。構成パスモジュール２６２０は、プロセッサ５００４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールである。構成パスモジュール２６２０は、信号ファクトリモジュール２８０４、ＤＳＰ等化器２８０６及びＤＳＰファクトリモジュール２８０８の実行を制御する。信号ファクトリモジュール２８０４、ＤＳＰ等化器２８０６及びＤＳＰファクトリモジュール２８０８は、プロセッサ５００４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールであり得る。
[0267] システム２６００の初期化中、又はユーザがシステム２６００に新たな構成を適用することに応じて、構成パスモジュール２６２０は、グローバル信号テーブル２６１２において１つ又は複数の信号モジュール２６１４を生成し且つ構成することができる。いくつかの実施形態では、構成パスモジュール２６２０の実行中、信号パスモジュール２６０２及びモニタリングモジュール２６２２の実行を一時停止することができる。
[0268] 構成パスモジュール２６２０は、信号構成モジュール２８０２を含む。信号構成モジュール２８０２は、１つ又は複数の信号処理仕様を受け取ることができる。信号処理仕様を使用して、信号モジュール２６１４を生成し且つ構成することができる。信号処理仕様は、処理すべきベース信号と、信号モジュール２６１４に対する入力及び出力パケットキューの長さと、ベース信号を処理するために使用すべきデジタル信号処理機能とを指定することができる。信号構成モジュール２８０２は、コンピュータファイルから１つ又は複数の信号処理仕様を受け取ることができる。このファイルは、ユーザが先行して指定した１つ又は複数の信号処理仕様を含むことができる。信号構成モジュール２８０２はまた、グラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）を介して信号処理仕様を受け取ることも可能であり、ＧＵＩでは、当業者には理解されるように、ユーザは、一連のコンピュータマウス、タッチ、キーボード及び／又は音声認識データ入力技法を使用して、信号処理仕様を入力することができる。
[0269] １つ又は複数の信号処理仕様を受け取ることに応じて、信号構成モジュール２８０２は、１つ又は複数の信号処理仕様を信号ファクトリモジュール２８０４に転送することができる。信号ファクトリモジュール２８０４は、信号処理仕様に基づいて信号モジュール２６１４を生成することができる。たとえば、信号ファクトリモジュール２８０４は、図２９に示すように、信号モジュール２６１４を生成することができる。
[0270] 図２９は、いくつかの実施形態による、信号ファクトリモジュール２８０４によって生成される信号モジュール２６１４のブロック図である。信号モジュール２６１４は、ベース信号から処理済み信号を生成することができる。信号モジュール２６１４は、入力パケットキュー２９０２、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）２９０４及び出力パケットキュー２９０６を含む。図２９について、図２６及び図２８を参照して考察することができる。
[0271] 信号モジュール２６１４は、入力パケットキュー２９０２、ＤＳＰ２９０４及び出力パケットキュー２９０６を含む。信号ファクトリモジュール２８０４は、信号構成モジュール２８０２からの信号処理仕様に基づいて、入力パケットキュー２９０２、ＤＳＰ２９０４及び出力パケットキュー２９０６を生成することができる。入力パケットキュー２９０２は、ＤＳＰ２９０４によって処理されるようにパケットディスパッチャ２６１０からの１つ又は複数のパケットを格納することができる。入力パケットキュー２９０２は、要素をそれらが挿入される順序で格納するキューデータ構造であり得る。たとえば、入力パケットキュー２９０２に挿入される最初の要素は、入力パケットキュー２９０２から取り出される最初の要素である。言い換えれば、入力パケットキュー２９０２は、先入れ先出し（ＦＩＦＯ）データ構造であり得る。当業者には理解されるように、入力パケットキュー２９０２は、リンクリスト、アレイ又は他のさまざまなデータ構造を使用して実装することができる。
[0272] 出力パケットキュー２９０６は、ＤＳＰ２９０４によって処理される１つ又は複数のパケットを格納することができる。出力パケットキュー２９０６は、要素をそれらが挿入される順序で格納するキューデータ構造であり得る。たとえば、出力パケットキュー２９０６に挿入される最初の要素は、出力パケットキュー２９０６から取り出される最初の要素である。言い換えれば、出力パケットキュー２９０６は、先入れ先出し（ＦＩＦＯ）データ構造であり得る。当業者には理解されるように、出力パケットキュー２９０６は、リンクリスト、アレイ又は他のさまざまなデータ構造を使用して実装することができる。
[0273] 信号ファクトリモジュール２８０４は、信号構成モジュール２８０２からの信号処理仕様に基づいてＤＳＰ２９０４を生成することができる。具体的には、信号ファクトリモジュール２８０４は、ＤＳＰファクトリモジュール２８０８にＤＳＰ２９０４を生成するように要求することができる。ＤＳＰファクトリモジュール２８０８は、信号処理仕様において指定されているデジタル信号処理機能に基づいてＤＳＰ２９０４を生成することができる。ＤＳＰファクトリモジュール２８０８は、さらに、デジタル処理機能に関連する１つ又は複数の信号処理パラメータに基づいてＤＳＰ２９０４を生成することができる。たとえば、ＤＳＰファクトリモジュール２８０８は、信号処理仕様に指定されているローパスフィルタ機能及びカットオフ周波数に基づいてＤＳＰ２９０４を生成することができる。
[0274] ＤＳＰ２９０４は、図８５のプロセッサ８５０４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールである。ＤＳＰ２９０４は、デジタル処理機能を１つ又は複数のパケット、したがって１つ又は複数の信号サンプルに適用することができる。当業者には理解されるように、デジタル処理機能は、１つ又は複数の信号サンプルを入力として取得し、それらを処理し、１つ又は複数の変更された可能性のある信号サンプルを出力として生成する、数学的アルゴリズムであり得る。高速フーリエ変換等の１つ又は複数の数学演算を使用して、デジタル処理機能を実装することができる。当業者には理解されるように、ＤＳＰ２９０４は、さまざまなタイプのデジタル処理機能を適用することができる。たとえば、ＤＳＰ２９０４は、当業者には理解されるように、ローパスフィルタ、ハイパスフィルタ、バンドパスフィルタ、バンドストップフィルタ、ノッチフィルタ、櫛型フィルタ、オールパスフィルタ、又は他のさまざまなフィルタを適用することができる。
[0275] ＤＳＰ２９０４はまた、さまざまな特徴に関して信号を分析するデジタル処理機能も適用することができる。たとえば、ＤＳＰ２９０４は、信号に雑音異常又は信号パターンが存在するか否かを判断するデジタル処理機能を適用することができる。ＤＳＰ２９０４は、信号における繰返しパターンを検出することによってもまた信号を分析することができる。これは、信号を先行して検出された（又は記録若しくは合成された）信号パターンと比較することを含むことができる。
[0276] たとえば、ＤＳＰ２９０４は、信号における遅延電位の存在を決定することができる。具体的には、ＤＳＰ２９０４は、一致した心拍に対して雑音異常とそれに続く同時に発生する後続する雑音異常との存在を決定することができる。同じ相対位置にある各後続する雑音異常は、遅延電位が位置していた信頼度レベルを増大させることができる。次いで、表示モジュール２６１８は、遅延電位の指示を表示することができる。
[0277] たとえば、ＤＳＰ２９０４による遅延電位のこうした決定は、肺静脈電位フィルタに使用することができる。具体的には、遅延したＰ波中期後の別個の電位図の、急速伝導に関するフィルタリングとの組合せを使用して、肺静脈電位を隣接する心房及び他の構造とは別個に同定することができる。これらの信号は、入口部（ostia）アブレーションが遅延及び除外を迅速に同定するための終点としての役割を果たすことができる。このシステムは、他の胸部静脈、半月弁の上方の心室遅延電位図、罹患した心筋における遅延電位、並びに冠静脈洞及びマーシャル静脈に使用することができる。
[0278] 同様に、ＤＳＰ２９０４は、信号における早期興奮の存在を決定することができる。具体的には、ＤＳＰ２９０４は、一致した心拍の基準点の前の所定セグメント内で発生する選択された閾値を超える最早の急峻な心臓内信号の存在を決定することができる。次いで、表示モジュール２６１８が、早期興奮の指示を表示することができる。
[0279] ＤＳＰ２９０４は、相関関数を使用して信号におけるパターンを検出することができる。たとえば、ＤＳＰ２９０４は、平均絶対偏差アルゴリズムを使用してパターンを検出することができる。当業者には理解されるように、ＤＳＰ２９０４は、他のさまざまなタイプのパターンマッチングアルゴリズムを使用することができる。
[0280] ＤＳＰ２９０４は、さまざまな信号特性（信号パターンとも称する）に基づいてパターンを検出することができる。たとえば、ＤＳＰ２９０４は、形状、振幅及び時間特性に基づいてパターンを検出することができる。当業者には理解されるように、ＤＳＰ２９０４は、他のさまざまなタイプの信号特性に基づいてパターンを検出することができる。
[0281] ＤＳＰ２９０４はまた、１つ又は複数の信号処理パラメータを含むことも可能である。信号処理パラメータは、ＤＳＰ２９０４がそのデジタル処理機能をいかに適用するかを制御することができる。たとえば、ＤＳＰ２９０４は、フィルタリングに対する閾値周波数又は振幅を指定する１つ又は複数の信号処理パラメータを含むことができる。ＤＳＰ２９０４はまた、検出すべき信号パターンを指定する１つ又は複数の信号処理パラメータ、又は雑音閾値も含むことができる。
[0282] ＤＳＰ２９０４は、入力パケットキュー２９０２におけるパケットにそのデジタル処理機能を適用することができる。いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、処理すべき新たなパケットに関して入力パケットキュー２９０２をスキャンすることができる。他のいくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、入力パケットキュー２９０２において新たなパケットが利用可能であるという通知を得ることができる。次いで、ＤＳＰ２９０４は、入力パケットキュー２９０２からパケットを取り出すことができる。
[0283] ＤＳＰ２９０４は、取り出したパケットにそのデジタル処理機能を適用することができる。言い換えれば、ＤＳＰ２９０４は、パケットにおける１つ又は複数の信号サンプルにそのデジタル処理機能を適用することができる。ＤＳＰ２９０４は、その１つ又は複数の信号処理パラメータに基づいて、パケットにおける１つ又は複数の信号サンプルにそのデジタル処理機能をいかに適用するかを制御することができる。パケットを処理した後、ＤＳＰ２９０４は、出力モジュール２６１６によって表示されるためにパケットを出力パケットキュー２９０６に格納することができる。
[0284] 後述するように、各ＤＳＰ２９０４は、関連する処理遅延を有することができる。処置遅延は、ＤＳＰ２９０４のデジタル処理機能によってパケットの処理を完了する時間の量を表すことができる。処理遅延は、異なるＤＳＰ２９０４間で異なり得る。異なるＤＳＰ２９０４間の処理遅延のこの相違により、後述するように、ＤＳＰ２９０４は、異なる時点で表示するためにパケットを出力することができる。
[0285] 信号ファクトリモジュール２８０４は、入力パケットキュー２９０２、ＤＳＰ２９０４、出力パケットキュー２９０６の生成を完了した後、ＤＳＰ２９０４の入力に入力パケットキュー２９０２の出力を接続し、出力パケットキュー２９０６の入力にＤＳＰ２９０４の出力を接続することができる。信号ファクトリモジュール２８０４が接続を完了すると、ＤＳＰ２９０４は、入力パケットキュー２９０２から、未処理のベース信号を表すパケットを受け取ることができる。次いで、ＤＳＰ２９０４は、そのデジタル処理機能を使用してパケットを処理することができる。ＤＳＰ２９０４は、処理済みパケットを出力パケットキュー２９０６に出力することができる。信号ファクトリモジュール２８０４は、さらに、信号処理仕様に指定されているベース信号からパケットを受け取るように、入力パケットキュー２９０２を構成することができる。
[0286] 信号モジュール２６１４が作成されると、信号ファクトリモジュール２８０４は、それをグローバル信号テーブル２６１２に追加することができる。上述したように、グローバル信号テーブル２６１２は固定サイズアレイであり得る。アレイの各要素に、所与のベース信号を関連付けることができる。さらに、アレイの各要素は、固定サイズアレイ自体であり得る。このサブアレイの各要素に所与の信号モジュール２６１４を関連付けることができる。
[0287] いくつかの実施形態では、信号ファクトリモジュール２８０４は、ベース信号に関連する各サブアレイに新たなアレイ要素を追加することにより、作成成された信号モジュール２６１４をグローバル信号テーブル２６１２に追加することができる。この新たなアレイ要素は、新たに作成された信号モジュール２６１４に対応することができる。たとえば、グローバル信号テーブル２６１２が先行して１０個の信号モジュール２６１４を含んでいた場合、新たに作成された信号モジュール２６１４は、たとえば、各サブアレイのアレイ番号１１に追加することができる。
[0288] 作成された信号モジュール２６１４がグローバル信号テーブル２６１２に追加されると、ユーザ（たとえば、医師）は、作成された信号モジュール２６１４を所与のベース信号に割り当てることができる。いくつかの実施形態では、グローバル信号テーブル２６１２は、作成された信号モジュール２６１４が所与のベース信号に割り当てられているか否かを、作成された信号モジュール２６１４に関連するサブアレイの対応する要素に「０」又は「１」を格納することによって示すことができる。他のいくつかの実施形態では、グローバル信号テーブル２６１２は、作成された信号モジュール２６１４が所与のベース信号に割り当てられているか否かを、サブアレイにおける対応する要素に作成された信号モジュール２６１４に対する参照を格納することによって示すことができる。
[0289] 信号ファクトリモジュール２８０４は、複数の信号モジュール２６１４を生成することができる。各信号モジュール２６１４は、異なるデジタル信号処理機能を適用するＤＳＰ２９０４を有することができる。結果として、各信号モジュール２６１４は、同じベース信号の異なる処理済みバージョンを生成することができる。これにより、ユーザは、同じベース信号を種々の方法で分析することができる。ユーザはまた、同じベース信号の複数のバージョンの時間整合された出力を分析することを望む場合もある。これにより、ユーザは、同じ時点又は異なる時点で同じ信号の異なるバージョンを比較することができる。
[0290] 上述したように、従来のデジタル信号処理システムは、多くの場合、略リアルタイムでの複数の処理済み信号の表示を同期させることができない。これは、異なるデジタル信号処理機能は異なる処理遅延を有するためであり得る。たとえば、現ＥＰシステムは、同じベース信号に２つの異なるデジタル信号処理機能を適用する場合がある。しかしながら、医療チームは、２つの処理済み信号の表示を同期させることを望む場合がある。たとえば、医療チームは、臨床診断を決定するために、ＩＣ信号及びＥＣＧ信号を同じ時点で比較することを望む場合がある。言い換えれば、医療チームは、第１処理済み信号の遅延を第２処理済み信号の遅延と略リアルタイムに時間整合することを望む場合がある。しかしながら、これは、２つの異なるデジタル処理機能が異なる処理遅延を有するため、可能ではない可能性がある。これは、デジタル処理機能のうちの一方が、他方のデジタル信号処理機能より迅速にベース信号の処理を完了する可能性があるためである。結果として、一方の処理済み信号が他方の処理済み信号より前に表示される可能性がある。
[0291] デジタル処理機能に関連する処理遅延は、機能の複雑性によって決まる可能性がある。たとえば、信号に対してローパスフィルタリングを実施するデジタル処理機能は、相対的に計算集約的でなく、最小限のメモリを使用する可能性がある。結果として、こうしたデジタル処理機能は、短い処理遅延を有する可能性がある。対照的に、別のデジタル処理機能は、特定の信号特性に関して信号を分析する場合がある。この種のデジタル処理機能は、より計算集約的であり、より多くのメモリを使用し、したがって、より長い処理遅延を有する可能性がある。
[0292] 処理遅延が異なるため、１つの処理済み信号が別の処理済み信号より前に表示される可能性がある。この同期ずれは、経時的に大きくなる可能性がある。たとえば、この同期ずれは、複数の信号が略リアルタイムに処理及び表示されている場合に大きくなる可能性がある。これは、２つのデジタル信号処理機能の間の処理遅延の差が、各新たな信号サンプルに伝播する可能性あるためである。
[0293] たとえば、第１デジタル信号処理機能は、所与のベース信号に対して１０ミリ秒の処理遅延を有する場合がある。第２デジタル信号処理機能は、同じベース信号に対して２０ミリ秒の処理遅延を有する場合がある。第１デジタル信号処理機能は、ベース信号の第１信号サンプルの処理を１０ミリ秒で完了する可能性があり、第２デジタル信号処理は、同じ第１信号サンプルの処理を２０ミリ秒で処理する可能性がある。したがって、第１デジタル信号処理機能によって処理された第１信号サンプルは、１０ミリ秒で表示される可能性があり、第２デジタル信号処理機能によって処理された第１信号サンプルは、２０ミリ秒で表示される可能性がある。言い換えれば、第１デジタル信号処理機能によって処理された第１信号サンプルは、第２デジタル信号処理機能によって処理された第１信号サンプルより１０ミリ秒前に表示される可能性がある。
[0294] 第２信号サンプルが処理されるとき、この同期ずれは増大する可能性がある。たとえば、第２信号サンプルは、第１デジタル信号処理機能によって処理されるために１０ミリ秒の時点で受け取られる場合があり、第２信号サンプルは、第２デジタル信号処理機能によって処理されるために２０ミリ秒の時点で受け取られる場合がある。結果として、第１デジタル信号処理機能によって処理された第２信号サンプルは、２０ミリ秒で表示される可能性があり、第２デジタル信号処理機能によって処理された第２信号サンプルは、４０ミリ秒で表示される可能性がある。言い換えれば、同期ずれは、第２信号サンプルに対して１０ミリ秒だけ増大する可能性があり、すなわち、最初に同期ずれは１０ミリ秒であり、その後、同期ずれは２０ミリ秒である。
[0295] この同期ずれは、デジタル信号処理が非リアルタイムオペレーティングシステムで実施される場合に増大する可能性がある。非リアルタイムオペレーティングシステムとは異なり、リアルタイムオペレーティングシステムは、明確な固定時間制約を有する時間拘束システムである。リアルタイムオペレーティングシステムは、アプリケーションタスクがある一定量の時間で受け入れられ且つ完了することを保証することができる。言い換えれば、リアルタイムオペレーティングシステムは、タスクを完了するためにかかる時間の量に関するあるレベルの一貫性を提供することができる。
[0296] 対照的に、非リアルタイムオペレーティングシステムは、アプリケーションタスクがある一定量の時間で完了するといういかなる保証も提供することができない。たとえば、非リアルタイムオペレーティングシステムは、特定のデジタル信号処理機能の実行がある一定量の時間で完了するという保証を提供することができない。結果として、タスクを完了するためにかかる時間の量に関する高度な変動性がある可能性がある。これは、複数の処理済み信号の処理及び表示を同期させようとする場合に問題となる可能性がある。これは、デジタル処理機能に関連する処理遅延が、各実行で異なる可能性があるためである。たとえば、デジタル信号処理機能は、通常、１０ミリ秒で実行を完了する可能性がある。しかしながら、非リアルタイムオペレーティングシステムでは、デジタル信号処理機能が１０ミリ秒後に実行を完了するという保証はない可能性がある。たとえば、デジタル処理機能は、３０ミリ秒で実行を完了する可能性がある。この処理遅延の変動性は、同期ずれをさらに増大させる可能性がある。
[0297] いくつかの実施形態では、この表示同期問題は、信号モジュール２６１４の入力パケットキュー２９０２及び出力パケットキュー２９０６を使用し、信号サンプルを関連するタグとともにパケットに格納し、１つ又は複数のＤＳＰ２９０４間で処理遅延を等化することにより、多面的に解決される。
[0298] 入力パケットキュー２９０２及び出力パケットキュー２９０６は、遅延同期問題を３つの方法で解決することができる。第１に、それらは、パケット、したがって信号サンプルが逐次処理及び表示されるのを確実にする。第２に、出力パケットキュー２９０６は、既存のパケットが出力モジュール２６１６によって消費されるまで、さらなるパケットの処理を遮断することにより、パケットの表示を同じ時点で同期させることができる。言い換えれば、出力パケットキュー２９０６は、ＤＳＰ２９０４がさらなるパケットの処理を停止することができるときを示すフィードバック機構をＤＳＰ２９０４に提供することができる。最後に、入力パケットキュー２９０２は、ＤＳＰ２９０４が処理すべきパケットを有することを確実にする。たとえば、入力パケットキュー２９０２が空であるとき、ＤＳＰ２９０４は、さらなるパケットの処理を停止することができる。言い換えれば、入力パケットキュー２９０２は、処理すべきパケットがないことを示すフィードバック機構をＤＳＰ２９０４に提供することができる。
[0299] ＤＳＰ遅延等化器２８０６もまた、１つ又は複数のＤＳＰ２９０４にわたって処理遅延を等化することにより、遅延同期問題を解決することができる。上述したように、異なるデジタル信号処理機能は異なる処理遅延を有し、これにより、処理済み信号が同期せずに表示される可能性がある。したがって、構成パスモジュール２６２０は、各々に異なるデジタル信号処理機能を有するＤＳＰ２９０４がある複数の信号モジュール２６１４を生成し、各信号モジュール２６１４は、異なる処理遅延でパケットの処理を完了することができる。これらの異なる処理遅延により、処理済み信号は、出力モジュール２６１６によって同期せずに表示される可能性がある。ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、この問題を、生成された信号モジュール２６１４にわたって処理遅延を等化することにより解決することができる。
[0300] いくつかの実施形態では、構成パスモジュール２６２０が１つ又は複数の信号モジュール２６１４を生成した後、信号ファクトリモジュール２８０４は、ＤＳＰ遅延等化器２８０６を使用して、各信号モジュール２６１４がその出力パケットキュー２９０６に処理済みパケットを同じ時点で出力するように、各生成された信号モジュール２６１４の処理遅延を等化することができる。たとえば、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、２つの信号モジュール２６１４間の相対的な処理遅延を決定することができる。次いで、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、決定された相対遅延を使用して、第１信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４を、第２信号モジュール２６１４におけるＤＳＰ２９０４がパケットの処理を完了するように設計されている時点とおよそ同じ時点でパケットの処理を完了するように構成することができる。
[0303] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、各生成された信号モジュール２６１４をスキャンすることにより等化を実施することができる。スキャン中、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、各信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４に関連する処理遅延を要求することができる。ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、各信号モジュール２６１４のアプリケーションプログラミングインタフェース（ＡＰＩ）を使用して処理遅延を要求することができる。それに応答して、各信号モジュール２６１４は、その関連する処理遅延を返すことができる。
[0302] 信号モジュール２６１４は、そのＤＳＰ２９０４に関連する処理遅延を格納することができる。処理遅延は、ＤＳＰ２９０４を生成するために使用される信号処理仕様において指定されている事前定義された値であり得る。他のいくつかの実施形態では、ＤＳＰファクトリモジュール２８０８が、ＤＳＰ２９０４によって使用されるデジタル処理機能、選択された信号処理パラメータ、並びに、プロセッサ５００４等のプロセッサの速度、メモリのサイズ及びＩ／Ｏレイテンシ等のハードウェア特性を含む、さまざまな要素に基づいて、ＤＳＰ２９０４の処理遅延を計算することができる。
[0303] 各信号モジュール２６１４におけるＤＳＰ２９０４に関連する処理遅延を決定した後、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、信号モジュール２６１４の間で最大処理遅延を決定することができる。たとえば、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、信号モジュール２６１４－１が１０ミリ秒の処理遅延を有することと、信号モジュール２６１４－２が２０ミリ秒の処理遅延を有することと、信号モジュール２６１４－Ｎが５０ミリ秒の処理遅延を有することとを決定することができる。これに基づき、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、信号モジュール２６１４の間で最大の処理遅延が５０ミリ秒であると決定することができる。
[0304] 最大処理遅延を決定した後、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、各信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４を、最大処理遅延を有するように構成することができる。たとえば、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、ＡＰＩを使用して、各信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４の処理遅延を設定することができる。それに応答して、各ＤＳＰ２９０４は、そのデジタル処理機能を使用してパケットを処理し、最大処理遅延の最後に、処理済みパケットをその関連する出力パケットキュー２９０６に出力するように設計することができる。たとえば、いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、最大処理遅延の最後より前にパケットの処理が完了した場合、その出力パケットキュー２９０６へのその出力を遮断することができる。他のいくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、パケットの処理中にアイドル計算サイクルを挿入することができる。当業者には理解されるように、他のさまざまな手法を使用して、ＤＳＰ２９０４に、最大処理遅延の最後に処理済みパケットをその出力パケットキュー２９０６に出力させることができる。
[0305] パケット化及びパケットへのタグの割当は、表示同期問題を解決することができる。上述したように、各生成されたパケットは、一定数の信号サンプルを含むことができる。各パケットはまた、パケットのシーケンスの間のそのパケットの相対位置を示すタグも含むことができる。複数の信号の遅延を同期させるために、表示モジュール２６１８は、同じタグを有するパケットを表示することができる。言い換えれば、表示モジュール２６１８は、タグを使用してその表示を同期させることができる。
[0306] 図２６に示すように、出力モジュール２６１６は、１つ又は複数の表示モジュール２６１８－１～２６１８－Ｎと、レビューモジュール２６２４とを含むことができる。レビューモジュール２６２４は、プロセッサ５００４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールであり得る。レビューモジュール２６２４は、先行する時点で１つ又は複数の信号モジュール２６１４によって処理された１つ又は複数の信号を表示することができる。表示モジュール２６１８は、各々、プロセッサ５００４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアモジュールであり得る。表示モジュール２６１８は、１つ又は複数の信号モジュール２６１４によって処理された１つ又は複数のライブ信号を表示することができる。各表示モジュール２６１８は、他の表示モジュール２６１８とは独立して動作することができる。言い換えれば、各表示モジュール２６１８は、図８５における入出力デバイス８５０３等、１つ又は複数の表示デバイスに１つ又は複数の信号を同時に表示することができる。いくつかの実施形態では、各表示モジュール２６１８は、所与の表示デバイスにおいて特定のＧＵＩウィンドウにその関連する１つ又は複数の信号を表示することができる。
[0307] 各表示モジュール２６１８は、１つ又は複数の信号を表示することができる。各表示モジュール２６１８は、グローバル信号テーブル２６１２における信号モジュール２６１４における関連する出力パケットキュー２９０６からパケットを受け取ることができる。表示モジュール２６１８は、そのパケットに基づいて信号を表示することができる。
[0308] 図３０は、いくつかの実施形態による表示モジュール２６１８のブロック図である。表示モジュール２６１８は、ローカル信号テーブル３００２、パケットインデックス３００４及び表示設定３００６を含む。図３０について、図２９を参照して考察する。
[0309] 上述したように、表示モジュール２６１８は、信号モジュール２６１４における関連する出力パケットキュー２９０６からパケットを受け取ることができる。パケットを受け取るために、表示モジュール２６１８は、信号モジュール２６１４における関連する出力パケットキュー２９０６に対する参照を維持することができる。表示モジュール２６１８は、複数の信号を表示するように設計されている場合、表示されている各信号に関連する出力パケットキュー２９０６に対する参照を維持することができる。表示モジュール２６１８は、そのローカル信号テーブル３００２に参照を格納することができる。ローカル信号テーブル３００２は、表示されている各信号に関連する出力パケットキュー２９０６に対する１つ又は複数の参照のリストを含むことができる。表示モジュール２６１８は、関連する信号モジュール２６１４がアクティブでなくなると、そのローカル信号テーブル３００２から参照を除去することができる。
[0310] いくつかの実施形態では、表示モジュール２６１８は、新たなパケットに関してその１つ又は複数の関連する出力パケットキュー２９０６を連続的にスキャンすることができる。表示モジュール２６１８が単一の出力パケットキュー２９０６に関連する場合、表示モジュール２６１８は、新たなパケットを検出する度に、表示デバイスにそのパケットを表示することができる。しかしながら、表示モジュール２６１８が複数の出力パケットキュー２９０６に関連する場合、表示モジュール２６１８は、特定の出力パケットキュー２９０６において検出された新たなパケットを即座に表示しない場合がある。これは、表示モジュール２６１８が、複数の信号の表示を同期させるように設計することができるためである。
[0311] いくつかの実施形態では、所与の表示モジュール２６１８が、複数の信号の表示を同期させるように設計されている場合、その表示モジュール２６１８は、特定の出力パケットキュー２９０６に新たなパケットを検出することができる。次いで、表示モジュール２６１８は、新たなパケットに関連するタグを確定することができる。表示モジュール２６１８は、この確定したタグを使用して、他の出力パケットキュー２９０６からの新たなパケットの表示を同期させることができる。たとえば、表示モジュール２６１８は、同じ確定したタグを有する他の出力パケットキュー２９０６に新たなパケットを検出する後まで、表示デバイスにいかなるパケットも表示するのを待つことができる。表示モジュール２６１８は、その、他の関連する出力パケットキュー２９０６において同じタグを有する新たなパケットを検出すると、その関連する出力パケットキュー２９０６からのパケットを同時に表示することができる。表示モジュール２６１８は、重ならない積層型フォーマットで複数の信号を表示することができる。表示モジュール２６１８が同じタグを有するパケットを表示することができるため、結果としての表示された信号は、時間整合され得る。
[0312] 上述したように、パケッタイザ２６０６が複数の信号のうちの任意の１つに実施することができる前処理のタイプは、信号のタイプによって決まり得る。いくつかの実施形態では、パケッタイザ２６０６による信号の前処理の選択は、自動化することができる。これにより、たとえば、雑音を最小化するとともに対象の信号に的を絞るように、最小限のフィルタリングで隣接する信号と近傍界信号に対する遠方界信号の比に基づき、適切な複数のフィルタの自動化配置が可能になる。当業者には理解されるように、この種の自動化は、たとえば、施術者の数が少ない又は中位である場合に処置時間を最小限にするのに有効であり得る。表示モジュール２６１８は、自動化プロセスから新たなパケットが検出されると、同様に複数の信号を同期させて表示することができる。
[0313] 表示モジュール２６１８は、表示すべき現アクティブタグをパケットインデックス３００４に維持することができる。特定の出力パケットキュー２９０６に新たなパケットを検出すると、表示モジュール２６１８は、新たなパケットのタグを確定することができる。次いで、表示モジュール２６１８は、確定したタグにパケットインデックス３００４を設定することができる。
[0314] いくつかの実施形態では、高周波急速伝導信号フィルタを、バスケット又はバルーンベースのカテーテル等を備える複数の電極に適用して、たとえば、遠位プルキンエ及び環状急速伝導組織等、伝導組織を同定することができる。こうした環状組織は、その信号の突出により、アブレーションのために迅速に標的化することができる。パケッタイザ２６０６からのパケットの動的タグ付けに基づいて、表示モジュール２６１８は、アブレーションカテーテルの移動を誘導する基準点として信号を視覚化し続けることができ、焼灼中に対象の病原信号が減衰するとと、局所エネルギー送達を終了するために使用することができる。この例に示すように、システムの前処理及び処理の継続により、医師は、焼灼中であっても信号を見続けることができる。
[0315] 表示モジュール２６１８は、表示設定３００６を含むことができる。表示設定３００６は、表示モジュール２６１８がその１つ又は複数の関連する信号をいかに表示するかを制御する１つ又は複数のパラメータを含むことができる。表示設定３００６は、１つ又は複数の関連する信号を表示する色を指定することができる。表示設定３００６は、後述するようにウォーターフォールビュー、動的ビュー又はトリガビュー等のビューフォーマットを指定することができる。表示設定３００６は、１つ又は複数の信号に対するスイープ速度を指定することができる。表示設定３００６は、当業者には理解されるように他のさまざまなタイプの表示設定を含むことができる。表示設定３００６は、後述するようにユーザが設計することができる。
[0316] レビューモジュール２６２４は、先行する時点で１つ又は複数の信号モジュール２６１４によって処理された１つ又は複数の信号を表示することができる。これにより、ユーザ（たとえば、医師）は、１つ又は複数の信号を、それらが生成され且つ表示されてからかなり後に分析することができる。いくつかの実施形態では、レビューモジュール２６２４は、コマンドに応じて、表示モジュール２６１８における１つ又は複数の信号の表示を取り込むことができる。たとえば、ユーザは、ＧＵＩのボタンをクリックして、表示モジュール２６１８の現表示を取り込むことができる。取り込まれた表示は、取込時点の１つ又は複数の信号の先行して表示された視覚化を含むことができる。いくつかの実施形態では、表示モジュール２６１８は、その現表示の取込に応じてその新たなパケットの表示を一時停止することができる。
[0317] いくつかの実施形態では、レビューモジュール２６２４は、表示モジュール２６１８の取込構成を決定することにより、表示モジュール２６１８における１つ又は複数の信号の表示を取り込むことができる。取込構成は、当業者には理解されるように、表示モジュール２６１８に対する１つ又は複数のアクティブ信号モジュール２６１４と、取込時間と、表示モジュール２６１８に対する選択されたビューと、１つ又は複数の表示された信号に対する配色と、他のさまざまな設定とを含むことができる。取込構成を決定した後、レビューモジュール２６２４は、先行して格納された信号サンプルに取込構成を適用することができる。
[0318] 上述したように、入力モジュール２６０４は、レビューモジュール２６２４によって後に分析されるために、各ベース信号に対する１つ又は複数の信号サンプルを記憶装置に格納することができる。レビューモジュール２６２４は、これらの格納された信号サンプルに決定した取込構成を適用することにより、表示モジュール２６１８における１つ又は複数の信号の表示を取り込むことができる。具体的には、レビューモジュール２６２４は、取込構成における取込時点に、格納された信号サンプルを選択することができる。次いで、レビューモジュール２６２４は、取込構成におけるアクティブ信号モジュール２６１４を使用して、選択された信号サンプルを処理することができる。レビューモジュール２６２４はまた、取込構成における選択されたビュー、配色及び他のさまざまな設定を使用して、選択された信号サンプルを表示することも可能である。したがって、レビューモジュール２６２４により、ユーザは、特定の時点で、特定の構成に従って、表示モジュール２６１８に対する１つ又は複数の処理済み信号を再表示することができる。
[0319] いくつかの実施形態では、レビューモジュール２６２４により、ユーザは、表示モジュール２６１８に対して再表示間隔を変更することができる。たとえば、ユーザは、過去の異なる時点（たとえば、５分前）に「戻る」ことができる。取込時間が変更された後、レビューモジュール２６２４は、新たな再表示時間インデックスで表示モジュール２６１８に対する１つ又は複数の処理済み信号を表示することができる。
[0320] 図３１は、いくつかの実施形態による、モニタリングモジュール２６２２のブロック図である。モニタリングモジュール２６２２は、キューモニタ３１０２及び報告モジュール３１０４を含む。キューモニタ３１０２及び報告モジュール３１０４は、プロセッサ５００４等の１つのプロセッサ（又は複数のプロセッサ）が実行することができるソフトウェアであり得る。
[0321] モニタリングモジュール２６２２は、信号パスモジュール２６０２が実行されている間に連続的に実行することができる。たとえば、モニタリングモジュール２６２２は、プロセッサによる実行の別個のスレッドとして実行することができる。モニタリングモジュール２６２２は、信号パスモジュール２６０２の実行において問題があるか否かを判断することができる。
[0322] いくつかの実施形態では、キューモニタ３１０２は、信号パスモジュール２６０２におけるキューを周期的にスキャンすることができる。たとえば、キューモニタ３１０２は、キューイングモジュール２６０８のキュー２７０２をスキャンすることができる。キューモニタ３１０２はまた、１つ又は複数の信号モジュール２６１４における入力パケットキュー２９０２及び出力パケットキュー２９０６もスキャンすることができる。キューモニタ３１０２は、スキャン中の各キューのステータスを判断することができる。たとえば、キューモニタ３１０２は、スキャン中の各キューの長さを判断することができる。いくつかの実施形態では、キューモニタ３１０２は、キューがエラーステータスを有すると判断した場合、報告モジュール３１０４に、表示デバイスにエラーステータスを表示するように要求することができる。たとえば、キューモニタ３１０２は、キューの長さが連続的に増大していると判断することができる。それに応じて、キューモニタ３１０２は、報告モジュール３１０４に、特定のキューが誤った長さを有することを示すエラーを表示するように要求することができる。
[0323] 図３２は、いくつかの実施形態による、表示モジュール２６１８に対するスイープ速度の調整例を示す。図３２は、ライブビュー表示領域３２０２及びスイープ速度３２０４を含む。図３２について、図２６を参照して考察する。
[0324] ライブビュー表示領域３２０２は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。図３２において、ライブビュー表示領域３２０２は、１４個の異なる信号（たとえば、処理済み信号又はベース信号）の略リアルタイム表示を含む。
[0325] スイープ速度３２０４は、ユーザがライブビュー表示３２０２に対してスイープ速度を選択するのを可能にするＧＵＩウィジェットであり得る。スイープ速度は、ライブビュー表示領域３２０２に表示される１つ又は複数の信号の時間尺度を表すことができる。たとえば、スイープ速度は、１０ｍｍ／秒～１０００ｍｍ／秒の範囲であり得る。図３２において、スイープ速度３２０４は、５０ｍｍ／秒であるように選択されているように示されている。当業者には理解されるように、スイープ速度の選択は、表示される詳細のレベルに影響を与える可能性があり、したがって、表示画面のサイズに基づいて設定され得る。
[0326] 図３３は、いくつかの実施形態による、表示モジュール２６１８に対する信号管理を示す。図３３は、信号管理ウィンドウ３３０２を含む。図３３について、図２６を参照して考察する。
[0327] 信号管理ウィンドウ３３０２は、利用可能な信号３３０４及び信号設定３３０６を含むことができる。利用可能な信号３３０４は、表示モジュール２６１８によって表示されるように選択することができる１つ又は複数の信号を含むことができる。たとえば、図３３において、利用可能な信号３３０４は、表示モジュール２６１８によって表示されるように選択することができる１４個の信号を含む。利用可能な信号３３０４は、各信号の周囲にさまざまな情報を表示することができる。たとえば、利用可能な信号３３０４は、信号の名称と、その信号が特定の信号モジュール２６１４によって処理されるか否かとを表示することができる。
[0328] 信号設定３３０６は、各信号に対して設定することができるさまざまな設定を表示することができる。たとえば、図３３において、信号設定３３０６により、ユーザは、各信号の名称を変更し、又は各信号に特定の色を割り当てることができる。これらの設定は、表示モジュール２６１８の表示設定３００６に格納することができる。信号設定３３０６により、ユーザはまた、各信号に関連するさまざまな処理パラメータを変更することも可能である。これらの処理パラメータは、所与の信号に関連する信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４の１つ又は複数の信号処理パラメータに格納することができる。
[0329] 図３４は、いくつかの実施形態による、表示モジュール２６１８に対するズーム率及びクリップ率の調整例を示す。図３４は、ライブビュー表示領域３４０２及び表示設定ウィンドウ３４０４を含む。図３４について、図２６を参照して考察する。
[0330] ライブビュー表示領域３４０２は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。図３４において、ライブビュー表示領域３４０２は、１４個の異なる信号（たとえば、処理済み信号又はベース信号）の略リアルタイム表示を含む。
[0331] 表示設定ウィンドウ３４０４は、ズーム率３４０６及びクリップ率３４０８を含むことができる。ズーム率３４０６は、ライブビュー表示領域３４０２における特定の信号に対するズーム率を選択するＧＵＩウィジェットであり得る。選択されたズーム率は、特定の信号のサイズを増減させることができる。たとえば、ズーム率３４０６は、特定の信号のサイズを０．０２から４０倍まで増大させることができる。
[0332] クリップ率３４０８は、ユーザがライブビュー表示領域３４０２において特定の信号に対するクリップ率を選択するのを可能にするＧＵＩウィジェットであり得る。選択されたクリップ率は、信号が表示画面にわたってどれくらいオーバシュートするかを制御することができる。たとえば、ユーザは、特定の信号が大きい場合に部分的に不可視であるように表示画面全体を越えて広がらないように、その特定の信号が表示される実際の領域を低減させるように、クリップ率を調整することができる。
[0333] 図３５は、いくつかの実施形態による、表示モジュール２６１８に対するパターン検索管理を示す。図３５は、ライブビュー表示領域３５０２及びパターン検索ウィンドウ３５０４を含む。図３５について、図２６を参照して考察する。
[0334] ライブビュー表示領域３５０２は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。パターン検索ウィンドウ３５０４は、ユーザが、検索する信号パターンをロード又は指定するのを可能にするＧＵＩウィンドウであり得る。たとえば、図３５において、ユーザは、１つ又は複数の信号における遅延電位又は早期興奮に対する検索を作成又はロードすることができる。ユーザはまた、当業者には理解されるように、検索間隔、心拍検出信頼度パーセンテージ、検出信頼度パーセンテージ又は他のパラメータ等、検索のためのさまざまなパラメータも指定することができる。検索する信号パターンは、所与の信号に関連する信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４の１つ又は複数の信号処理パラメータに格納することができる。
[0335] 図３６は、いくつかの実施形態による、表示モジュール２６１８の表示において強調表示されている遅延電位検索結果を示す。図３６は、ライブビュー表示領域３６０２を含む。図３６について、図２６を参照して考察する。
[0336] ライブビュー表示領域３６０２は、遅延電位検索に従う表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。ユーザは、図３５において先行して示したように、遅延電位に対する検索を作成又はロードすることができる。検索が開始すると、ライブビュー表示領域３６０２は、１つ又は複数の信号に見られる遅延電位を表示することができる。ライブビュー表示領域３６０２は、見つかった遅延電位を検出信頼度パーセンテージとともに表示することができる。たとえば、図３６において、見つかった遅延電位３６０４は、８３％の検出信頼度ともに示されている。ライブビュー表示領域３６０２はまた、見つかった総遅延電位のタリーも表示することができる。
[0337] 図３７Ａは、いくつかの実施形態による、ウォーターフォールビューとして構成された表示モジュール３６１８の使用を示す。図３７Ａは、ライブビュー表示領域３７０２を含む。図３７Ａについて、図２６を参照して考察する。
[0338] ライブビュー表示領域３７０２は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。ライブビュー表示領域３７０２は、ウォーターフォールビューを使用して、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を表示することができる。ウォーターフォールビューでは、信号は、パターンが一致すると、並んで表示し、垂直に積み重ねることができる。具体的には、ユーザは、第１信号においてマッチングするパターン（たとえば、所定の心拍パターン）を選択することができる。第１信号においてそのパターンが検出されると、表示モジュール２６１８は、第２信号（たとえば、ＩＣ信号）の対応する部分の隣にそのパターンに一致する第１信号の部分を表示することができる。ユーザは、表示する第１信号の部分のサイズと第２信号の部分のサイズとを選択することができる。たとえば、ユーザは、時間間隔（たとえば、１５０ミリ秒）を使用して、第１信号の部分のサイズを選択することができる。
[0339] ウォーターフォールビューでは、第１信号にパターンが検出される度に、表示モジュール２６１８は、そのパターンと一致する第１信号の各新たな部分を、第２信号の対応する部分とともに垂直に表示することができる。言い換えれば、ウォーターフォールビューでは、表示モジュール２６１８は、垂直時間軸に沿って信号を表示することができる。
[0340] 図３７Ａにおいて、ライブビュー表示領域３７０２は、ウォーターフォールビューにおいて２つの異なる信号（たとえば、Ｖ２［Ｐ１］及びＡＢｌ．ｄ）の略リアルタイム表示を示す。図３７Ａにおいて、信号Ｖ２［Ｐ１］及びＡＢｌ．ｄは、積み重なって並んで表示されている。たとえば、約１０秒の時点で、信号部分３７０４は、信号部分３７０６と並んで表示されている。信号部分３７０４は、約１０秒の時点において所与のパターン（たとえば、心拍Ｐ１、誘導Ｖ２）と一致する信号Ｖ２［Ｐ１］の部分を表すことができる。信号部分３７０６は、所与のパターンが信号Ｖ２［Ｐ１］と一致した時点での信号ＡＢｌ．ｄの対応する部分を表すことができる。
[0341] ユーザ（たとえば、医師）は、ウォーターフォールビューが有利であることが分かる。第１に、ウォーターフォールビューにより、ユーザは、２つの信号の対応する部分を並んで比較することができる。第２に、ウォーターフォールビューは、信号が垂直に積み重なるため、表示画面上により長く信号を表示することができる。対照的に、信号が左から右に表示される場合、短期間の後、信号が表示画面に表示されなくなるため、ユーザが信号を分析することが困難であることが多い。
[0342] 図３７Ｂは、いくつかの実施形態による、通常の表示モジュール２６１８とウォーターフォールビューとして構成された表示モジュール２６１８との信号間の対応を示す。図３７Ｂは、ライブビュー表示領域３７０８及びウォーターフォールビュー３７１０を含む。図３７Ｂについて、図２６を参照して考察する。
[0343] 図３７Ｂにおいて、ライブビュー表示領域３７０８は、２つの異なる信号（たとえば、Ｖ２［Ｐ］及びＡＢｌ．ｄ）の略リアルタイム表示を示す。ウォーターフォールビュー３７１０は、信号Ｖ２［Ｐ］及びＡＢｌ．ｄが積み重なって見えるように並んで表示されることを除き、同じ２つの信号の略リアルタイム表示を示す。ウォーターフォールビュー３７１０では、信号におけるある信号パターンが検出される度に、表示モジュール２６１８は、その信号パターンに一致する信号の部分を第２信号の対応する部分とともに垂直に表示することができる。
[0344] たとえば、図３７Ｂにおいて、信号Ｖ２［Ｐ１］の信号部分３７１２は、ある信号パターンを含む。信号ＡＢｌ．ｄの対応する信号部分３７１４は、検出時点における信号部分３７１２に対応する。図３７Ｂにおいて、ウォーターフォールビュー３７１０は、信号Ｖ２［Ｐ１］にその信号パターンが検出される度に、信号部分３７１２及び対応する信号部分３７１４を並んで（たとえば、併せて）表示する。図３７Ｂにおいて、ウォーターフォールビュー３７１０は、その信号パターンと一致する信号Ｖ２［Ｐ１］の部分を、信号ＡＢｌ．ｄの対応する部分とともに最古のものから最新のものまで表示する。言い換えれば、図３７Ｂにおいて、ウォーターフォールビュー３７１０は、最上部の最古の心拍及び最下部の最新の心拍と合せてスクロールアップする心拍を表示する。当業者には理解されるように、ウォーターフォールビュー３７１０は、最上部の最新の心拍及び最下部の最古の心拍等、他のさまざまな方法で心拍を表示することができる。
[0345] 図３７Ｃは、いくつかの実施形態による、動的ビューとして構成された表示モジュール２６１８の使用を示す。図３７Ｃは、ライブビュー表示領域３７１６を含む。図３７Ｃについて、図２６を参照して考察する。
[0346] ライブビュー表示領域３７１６は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。ライブビュー表示領域３７１６は、動的ビューを使用して、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を表示することができる。動的ビューでは、ユーザは、信号に対するトリガ（たとえば、格納された心拍との一致）を選択することができる。ユーザは、複数のトリガタイプからトリガを選択することができる。トリガタイプは、対象の二次事象に関連する対象の信号特性であり得る。トリガが発生すると、表示モジュール２６１８は、信号のオフセットを、基線にピン留めされるように動的に調整することができる。これにより、信号が、表示画面から外れるように進行するのを防止することができる。これは、たとえば、信号ピークの高さが特定のタイプの損傷を示すことができ、信号プラトーがアブレーション焼灼巣の有効性を示すことができる臨床環境において、重要であることが多い。
[0347] 図３７Ｃにおいて、ライブビュー表示領域３７１６は、基準時点（たとえば、基準時点３７２４）において単極信号（たとえば、Ｕｎｉ１）で測定された参照心拍を示す。たとえば、これは、アブレーション中に発生する可能性がある。図３７Ｃにおいて、信号３７１８は初期心拍とすることができ、信号３７２０は現心拍とすることができ、信号３７２２は、基準時点３７２４において信号Ｕｎｉ１が取り込まれてから最大の記録心拍とすることができる。上述したように、動的ビューにおいて、ユーザは、基線にピン留めされる信号の点を決定する基準場所を指定することができる。図３７Ｃにおいて、この点は、信号Ｕｎｉ１に対する画面上のピン留め場所３７２６（たとえば、０．０ｍＶ）にある。これにより、信号Ｕｎｉ１は、ピン留め場所３７２６にピン留めされるようにオフセットすることができる。
[0348] 図３７Ｄは、いくつかの実施形態による、トリガビューとして構成された表示モジュール２６１８の使用を示す。図３７Ｄは、ライブビュー表示領域３７２８及びトリガビュー３７３０を含む。図３７Ｄについて、図２６を参照して考察する。
[0349] ライブビュー表示領域３７２８は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。図３７Ｄにおいて、トリガビュー３７３０は、トリガビューを使用するライブビュー表示領域３７２８の表示を示す。トリガビュー３７３０では、ユーザは、他の信号（たとえば、ＩＩ信号３７３４、Ｕｎｉ Ｄｉｓｔ信号３７３６及びＵｎｉ Ｐｒｏｘ信号３７３８）の表示をトリガする第１信号（たとえば、ペーシング信号３７３２）を選択することができる。ユーザは、第１信号に対する特定のトリガを選択することができる。ユーザは、複数のトリガタイプからトリガを選択することができる。トリガタイプは、対象の二次事象に関連する対象の信号特性であり得る。たとえば、ユーザは、第１信号に対して特定の電圧（たとえば、６０ミリボルト）を選択することができる。当業者であれば、他の信号特性を選択することができることが理解されよう。トリガが発生すると、表示モジュール２６１８は、時間が同期し且つディスプレイに垂直に積み重なって、指定された１つ又は複数の信号を表示することができる。ユーザ（たとえば、医師）は、トリガビューが有利であることが分かる。これは、それにより、ユーザが、事象（たとえば、ペーシング信号３７３２の開始）に対して発生する事象をより容易に見ることができるためである。
[0350] トリガビュー３７３０において、ユーザはまた、データが基線にピン留めされている、トリガが発生した後の時点も指定することができる。たとえば、図３７Ｄにおいて、ユーザは、トリガが発生したおよそ７０ｍｓ後に時間を設定する。図３７Ｄにおいて、ユーザが、トリガが発生したおよそ７０ｍｓ後に時間を設定することに応じて、Ｕｎｉ Ｄｉｓｔ信号３７３６及びＵｎｉ Ｐｒｏｘ信号３７３８はピン留めされ、トリガビュー３７３０において常に表示される。対照的に、図３７Ｄにおいて、Ｕｎｉ Ｄｉｓｔ信号３７３６及びＵｎｉ Ｐｒｏｘ信号３７３８は、ライブビュー表示領域３７２８では、基線にピン留めされていないため、表示されない。
[0351] 図３８は、いくつかの実施形態による、レビューウィンドウとして構成された表示モジュール２６１８の表示における信号の取込を示す。図３８は、ライブビュー表示領域３８０２及びレビューウィンドウ３８０４を含む。図３８について、図２６を参照して考察する。
[0352] ライブビュー表示領域３８０２は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。レビューウィンドウ３８０４は、ライブビュー表示領域３８０２に示す先行する表示を含むことができる。ライブビュー表示領域３８０２の表示を取り込むために、ユーザは、取込要求を提出することができる。たとえば、図３８において、ユーザは、レビューボタン（Review button）３８０６をクリックすることができる。これに応じて、レビューモジュール２６２４は、表示モジュール２６１８の取込構成を決定することができる。取込構成は、当業者には理解されるように、表示モジュール２６１８に対する１つ又は複数のアクティブ信号モジュール２６１４、取込時間、表示モジュール２６１８に対する選択されたビュー、１つ又は複数の表示信号に対する配色、及び他のさまざまな設定を含むことができる。取込構成を決定した後、レビューモジュール２６２４は、先行して格納された信号サンプルに取込構成を適用し、レビューウィンドウ３８０２に出力を表示することができる。
[0353] 図３９は、いくつかの実施軽チアによる、レビューウィンドウとして構成された表示モジュール２６１８の表示において実施される振幅測定を示す。図３９は、ライブビュー表示領域３９０２及びレビューウィンドウ３９０４を含む。図３９について、図２６を参照して考察する。
[0354] ライブビュー表示領域３９０２は、表示モジュール２６１８の略リアルタイム表示を含むことができる。レビューウィンドウ３９０４は、ライブビュー表示領域３８０２に示す先行して取り込まれた表示を含むことができる。ユーザは、レビューウィンドウ３９０４において、垂直キャリパ及び水平キャリパを使用して先行して取り込まれた出力を分析することができる。水平キャリパは、ＧＵＩ選択ウィジェットであり得る。ユーザは、水平キャリパを使用して、特定の信号に対する振幅をミリボルト（ｍＶ）で測定することができる。たとえば、図３９に示すように、ユーザは、Ｖ１信号の最上部及び最下部をクリックして、２つの水平な線（たとえば、キャリパ線３９０８及び３９１０）を生成することができる。次いで、ユーザは、Ｖ信号に沿ってカーソルをホバーして、特定の時点に、測定された振幅（たとえば、測定値３９０６）を表示することができる。同様に、垂直キャリパもまたＧＵＩ選択ウィジェットであり得る。ユーザは、垂直キャリパを使用して、ミリ秒での時間又は心拍／分（ＢＰＭ）を測定することができる。ユーザは、信号に沿って左の点及び右の点においてクリックして、図６５に示すように、２つの垂直な線を生成し、２つの垂直の線の間に、測定された時間又は心拍／分を表示することができる。たとえば、垂直キャリパ６５０２と垂直キャリパ６５０４との間の時間は、ポップアップボックス６５０６に示すように、４６４ｍｓｅｃ又は１２９ＢＰＭである。
[0355] 複数の信号を略リアルタイムに処理及び表示する以下の方法の説明は、ＥＣＧ信号及びＩＣ信号の視覚化に関連する実施形態に対して提供する。当業者であれば、これらの方法が、他の小さい生理学的信号の視覚化に等しく適用することができることが理解されよう。
[0356] 図４０は、いくつかの実施形態による、複数の信号を略リアルタイムに処理及び表示する方法４０００のフローチャートである。
[0357] 方法４０００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４０００は、その実施形態例に限定されない。
[0358] ４００２において、構成パスモジュール２６２０が、１つ又は複数の信号モジュール２６１４を構成する。図４１の方法４１００により、４００２を実施することができる。
[0359] ４００４において、入力モジュール２６０４が、１つ又は複数の信号に対して１つ又は複数の信号サンプルを受け取る。たとえば、入力モジュール２６０４は、ＩＣ信号に対する１つ又は複数の信号サンプルと、ＥＣＧ信号に対する１つ又は複数の信号サンプルとを受け取ることができる。図４４の方法４４００により、４００４を実施することができる。
[0360] ４００６において、入力モジュール２６０４が、１つ又は複数の信号サンプルをパケッタイザ２６０６にディスパッチする。
[0361] ４００８において、パケッタイザ２６０６が、１つ又は複数の信号サンプルを１つ又は複数のパケットに変換する。図４５の方法４５００により、４００８を実施することができる。
[0362] ４０１０において、パケッタイザ２６０６が、１つ又は複数のパケットをキューイングモジュール２６０８にディスパッチする。図４６の方法により、４０１０を実施することができる。
[0363] ４０１２において、パケットディスパッチャ２６１０が、キューイングモジュール２６０８からのパケットを、パケットに関連する信号モジュール２６１４にディスパッチする。図４７の方法により、４０１２を実施することができる。
[0364] ４０１４において、４０１２の信号モジュール２６１４が、ＤＳＰ２９０４を使用してパケットを処理する。図４８の方法により、４０１４を実施することができる。
[0365] ４０１６において、４０１２の信号モジュール２６１４に関連する表示モジュール２６１８が、処理済みパケットを表示画面に表示する。図４９の方法４９００により、４０１６を実施することができる。
[0366] 図４１は、いくつかの実施形態による、１つ又は複数の信号モジュール２６１４を構成する方法４１００のフローチャートである。
[0367] 方法４１００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４１００は、その実施形態例に限定されない。
[0368] ４１０２において、信号構成モジュール２８０２が、１つ又は複数の信号処理仕様を受け取ることができる。信号処理仕様は、処理すべきベース信号と、信号モジュール２６１４に対する入力パケットキュー及び出力パケットキューの長さと、ベース信号を処理すべきデジタル信号処理機能と、デジタル信号処理機能に対する１つ又は複数の関連するパラメータとを指定することができる。いくつかの実施形態では、信号構成モジュール２８０２は、メモリに格納されたファイルから信号処理仕様を受け取ることができる。他のいくつかの実施形態では、信号構成モジュール２８０２は、ユーザが信号処理仕様を手動で入力するのを可能にするＧＵＩから、信号処理仕様を受け取ることができる。
[0369] ４１０４において、信号構成モジュール２８０２が、１つ又は複数の信号処理仕様を信号ファクトリモジュール２８０４にディスパッチする。
[0370] ４１０６において、信号ファクトリモジュール２８０４が、各信号処理仕様に対して信号モジュール２６１４を生成する。図４２の方法４２００により、４１０６を実施することができる。
[0371] 図４２は、いくつかの実施形態による、信号処理仕様から信号モジュール２６１４を生成する方法４２００のフローチャートである。
[0372] 方法４２００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４２００は、その実施形態例に限定されない。
[0373] ４２０２において、信号ファクトリモジュール２８０４が、図４１の４１０６における信号処理仕様に基づいて、信号モジュール２６１４の入力パケットキュー２９０２を生成する。たとえば、信号ファクトリモジュール２８０４は、信号処理仕様に指定されている長さのキューデータ構造を作成することにより、入力パケットキュー２９０２を生成する。
[0374] ４２０４において、信号ファクトリモジュール２８０４が、信号処理仕様に基づいて信号モジュール２６１４の出力パケットキュー２９０６を生成する。たとえば、信号ファクトリモジュール２８０４は、信号処理仕様に指定されている長さのキューデータ構造を作成することにより、出力パケットキュー２８０６を生成する。
[0375] ４２０６において、信号ファクトリモジュール２８０４が、信号処理仕様に基づいてＤＳＰファクトリモジュール２８０８を使用して信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４を生成する。具体的には、信号ファクトリモジュール２８０４は、信号処理仕様に指定されている信号処理機能と１つ又は複数の信号処理パラメータとに基づいてＤＳＰ２９０４を生成するように、ＤＳＰモジュール２８０８に要求することができる。たとえば、ＤＳＰファクトリモジュール２８０８は、信号処理仕様に指定されているローパスフィルタ機能及び所定カットオフ周波数に基づいてＤＳＰ２９０４を生成することができる。
[0376] ４２０７において、信号ファクトリモジュール２８０４が、信号モジュール２６１４の入力パケットキュー２９０２、生成されたＤＳＰ２９０４、及び生成された出力パケットキュー２９０６を併せて接続する。具体的には、信号ファクトリモジュール２８０４は、入力パケットキュー２９０２の出力をＤＳＰ２９０４の入力に接続する。信号ファクトリモジュール２８０４は、さらに、ＤＳＰ２９０４の出力を出力パケットキュー２９０６の入力に接続する。
[0377] ４２１０において、信号ファクトリモジュール２８０４が、パケットディスパッチャ２６１０からディスパッチされたパケットを受け取るように入力パケットキュー２９０２を構成する。いくつかの実施形態では、信号ファクトリモジュール２８０４は、パケットディスパッチャ２６１０に関連するルックアップテーブルにルールを追加することができる。このルールは、所与の信号に関連するパケットを所与の信号モジュール２６１４によって処理することができることを指定することができる。
[0378] ４２１２において、信号ファクトリモジュール２８０４が、ＤＳＰ遅延等化器２８０６を使用して、各信号モジュール２６１４がその出力パケットキュー２９０６に処理済みパケットを同じ時点で出力するように、各作成された信号モジュール２６１４の関連する処理遅延を等化する。図４３の方法４３００により、４２１０を実施することができる。
[0379] 図４３は、いくつかの実施形態による、１つ又は複数の信号モジュール２６１４の各ＤＳＰ２９０４に関連する処理遅延を等化する方法４３００のフローチャートである。
[0380] 方法４３００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４３００は、その実施形態例に限定されない。
[0381] ４３０２において、ＤＳＰ遅延等化器２８０６が、１つ又は複数の信号モジュール２６１４の各ＤＳＰ２９０４に関連する処理遅延を要求する。ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、その関連する信号モジュール２６１４のＡＰＩを使用してＤＳＰ２９０４の処理遅延を要求することができる。
[0382] ４３０４において、ＤＳＰ遅延等化器２８０６が、１つ又は複数の信号モジュール２６１４の各々からＤＳＰ２９０４の処理遅延を受け取る。
[0383] ４３０６において、ＤＳＰ遅延等化器２８０６が、１つ又は複数の受け取った処理遅延の間で最大処理遅延を決定する。
[0384] ４３０８において、ＤＳＰ遅延等化器２８０６が、１つ又は複数の信号モジュール２６１４の各々のＤＳＰ２９０４を最大処理遅延に設定する。たとえば、ＤＳＰ遅延等化器２８０６は、ＡＰＩを使用して、各信号モジュール２６１４のＤＳＰ２９０４の処理遅延を設定することができる。これに応じて、各ＤＳＰ２９０４は、そのデジタル処理機能を使用してパケットを処理し、処理済みパケットを、最大処理遅延の最後に出力パケットキュー２９０６に出力するように、設計することができる。いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、最大処理遅延の最後より前にそのデジタル処理機能を使用してパケットの処理を完了する場合、出力パケットキュー２９０６へのその出力を遮断することができる。
[0385] 図４４は、いくつかの実施形態による、入力モジュール２６０４を使用して、１つ又は複数の信号に対する１つ又は複数の信号サンプルを受け取る方法４４００のフローチャートである。
[0386] 方法４４００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４４００は、その実施形態例に限定されない。
[0387] ４４０２において、入力モジュール２６０４が、ハードウェアデバイス（たとえば、患者に取り付けられている電極）又はコンピュータファイルに格納されたデータから、ベース信号に対する信号サンプルを受け取る。たとえば、コンピュータファイルは、ハードウェアデバイスから受け取られた信号サンプルの先行して記録されたセッションを含むことができる。当業者には理解されるように、入力モジュール２６０４は、複数のベース信号に対する信号サンプルを同時に受け取ることができる。
[0388] ４４０４において、入力モジュール２６０４が、受け取った信号サンプルをパケッタイザ２６０６にディスパッチする。
[0389] 図４５は、いくつかの実施形態による、パケッタイザ２６０６を使用して１つ又は複数の信号サンプルを１つ又は複数のパケットに変換する方法４５００のフローチャートである。
[0390] 方法４５００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４５００は、その実施形態例に限定されない。
[0391] ４５０２において、パケッタイザ２６０６は、入力モジュール２６０４から１つ又は複数の信号サンプルを受け取る。
[0392] ４５０４において、パケッタイザ２６０６は、任意選択的に、１つ又は複数の信号サンプルを前処理することができる。たとえば、パケッタイザ２６０６は、１つ又は複数の信号サンプルの二値をそれらの対応する物理値に変換することができる。当業者には理解されるように、パケッタイザ２６０６は、他のさまざまなタイプの前処理を実施することができる。
[0393] ４５０６において、パケッタイザ２６０６は、所与のベース信号に対して１つ又は複数の信号サンプルを含むパケットを生成する。パケッタイザ２６０６は、事前定義された数の信号サンプルをパケットに格納することができる。いくつかの実施形態では、パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５を使用して、各パケットが同じ数の信号サンプルを含むことを確実にすることができる。具体的には、パケッタイザ２６０６は、タイマ２６０５がトリガされるまで、入力モジュール２６０４から受け取られた信号サンプルをパケットに格納することができる。
[0394] ４５０８において、パケッタイザ２６０６は、生成したパケットにタグを割り当てる。タグは、パケットにおける１つ又は複数の信号サンプルが受け取られた期間に対応することができる。パケッタイザ２６０６は、各後続するパケットに新たなタグを割り当てることができる。たとえば、パケッタイザ２６０６は、最初に、所与のベース信号に対して１６個の信号サンプルを含むパケットを生成することができる。この場合、パケッタイザ２６０６は、パケットに信号サンプルの第１組を０というタグとともに格納することができる。パケッタイザ２６０６は、パケットに信号サンプルの第２組を１５というタグとともに格納することができる。パケッタイザ２６０６は、パケットに信号サンプルの後続する組を３１、４７、６４等のタグとともに格納することができる。
[0395] 図４６は、いくつかの実施形態による、１つ又は複数の信号サンプルを含むパケットをキューイングモジュール２６０８にディスパッチする方法４６００のフローチャートである。
[0396] 方法４６００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４６００は、その実施形態例に限定されない。
[0397] ４６０２において、パケッタイザ２６０６が、新たに生成したパケットに関連するベース信号を決定する。
[0398] ４６０４において、パケッタイザ２６０６が、決定したベース信号に関連するキューイングモジュール２６０８のキュー２７０２を決定する。パケッタイザ２６０６は、ルックアップテーブルを使用して、キュー２７０２が決定したベース信号に関連すると判断することができる。
[0399] ４６０６において、パケッタイザ２６０６が、１つ又は複数の信号サンプルを含むパケットを、決定したキュー２７０２にディスパッチする。
[0400] 図４７は、いくつかの実施形態による、キューイングモジュール２６０８からのパケットをそのパケットに関連する信号モジュール２６１４にディスパッチする方法４７００のフローチャートである。
[0404] 方法４７００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４７００は、その実施形態例に限定されない。
[0402] ４７０２において、パケットディスパッチャ２６１０が、キューイングモジュール２６０８におけるキュー２７０２を連続的にスキャンする。
[0403] ４７０４において、パケットディスパッチャ２６１０が、キュー２７０２に新たなパケットを検出する。
[0404] ４７０６において、パケットディスパッチャ２６１０が、新たなパケットを処理するように設計されているグローバル信号テーブル２６１２における１つ又は複数の信号モジュール２６１４を決定する。新たなパケットを複数の信号モジュール２６１４（たとえば、パケットの複数のコピー又は「インスタンス」）にディスパッチすることができるため、そのパケットに関連するベース信号を、信号モジュール２６１４の異なるデジタル処理機能を使用して同時に処理することができる。
[0405] いくつかの実施形態では、パケットディスパッチャ２６１０は、グローバル信号テーブル２６１２を使用して、新たなパケットのインスタンスンを処理するように設計されている１つ又は複数の信号モジュール２６１４を決定することができる。たとえば、グローバル信号テーブル２６１２は、固定サイズアレイであり得る。アレイの各要素は、所与のベース信号、したがって所与のキュー２７０２に関連付けることができる。さらに、アレイの各要素は、固定サイズアレイ自体であり得る。このサブアレイの各要素は、所与の信号モジュール２６１４に関連付けることができる。したがって、パケットディスパッチャ２６１０は、新たなパケットのベース信号に関連するサブアレイにおける対応する要素を検査することにより、新たなパケットを処理するように設計されている１つ又は複数の信号モジュール２６１４を決定することができる。
[0406] 他のいくつかの実施形態では、パケットディスパッチャ２６１０は、ルックアップテーブルを使用して、新たなパケットを処理するように設計されている１つ又は複数の信号モジュール２６１４を決定することができる。具体的には、ルックアップテーブルは、１つ又は複数の信号モジュール２６１４にキュー２７０２をマッピングすることができる。
[0407] ４７０６において、パケットディスパッチャ２６１０が、処理するために、グローバル信号テーブル２６１２における決定した１つ又は複数の信号モジュール２６１４に新たなパケットをディスパッチする。具体的には、パケットディスパッチャ２６１０は、決定した１つ又は複数の信号モジュール２６１４の入力パケットキュー２９０２内に新たなパケットを挿入する。
[0408] 図４８は、いくつかの実施形態による、パケットに関連する信号モジュール２６１４を使用してパケットを処理する方法４８００のフローチャートである。
[0409] 方法４８００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４８００は、その実施形態例に限定されない。
[0410] ４８０２において、ＤＳＰ２９０４が、信号モジュール２６１４の入力パケットキュー２９０２に新たなパケットが利用可能であるか否かを検出する。いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、処理すべき新たなパケットに関して入力パケットキュー２９０２をスキャンすることができる。他のいくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、入力パケットキュー２９０２において新たなパケットが利用可能であるという通知を得ることができる。
[0411] ４８０４において、ＤＳＰ２９０４が、信号モジュール２６１４の入力パケットキュー２９０２から新たなパケットを取得する。
[0412] ４８０６において、ＤＳＰ２９０４が、その関連するデジタル信号処理機能を使用して新たなパケットを処理する。具体的には、ＤＳＰ２９０４は、パケットにおける１つ又は複数の信号サンプルにそのデジタル処理機能を適用することができる。いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、ＤＳＰ２９０４に対して設計された１つ又は複数の信号処理パラメータに基づいて、それがそのデジタル処理機能を使用してパケットをいかに処理するかを制御することができる。
[0413] ４８０８において、ＤＳＰ２９０４が、出力パケットキュー２９０６に処理済みパケットを出力する。いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、その設計された最大処理遅延に基づき、出力パケットキュー２９０６に処理済みパケットを出力することができる。
[0414] 図４９は、いくつかの実施形態による、表示モジュール２６１８を使用して表示画面に処理済みパケットを表示する方法４９００のフローチャートである。
[0415] 方法４９００について、図２６を参照して説明する。しかしながら、方法４９００は、その実施形態例に限定されない。
[0416] ４９０２において、表示モジュール２６１８は、処理済みパケットを表示する１つ又は複数の信号モジュール２６１４を決定する。いくつかの実施形態では、表示モジュール２６１８は、１つ又は複数の信号モジュール２６１４の出力パケットキュー２９０６に対する参照を維持することにより、処理済みパケットを表示する１つ又は複数の信号モジュール２６１４を決定することができる。表示モジュール２６１８は、参照をローカル信号テーブル３００２に格納することができる。
[0417] ４９０４において、表示モジュール２６１８は、決定した信号モジュール２６１４のうちの１つの出力パケットキュー２９０６において新たなパケットが利用可能であることを検出する。
[0418] ４９０６において、表示モジュール２６１８は、決定した信号モジュール２６１４のうちの１つの出力パケットキュー２９０６から新たなパケットを受け取る。
[0419] ４９０８において、表示モジュール２６１８は、新たなパケットに関連するタグを確定する。
[0420] ４９１０において、表示モジュール２６１８は、確定したタグに一致する他の出力パケットキュー２９０６から新たなパケットを受け取る。
[0421] ４９１２において、表示モジュール２６１８は、１つ又は複数の決定した信号モジュールに対して受け取った新たなパケットを表示画面に同時に表示する。表示モジュール２６１８は、同じタグを有する新たなパケットを表示するため、新たなパケットに関連する信号の表示を同期させる。
[0422] 方法４０００、４１００、４２００、４３００、４４００、４５００、４６００、４７００、４８００、４９００は、ハードウェア（たとえば、回路、専用論理回路、プログラム可能論理回路、マイクロコード等）、ソフトウェア（たとえば、処理デバイスで実行する命令）、又はそれらの組合わせを含むことができる処理ロジックによって実行することができる。本明細書に提供する開示を実施するために、すべてのステップが必要ではない場合もあることが理解されるべきである。さらに、当業者には理解されるように、ステップのうちのいくつかは、同時に、又は、図４０～図４９に示すものとは異なる順序で、実施することができる。
[0423] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、ノッチフィルタに基づくことができる。多数の機器を備える電気生理学実験室は、心臓記録に干渉する実質的な電力線周波数及び高調波（たとえば、雑音）を有する傾向があり得る。北米では、これは、主に、６０Ｈｚ＋高調波であり得る。図５０は、いくつかの実施形態による、６０Ｈｚ雑音５００４が重なっている信号の一例（たとえば、三角形スパイク５００２）を示す。
[0424] 正確な心臓記録を得るために、多くの場合、対象の信号を維持しながら雑音を除去することが望ましい。６０Ｈｚ雑音を除去する従来の手法は、６０Ｈｚで伝送ゼロのノッチフィルタを使用することを含む。図５１は、いくつかの実施形態による、６０Ｈｚで伝送ゼロ（単一ノッチ）５１０２のノッチフィルタを使用して６０Ｈｚ雑音を除去する従来の手法の一例を示す。
[0425] 図５２は、いくつかの実施形態による、図５１の従来のフィルタを適用する結果の一例を示す。図５２に示すように、入力信号５２０２から６０Ｈｚ信号が除去されて、フィルタリングされた信号５２０４が生成される。しかしながら、従来のフィルタには、複数の問題がある可能性がある。たとえば、大きいスパイク５２０６の後、従来のフィルタは、信号にオーバシュート及びリンギング（たとえば、過渡応答）を導入する可能性がある。このオーバシュート及びリンギングは、フィルタのアーチファクトであり、元の入力信号の一部ではない可能性がある。これにより、信号記録がより正確でなくなる可能性がある。
[0426] さらに、従来の６０Ｈｚノッチフィルタは、６０Ｈｚの高調波はいずれも低減させない可能性がある。たとえば、図５３に示すように、入力信号５３０２における干渉が、６０Ｈｚ及び１８０ＨＺの両方で評価される場合、１８０Ｈｚ高調波は、従来のフィルタの出力に依然として存在する可能性がある。図５３は、いくつかの実施形態による、図５１の従来のフィルタの出力において、フィルタリングされた信号５３０４に依然として存在する１８０Ｈｚ高調波の一例を示す。
[0427] したがって、図５３に示すように、従来のノッチフィルタには２つの問題がある可能性がある。第１に、従来のノッチフィルタは、信号にオーバシュート及びリンギング５３０６を導入する可能性がある。第２に、従来のノッチフィルタは、より高いレベルの高調波のいずれも低減させない可能性がある。
[0428] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、信号にオーバシュート及びリンギングを導入せず、一次高調波だけでなくより高レベルの高調波を低減させる、ノッチフィルタを適用することができる。ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタは、従来のノッチフィルタの上記技術的問題を、干渉雑音を抽出し、それを、雑音を含む信号から減算することにより解決することができる。これにより、従来のノッチフィルタに関連するアーチファクト（たとえば、オーバシュート及びリンギング）を生成することなく、干渉を除去することができる。ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタは、別個のバッファ（サイクルバッファ、ノイズバッファ又はデータバッファとも称する）において１サイクルの干渉信号を複製し、雑音を含む信号からそれを減算して、元のデータを抽出することができる。電力線周波数雑音は、一定又は略一定であり得るため、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタは、平均化の何らかの変形を使用して、経時的に推定値を精緻化することができる。周波数は既知であり得るため、バッファサイズは事前に決定することができる。さらに、正確に１サイクルを格納するバッファは、整数の、雑音を含むデータから減算することができるより高周波の高調波もまた格納することができる。図５４は、いくつかの実施形態による、６０Ｈｚ及び１８０Ｈｚの雑音を含む信号に対する、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタリングの一例を示す。電力線周波数雑音は一定であるため、１サイクルの干渉５４０２を複製し、入力信号における連続サイクルの各サイクル５４０４から減算することができる。
[0429] ６０Ｈｚ雑音及び２０００サンプル／秒のサンプルレートの場合、バッファに、３３と１／３のサンプルを格納することができる。バッファには整数のサンプルがあり得るため、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタは、１００個のサンプルを使用し、正確に３サイクルの６０Ｈｚを格納するように、選択することができる。図５５は、いくつかの実施形態による、入力信号５５０２の１００個のサンプルを使用し、正確に３サイクルの６０Ｈｚ５５０４を格納する、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタの一例を示す。
[0430] 定常雑音をバッファに蓄積するために、波形の「静穏時間」にデータを収集することができる。当業者には理解されるように、静穏時間は、入力信号における、大きいスパイクもエッジもない期間であり得る。静穏時間は、信号の勾配を計算することによって求めることができる。図５６は、いくつかの実施形態による、入力信号５６０２における静穏時間を計算するＤＳＰ２９０４のノッチフィルタの一例を示す。静穏時間５６０６中、バッファに、３サイクルの雑音データ（干渉）５６０４を収集することができる。後続するサイクル５６０８、５６１０、５６１２を平均して、干渉５６０４の正確な複製が構築される。サイクル５６０６、５６０８、５６１０、５６１２に対してサイクル時間は一定であるため、１つのサイクルの基本周波数及び高調波周波数が蓄積する。他の周波数のサイクルは平均してゼロになる。
[0431] 入来データからサンプリングされる各新たな点に対して、それが信号の「静穏時間」にあるか否かを判断する決定を行うことができる。静穏時間は、信号の勾配を計算することにより求めることができる。勾配が閾値を上回る場合、静穏時間が開始していると判断することができる。新たな点が静穏時間にある場合、それをバッファにおけるその場所における先行して格納されたデータと平均することができる。時間が進むに従い、この平均化プロセスは、雑音の複製を蓄積することができ、それは、雑音を含む信号から減算することができる。静穏時間にないそれらの場所に対して、バッファは更新される可能性はないが、蓄積された信号は依然として減算することができる。図５７は、いくつかの実施形態による、静穏時間５７０２、５７０４、５７０６、５７０８の各々における３サイクルの雑音の複製をバッファに蓄積し、雑音を含む信号からそれを減算することによる、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタの一例を示す。バッファの中身５７１０、５７１２、５７１４、５７１６が、静穏時間５７０２、５７０４、５７０６、５７０８における雑音データとそれぞれ一致するため、雑音をより正確にモデル化することができ、減算されると、表示信号の雑音分を大幅に低減させることができる。
[0432] バッファに各サンプルが追加されると、平均化により、電力線周波数５８０２及びすべての高調波（５８０４、５８０６等）にピークがあるフィルタをもたらすことができる。これにより、電力線周波数及びすべての高調波を選択的に蓄積し、他のすべての周波数を排除することができ、それにより、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタは、固定周波数の付加雑音のみを減算する。図５８は、いくつかの実施形態による、ＤＳＰ２９０４のノッチフィルタ又はバッファフィルタの結果の一例を示す。図５８に示すバッファフィルタを生成するために、たとえば、９５％の蓄積された値に５％の新たなサンプルが追加されて、バッファが更新される。実施態様の具体的な状況では、各新たなサンプル及び蓄積された値の他の組み合わされたパーセンテージを組み合わせることができる。
[0433] 図５９は、いくつかの実施形態による、入力信号から雑音をノッチフィルタリングする方法５９００のフローチャートである。方法５９００について、図２９を参照して説明する。しかしながら、方法５９００はその実施形態例に限定されない。
[0434] ５９０２において、ＤＳＰ２９０４は、第１高調波周波数を有する雑音を含み且つ雑音を有する入力信号にアクセスする。入力信号における雑音の周波数は、実質的に一定であり得る。
[0435] ５９０４において、ＤＳＰ２９０４は、入力信号における静穏期間を決定する。ＤＳＰ２９０４は、入力信号の勾配を計算することにより、静穏期間を決定することができる。次いで、ＤＳＰ２９０４は、計算した勾配が閾値を下回ることに基づき、静穏期間の存在を決定することができる。
[0436] ５９０６において、静穏期間中、ＤＳＰ２９０４は、入力信号の雑音のサンプルをバッファに格納する。バッファのサイズは、入力信号における雑音の周波数に基づくことができる。
[0437] 格納の一部として、ＤＳＰ２９０４は、入力信号のサンプルをバッファにおける雑音の対応するサンプルと平均して、平均サンプルを生成することができる。次いで、ＤＳＰ２９０４は、バッファにおける雑音の対応するサンプルを平均サンプルと置き換えることができる。
[0438] ５９０８において、ＤＳＰ２９０４は、入力信号からバッファ内の単一サイクルの雑音を減算してフィルタリングされた信号を生成する。減算により、フィルタリングされた信号における過渡応答（たとえば、リンギング）の導入を回避しながら、入力信号から大高調波周波数及び第２高調波周波数を除去することができる。第１高調波周波数は６０Ｈｚとすることができ、第２高調波周波数は１２０Ｈｚ又は１８０Ｈｚとすることができる。
[0439] ５９１０において、ＤＳＰ２９０４は、５９０４～５９０８を繰り返してフィルタリングされた信号を精緻化する。当業者には理解されるように、サンプルは、サイクルの任意の場所にあり得る。さらに、サンプルは、単一サイクルを構成する必要はない。言い換えれば、ＤＳＰ２９０４は、入力信号の複数サイクルの雑音をバッファに格納することができる。
[0440] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、ハイパスフィルタに基づくことができる。心臓のいくつかの領域は、心臓処置中に対象であり得る、非常に低振幅の高周波数信号を発生させる。医師は、多くの場合、雑音及び他のより大きい心臓信号が存在する場合に自身が再検討するためにこれらの信号が強調表示されることを望む。
[0441] これは、ハイパスフィルタを使用して達成することができる。図６０は、いくつかの実施形態による、従来のハイパスフィルタ６００２の一例を示す。この場合、従来のハイパスフィルタの３ｄｂ周波数６００４は、低周波数を抑制するためにおよそ２００Ｈｚであり得る。さらに、対象の周波数が電力線周波数（たとえば、６０Ｈｚ）を超えることが多いため、従来のハイパスフィルタ手法は、あり得る大きい電力線干渉からの干渉をなくすために、そこにノッチ６００６を配置することを含む場合がある。
[0442] しかしながら、心臓内カテーテルからの典型的な信号は、心臓の伝導領域からの高周波信号とともに、さまざまな原因からの急峻な局所スパイクを含む可能性がある。図６１は、いくつかの実施形態による、心臓の伝導領域からの高周波信号と、さまざまな原因からの急峻な局所スパイクとの両方を含む信号の一例を示す。図６１に示すように、局所近傍界インパルス（たとえば、ＱＲＳ、局所スパイク、過渡事象等）に類似する急峻なスパイク６１０２と、高周波（たとえば、３００Ｈｚ）心臓信号の短いバースト６１０４とがある。
[0443] 図６２は、いくつかの実施形態による、図６０のハイパスフィルタを使用して図６１の信号をフィルタリングする結果としての出力の一例を示す。図６２に示すように、低周波分（たとえば、基線変動）は除去され、要求に応じて、高周波心臓信号６２０２が強調表示される。しかしながら、ハイパスフィルタの過渡応答により、出力に、望ましくないインパルス（たとえば、アーチファクト）６２０４及び幾分かのリンギングが残る可能性がある。複合且つより大きい波形の中で、このインパルス６２０４は、医師により、高周波心臓信号６２０２と容易に混同される可能性がある。これは、正確な診断及び治療に対して問題である。
[0444] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、対象の高周波信号の通過を可能にしながらインパルスを除去するハイパスフィルタに基づくことができる。インパルスを除去するために、大きい偏差及び高い信号勾配（たとえば、導関数）に対して入力信号をモニタリングすることができる。これらの状態が存在する場合、その発生の前及び後の一定期間に、出力を無効にすることができ、それにより、表示波形に過渡状態は現れない。図６３は、いくつかの実施形態による、対象の高周波心臓信号６３０４の通過を可能にしながらインパルス６３０２を除去するハイパスフィルタを使用して、図６１の信号をフィルタリングする結果としての出力の一例を示す。
[0445] 図６４は、いくつかの実施形態による、入力信号から雑音をハイパスフィルタリングする方法６４００のフローチャートである。方法６４００について、図２９を参照して説明する。しかしながら、方法６４００は、その実施形態例に限定されない。
[0446] ６４０２において、ＤＳＰ２９０４は、雑音及び対象の高周波信号を含む入力信号にアクセスする。ＤＳＰ２９０４の応用では、急速伝導組織認識フィルタリングを実施して、たとえば、心筋構造からプルキンエ線維、すなわち高等方性／低異方性部分と、罹患組織における優先的伝導経路とを同定することができる。こうした応用では、ＤＳＰ２９０４は、雑音が存在する場合に、たとえば、プルキンエ信号、すなわち対象の高周波信号にアクセスすることができる。ＤＳＰ２９０４は、ノッチフィルタを使用してこの入力信号をフィルタリングすることができる。
[0447] アーチファクトは、対象の信号において認識されると、明確に導入し特徴付けることができ、それにより、これらの診断された信号をテンプレートとして使用して、取り出された電位図の全体から信号を減算／フィルタリングし又は他の方法で処理するように、フィルタリングの直接自動化を適用することができる。たとえば、本システムは、一定のカテーテル接触及びカテーテル安定性で、カテーテルを通るイリゲーションがあり及びなしで信号を記録することができる。この差がアーチファクトを表すことができ、それは、その後、自動的に特徴付け、テンプレートを作成し、そのテンプレートを、システムのフィルタリング及び加算技法がアーチファクトを除去することがでるようにするために使用することができる。当業者には理解されるように、こうしたシステムは、既存の除細動器におけるとともに、皮下的な植込み型除細動器（ＩＣＤ）において採用される場合、有益である。
[0448] ６４０４において、ＤＳＰ２９０４は、入力信号をハイパスフィルタリングしてフィルタリングされた信号を生成する。
[0449] ６４０６において、ＤＳＰ２９０４は、フィルタリングされた信号における雑音に関連するアーチファクトを対象の高周波信号から隔離する。たとえば、ＤＳＰ２９０４は、インパルス応答を隔離することができる。
[0450] ＤＳＰ２９０４は、フィルタリングされた入力の勾配を計算することによりアーチファクトを隔離することができる。次いで、ＤＳＰ２９０４は、計算された勾配が閾値を超えることに基づいて、アーチファクトの存在を決定することができる。ＤＳＰは、アーチファクトテンプレートでアーチファクトを特徴付けることができる。ＤＳＰ２９０４は、任意選択的に、アーチファクトテンプレートをフィルタとして適用することができるように、隔離されたアーチファクトに基づいてフィルタを選択することができる。
[0451] ６４０８において、ＤＳＰ２９０４は、隔離されたアーチファクトの前及び後の一定期間、フィルタリングされた信号を無効にする。ＤＳＰ２９０４は、任意選択的に、選択されたフィルタを使用して無効化を実施することができる。この無効化により、隔離されたアーチファクトを除去し、対象の高周波信号の通過を可能にすることができる。ＤＳＰ２９０４は、隔離されたアーチファクトの前後の一定期間、フィルタリングされた信号をバッファリングすることができる。
[0452] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、パターン（又は信号特性）マッチングを実施することができる。心臓信号のパターンマッチングは、相関の何らかのバージョンに基づくことができる。たとえば、相関は、統計的相関関数又は平均絶対偏差であり得る。
[0453] 相関関数（ＣＦ）は、式１によって指定することができる。
[0454] 平均絶対偏差関数（ＭＡＤ）は、式２によって指定することができる。
[0455] 体表面ＥＣＧの場合、多くの場合、一組に１２の誘導があり得る。ペースマッチング応用では、１２の誘導のすべてを参照心拍の１２の誘導すべてに相関させる必要がある。参照心拍は、異常な心拍を示しているときから取得され、電気生理学処置中にカテーテルからのペーシング心拍と比較される、心拍であり得る。他の場合、誘導のサブセットのみを相関させればよい。相関関数の場合、形状の完全な一致は＋１とすることができ、正反対は－１とすることができ、振幅類似性の尺度はない可能性がある。ＭＡＤ関数の場合、完全な一致は０とすることができ、正反対は１とすることができ、振幅の差により、より不十分な一致がもたらされ得る。
[0456] 複数の誘導の比較のために、類似性の何らかの尺度を確立する必要があり得る。これは、その組のすべての誘導に対する、平均、中間値、又は分子及び分母を加算する式１若しくは式２の拡張であり得る。さらに、相対的に振幅が大きい誘導に対して、又は、強調されるべき特徴を表す心拍（たとえば、Ｑ波）の所定範囲に対して、相対的に大きい重みを与えることができる。
[0457] すべての比較において、誘導は、０ＤＣオフセットを有するように正規化することができる。これは、比較において形状（及び振幅）のみが重要であるためであり得る。
[0458] いくつかの実施形態では、垂直キャリパを使用して、パターン（又は信号特性）を選択することができる。垂直キャリパは、ＧＵＩ選択ウィジェットであり得る。図６５は、いくつかの実施形態による、垂直キャリパ６５０２、６５０４を使用するデータの範囲（通常、１つの心拍）を選択するレビューウィンドウ６５００の一例を示す。
[0459] 次いで、選択されたパターンを、参照心拍（又は、既知の信号パターン）として保存することができる。図６６は、いくつかの実施形態による、選択されたパターンを参照心拍として保存する一例を示す。図６６に示す新たなパターンを保存（Save New Pattern）ウィンドウ６６００により、ユーザは、先行して保存された心拍（たとえば、既知の信号パターン）６６０２を見て、新たな同定された心拍が、先行して保存された心拍に対して別個に保存するに値するほど十分に一意であるか否かを判断することができる。心拍が格納されると、その心拍に、一意の名称６６０４、色６６０６及び／又は説明（すなわち、コメント）６６０８を与えることができる。
[0460] ユーザは、検索を開始することを望むとき、図６５のレビューウィンドウ６５００においてパターン選択（Select Patterns）ボタン６５１０をクリックすることにより、選択可能な検索するパターンのウィンドウを開くことができる。図６７は、いくつかの実施形態による、選択可能な検索するパターンの検索するパターンの選択（Select Patterns to Search）ウィンドウ６７００の一例を示す。検索するパターンの選択ウィンドウ６７００は、格納されたパターンすべてのスクロール可能なリスト６７１０を表示することができる。各リスト項目の左側のチェックボックス６７２０により、ユーザは、関連するパターンを選択することができる。選択は、ユーザがそれらの変更を決めるまで有効なままであり得る。ユーザがリスト６７１０の各パターンをクリックすると、ウィンドウ６７３０内のリストボックスの下方に対応する信号を表示することができる。ウィンドウ６７３０はまた、ユーザが、パターンを検出するために使用することができる信頼係数閾値（パターン検出閾値６７４０とも称する）を入力するのを可能にするフィールドも表示することができる。たとえば、図６７において、パターン検出閾値６７４０は８０％に設定されている。
[0461] ユーザは、検索するパターンを選択し、ＯＫ６７５０をクリックした後、検索を開始するようにパターン検索有効／無効（Enable/Disable Patterns search）ボタン６５１２をクリックすることにより、検索を有効にすることができ、このボタン６５１２は、図６５に示すレビューウィンドウ６５００において有効になることができる。このボタンをクリックした後、パターンの検索を開始することができ、参照心拍と一致する心拍（たとえば、信頼度レベルが、選択された信頼係数閾値以上である）が、レビューウィンドウ６５００に表示される。見つかったパターンは、図６５のレビューウィンドウ６５００の２つの異なるモード、すなわち、概要ビュー及び詳細ビューに表示することができる。図６８のレビューウィンドウ６８００に示すように、ユーザは、ボタン概要（Summary）６８０２及び詳細（Detail）６８０４を使用してこれらの２つのモードをトグルすることができる。
[0462] 概要ビューでは、パターンと一致するレビューウィンドウの表示された信号のセグメントを、各パターンに関連する色で強調表示することができる。信号の同じセグメントに複数のパターンが重なることができる。概要ビューでは、各セグメント内でパターンをより認識可能且つ識別可能にするために、重なる部分を異なる色で表示することができる。
[0463] 図６８は、いくつかの実施形態による、複数のマッチングパターンが表示されている、図６５のレビューウィンドウにおけるパターン検索概要ビューの一例を示す。図６８に示すように、レビューウィンドウ６８００において、体表面ＥＣＧ信号の４つの部分６８０６、６８０８、６８１０、６８１２が強調表示されている。この例では、左側の２つの部分６８０６、６８０８が２つの色（又は線種）で表示されており、これは、これらの部分のパターンが重なっていることを意味することができる。右側の２つの部分６８１０、６８１２は、パターンＰ１に割り当てられた色で表示されており、これは、それらの部分においてＰ１パターンのみが見つかったことを示す。
[0464] 図６９は、いくつかの実施形態による、単一のマッチングパターンが表示されているが他のパターンは隠れている、図６８のレビューウィンドウにおけるパターン検索概要ビュー６９００の一例を示す。一致したパターンセグメントが表示されるとき、右側に小さいウィンドウ６９１０を表示することができる。このウィンドウにより、ユーザは、各見つかったパターンに関連する一致した部分を示すか又は隠すことができる。その初期状態では、見つかったパターンのすべてをチェックすることができる。ユーザが、各パターン名のそばのチェックボックス６９１２、６９１４のチェックを外すと、対応する高調表示された部分は隠される。図６９に示すように、パターンＰ１ ６９１６に関連する一致した部分６８１０、６８１２は隠される。したがって、右側にあり、パターンＰ１とのみ一致した図６８の単色部分６８１０、６８１２は、図６９では表示されていない。しかしながら、パターンＰ１及びＰ４が重なっていた左部分６８０６、６８０８は、このとき、図６９において、パターンＰ４ ６９１８に関連する色で表示されている。
[0465] 詳細ビューでは、パターン詳細は、一度に１セグメント示すことができる。詳細ビューは、図６８のレビュー信号６８００において詳細６８０４を選択することによって有効にすることができる。詳細ビューでは、実際のパターンを、そのパターンに割り当てられた色を使用して、一致したセグメントの上に表示することができる。図７０は、いくつかの実施形態による、図６５のレビューウィンドウにおける信号に対する詳細図の一例を示す。
[0466] 図７０に示すように、詳細ビュー７０００は、パターン詳細を一度に１セグメント示すことができる。各部分に対して、複数のパターンが重なる場合、最高信頼係数を有するパターンを最初に示すことができる。しかしながら、ユーザは、他の重なるパターン（たとえば、より低い信頼度値を有する）を、詳細ビューリスト７００６におけるそれらの関連するチェックボックス７００２、７００４をクリックすることにより、見るように選択することができる。この場合、詳細ビュー７０００に表示される信号を、新たに選択されたパターンを反映するように自動的に変更することができる。たとえば、図７０に示すように、パターンＰ１ ７００８は、最高信頼度値（たとえば、８７．０％）を有し、したがって、最初に示される。
[0467] 詳細ビューでは、誘導ごとの信頼係数（Confidence Factor Per Lead）テーブル７０１０における水平バーを使用して、誘導ごとの信頼度値を表示することができ、図７０に示すように、それらのバーの上に、実際の信頼度値を提供することができる。たとえば、誘導Ｉ７０１２は、７９．６％の信頼度値を示す。ユーザによって設定された信頼度レベルを上回る信頼度値（たとえば、検索されたパターンが選択された場合）は、たとえば、緑色で表示することができ、この閾値を下回る値はオレンジ色で表示することができ、各個々の誘導に対する信頼度レベルがユーザの所望の閾値を満たすか否かを視覚的に示す。ユーザが、誘導ごとの信頼係数テーブル７０１０において任意の誘導名をクリックすると、対応するパターン及び信号における一致した部分を、誘導ごとの信頼係数テーブル７０１０の下方に配置されたパターン及び信号トレース（Pattern and Signal Traces）ウィンドウ７０１４内に表示することができる。このウィンドウの下に、ユーザが、表示されている信号に対して、その信号の形状詳細を正確に見るために、時間７０１６及び振幅スケール７０１８を変更することができるようにする、２つのボタンがあり得る。選択された時間７０１６又は振幅スケール７０１８により信号が部分的に可視となる場合、ユーザがその信号の任意の部分にアクセスすることができるように、スクロールバーを自動的に表示することができる。
[0468] 詳細ビュー７０００はまた、信号セグメントと、括弧７０２０を使用して表示される関連する一致したパターンとを強調表示することも可能である。これにより、ユーザは、詳細ビュー７０００に示されている信号の部分を容易に同定することができる。そのパターンに対する一致信頼係数７０２２もまた、括弧のうちの１つと並んで示すことができる。
[0469] 図７１は、いくつかの実施形態による、誘導によって提供されるパターン一致信頼度値（誘導ごとの信頼係数７１０２）を有する例としてのウィンドウ７１００を示す。図７１に示すように、誘導Ｖ１ ７１０４及びＶ２ ７１０６は、信頼度閾値未満であり、オレンジ色で示されている。
[0470] 開示するシステムにより、パターンマッチングにおいて、図６４の方法に対して記載したように、所定のアーチファクト生成事象に対するテンプレートを作成する概念もまた使用することができる。たとえば、弁の上及び下並びに冠動脈内で収集される単極信号に関連する弁運動アーチファクトのパターンを使用して、オペレータが、カテーテルが弁の上方にあるか、弁の下方にあるか、又は冠動脈内にあるかを即座に知るためのパターンテンプレートを作成することができる。パターンテンプレート内の冠動脈プロファイルが満たされると、システムは、たとえば、アブレーション処置中にエネルギー送達を可能にしないことにより応答することができる。
[0471] 図７２は、いくつかの実施形態による、パターンマッチングの方法７２００のフローチャートである。方法７２００について、図２９を参照して説明する。しかしながら、方法７２００はその実施形態例に限定されない。
[0472] ７２０２において、ＤＳＰ２９０４が、入力心臓信号にアクセスする。
[0473] ７２０４において、ＤＳＰ２９０４が、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンとマッチングする。この既知の信号パターンは、先行する患者処置又は現患者処置中に取り込み、パターンテンプレートに格納することができる。既知の信号パターンをデータベースに格納することも可能である。
[0474] ＤＳＰ２９０４は、相関関数に基づいて、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンとマッチングすることができる。ＤＳＰ２９０４は、たとえば、平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンとマッチングすることができる。ＤＳＰ２９０４はまた、信頼度値に基づいて、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンとマッチングすることも可能である。
[0475] ７２０６において、表示モジュール２６１８が、一致の程度の指示を表示する。一致の程度の指示は、心臓ペーシングを行うべき場所を指定することができる。
[0476] 図７３は、いくつかの実施形態による、パターンマッチングの方法７３００のフローチャートである。方法７３００について、図２９を参照して説明する。しかしながら、方法７３００はその実施形態例に限定されない。
[0477] ７３０２において、ＤＳＰ２９０４が、入力心臓信号にアクセスする。
[0478] ７３０４において、ＤＳＰ２９０４が、検出閾地にアクセスする。
[0479] ７３０６において、ＤＳＰ２９０６が、検出閾値に基づいて入力心臓信号の一部を既知の信号パターンとマッチングする。既知の信号パターンは、先行する患者処置又は現患者処置中に取り込むことができる。既知の信号パターンをデータベースに格納することができる。
[0480] ＤＳＰ２９０４は、相関関数に基づいて、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンをマッチングすることができる。ＤＳＰ２９０４は、たとえば、平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンをマッチングすることができる。
[0481] ＤＳＰ２９０４は、既知の信号パターンの重み特定領域に基づいて、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンとマッチングすることができる。ＤＳＰ２９０４は、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンと第１マッチングすることができる。ＤＳＰ２９０４は、第１マッチングに基づいて第１信頼度値を決定することができる。ＤＳＰ２９０４は、入力心臓信号の一部を既知の信号パターンと第２マッチングすることができる。ＤＳＰ２９０４は、第２マッチングに基づいて第２信頼度値を決定することができる。ＤＳＰ２９０４は、第１信頼度値と第２信頼度値とを平均して、平均信頼度値を作成することができる。次いで、ＤＳＰ２９０４は、平均信頼度値が検出閾値を上回ると判断することができる。
[0482] ７３０８において、表示モジュール２６１８が、マッチングに基づいて入力心臓信号の強調表示部分を表示する。表示モジュール２６１８は、たとえば、既知の信号パターンに関連する色に基づいて、入力心臓信号の強調表示部分を表示することができる。
[0483] いくつかの実施形態では、ＤＳＰ２９０４は、遅延電位及び早期興奮の検出を実施することができる。通常のフィルタ及び遅延電位フィルタとは無関係に表示される、期興奮部位からの信号データを検出された遅延興奮部位からの信号データに補間することにより、システムは、伝導遅延部位を推測することができる。その部位（又は領域）は、任意の互換性のある３次元マッピングシステムによってブロック強調表示することができ、それにより、医師は、カテーテル配置を誘導し、その部位における低速伝導を記録し、アブレーションに対してその部位を標的とすることができる。これらの特徴は、小信号に利得を適用するときに飽和するシステムでは、達成することが不可能でないとしても非常に困難であり、したがって、低速伝導部位は、本来は、医師には不可視のままである可能性がある。
[0484] 本明細書の実施形態は、早期興奮部位からのデータを検出された遅延興奮部位のデータを補間し、通常のフィルタ及び遅延電位フィルタとは無関係にそのデータを表示する、システムの高いダイナミックレンジにより、利益を得る。こうした実施形態は、リアルタイムに（たとえば、ライブで）且つセッション再生中に、主信号表示ウィンドウにおいて遅延電位及び早期興奮を検出することができる。主信号表示ウィンドウにおいて「検索を作成及び管理（create and manage searches）」ボタンをクリックすることにより、ユーザは、遅延電位又は早期興奮の検索基準を作成し、検索を起動し、既存の検索を管理することができる。
[0485] 図７４は、いくつかの実施形態による、遅延電位及び早期興奮の検索を作成及び管理する検索定義ウィンドウ７４００の一例を示す。主信号表示ウィンドウに遅延電位検索を追加するために、ユーザは、検索定義ウィンドウ（図７４の検索定義（Search Definitions）ウィンドウ７４００）内で「遅延電位検索を追加（Add Late Potentials Search）」ボタン７４０２をクリックすることができる。これに応じて、遅延電位検出構成ウィンドウを表示することができ、ユーザにより、さまざまな検索パラメータを定義することができる。図７５は、いくつかの実施形態による、遅延電位に対するさまざまな検索パラメータを定義する遅延電位検出構成ウィンドウ７５００の一例を示す。
[0486] ユーザは、遅延電位検索を実施する少なくとも１つのパターンを作成することができる。ユーザは、さまざまなタイプの検索を可能にするさまざまな遅延電位検索パラメータを指定することができる。図７５に示すように、ユーザは、以下のパラメータのうちの１つ又は複数を定義することができる。すなわち、検索の名称（７５０２）、検索に使用される心拍パターンの選択（７５０４）、検索の開始のための基準点（７５０６）、心拍検出に使用されるＥＣＧ誘導の選択（７５０８）、遅延電位検出に使用される心臓内誘導の選択（７５１０）、パターン参照からの開始時点及び長さを使用する検索間隔（７５１２）、パーセンテージとしての心拍検出信頼度閾値（たとえば、８０％）（７５１４）、パーセンテージとしての遅延電位検出信頼度閾値の選択（たとえば、８０％）（７５１６）及び遅延電位振幅閾値の選択（たとえば、０．０１５ｍＶ）（７５１８）である。当業者には理解されるように、ユーザは、他のさまざまなパターンを定義することができる。
[0487] すべてのパラメータが定義されると、検索を起動することができる。遅延電位が検出されると、信号表示ウィンドウは、それらの検出信頼度に沿って遅延電位の位置を示すことができる。図７６は、いくつかの実施形態による、遅延電位７６０２、７６０４、７６０６、７６０８、７６１０の位置をそれらの検出信頼度とともに示す、例としての信号表示ウィンドウ７６００を示す。レビューウィンドウもまた、検索結果タブの下に検出される遅延電位のすべても表示することができる。検索定義ウィンドウ（たとえば、図７４の検索定義ウィンドウ７４００）内に、新たに作成された遅延電位検索を列挙することができる。新たに作成された遅延電位検索は、検索定義ウィンドウ内の現在定義されている検索セクションの下に列挙することができる。
[0488] ユーザは、遅延電位検索と同様の方法で早期興奮検索を追加することができる。ユーザは、さまざまなタイプの検索を可能にするさまざまな早期興奮検索パラメータを指定することができる。それらのパラメータは、遅延電位検索パラメータと同等であり得る。相違は、検索が、基準線の前に画定された検索間隔で発生する可能性があるということである。図７７は、いくつかの実施形態による、早期興奮に対するさまざまな検索パラメータ（図７５に記載したものと同様）を定義する早期興奮検出構成ウィンドウ７７００の一例を示す。
[0489] 早期興奮検出構成ウィンドウ７７００においてすべてのパラメータが定義されると、検索を起動することができる。早期興奮が検出されると、信号表示ウィンドウは、早期興奮の位置を、それらの検出信頼度及び長さとともに示すことができる。図７８は、いくつかの実施形態による、早期興奮７８０２、７８０４、７８０６の位置をそれらの検出信頼度とともに示す、例としての信号表示ウィンドウ７８００を示す。レビューウィンドウもまた、検索結果タブの下に、検出されるすべての早期興奮を表示することができる。検索定義ウィンドウ（たとえば、図７４の検索定義ウィンドウ７４００）内に、新たに作成された早期興奮検索を列挙することができる。新たに作成された早期興奮検索は、検索定義ウィンドウ内の現在定義されている検索セクションの下に列挙することができる。
[0490] ユーザは、検索定義ウィンドウを使用して、すでに定義された遅延電位及び早期興奮検索を管理することができる。図７９は、いくつかの実施形態による、すでに定義された遅延電位及び早期興奮検索を管理する検索定義ウィンドウ７９００の一例を示す。
[0491] 検索定義ウィンドウ７９００において、現在定義されている検索（Currently Defined Searches）ウィンドウ７９０２内に、有効な検索のすべてを列挙することができ、ユーザは、それらの検索を実行し、停止、削除し、又は変更することができる。検索が停止した場合、ユーザは、「実行」ボタン７９０４をクリックすることにより、検索の実行を再開することができる。たとえば、図７９に示すように、検索ＥＡ１は停止しており７９０６、検索ＬＰ１は実行中である７９０８。この場合、ユーザは、ＥＡ１検索の実行を再開し、ＬＰ１検索の実行を停止する７９１０か又は他のオプションを使用する（たとえば、削除する７９１２及び変更する７９１４）ことができる。
[0492] 図８０は、いくつかの実施形態による、早期興奮又は遅延電位を検出する方法８０００のフローチャートである。方法８０００について、図２９を参照して説明する。しかしながら、方法８０００はその実施形態例に限定されない。
[0493] ８００２において、第１ＤＳＰ２９０４が、体表面誘導に関連する第１心臓信号にアクセスする。
[0494] ８００４において、第１ＤＳＰ２９０４が、第１心臓信号の心拍を既知の心臓パターンとマッチングする。第１ＤＳＰ２９０４は、相関関数に基づき、第１心臓信号の心拍を既知の心臓パターンとマッチングすることができる。第１ＤＳＰ２９０４は、たとえば、平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づき、第１心臓信号の心拍を既知の心臓パターンとマッチングすることができる。第１ＤＳＰ２９０４は、信頼度値に基づき、第１心臓信号の心拍を既知の心臓パターンとマッチングすることができる。信頼度値は、ユーザが定義することができる。
[0495] ８００６において、第２ＤＳＰ２９０４が、一致した心拍の前及び後のある期間、第２心臓信号における早期興奮又は遅延電位を検索する。この期間は、ユーザが定義した期間であり得る。
[0496] 第２ＤＳＰ２９０４は、早期興奮又は遅延電位に関して第２心臓信号の部分を含むバッファを検索することができる。第２ＤＳＰ２９０４は、振幅閾値に基づいて早期興奮を検索することができる。
[0497] 早期興奮又は遅延電位を使用して、システムは、早期興奮の部位におけるカテーテルからの信号データを遅延電位の部位の信号データに補間することができる。システムは、通常のフィルタ及び遅延電位フィルタとは無関係にその信号データを表示することができる。補間された信号データを使用して、システムは、伝導遅延部位を推測することができる。システムはまた、３次元マッピングシステムと組み合わせて、ある部位における補間された信号データを使用して、さらなるカテーテルの配置を誘導し、その部位における低速伝導を記録し、又はアブレーションに対してその部位を標的とすることができる。
[0498] いくつかの実施形態では、表示モジュール２６１８は、ウォーターフォールビュー（たとえば、図３７Ａ及び図３７Ｂのウォーターフォールビュー）を使用して１つ又は複数の信号を表示することができる。ウォーターフォールビューウィンドウは、所定のＥＣＧ誘導の選択されたパターンと一致する心拍を垂直に積み重ねることができ、各検出された心拍と並んで、ユーザが選択した心臓内信号を示すことができる。このユーザが選択した心臓内信号は、心拍パターン内で基準点に対してユーザが定義した間隔で示すことができる。
[0499] ウォーターフォールビューのためのパラメータを設定するために、ユーザは、主信号表示ツールバーに位置する「ウォーターフォールビューウィンドウを作成（create waterfall view window）」ボタンをクリックすることができる。これに応じて、ウォーターフォール表示構成ウィンドウを表示することができる。図８１は、いくつかの実施形態による、ウォーターフォール表示構成ウィンドウ８１００の一例を示す。
[0500] 図８１に示すように、ユーザは、以下のパラメータのうちの１つ又は複数を定義することができる。ユーザは、検索する心拍パターン８１０２を選択することができる（たとえば、ウォーターフォールビューで使用されるすでに保存された心拍パターンから選択することができる）。ユーザは、表示間隔に対して使用される心拍パターンにおける基準点８１０４を定義することができる。基準点がまだ選択されていない場合、ユーザは、心拍パターンのリストの下に位置する心拍パターン表示ウィンドウをクリックすることにより、基準点を追加することができる。同様に、心拍パターン表示ウィンドウをクリックすることにより、既存の基準点の位置を変更することができる。ユーザは、心拍検出のための体表面ＥＣＧ誘導８１０６を選択することができる。ユーザは、ＥＣＧ誘導に対する表示間隔８１０８（たとえば、パターン基準点を基準とする開始点及び長さ）を定義することができる。ユーザは、検索のための心臓内チャネル８１１０を選択することができる。ユーザは、心臓内誘導に対する表示間隔８１１２（たとえば、パターン基準点を基準とする開始点及び長さ）を定義することができる。ユーザはまた、時間又は心拍等、垂直スクロールモード８１１４も選択することができる。
[0501] 図８２は、いくつかの実施形態による、時間モードを使用するウォーターフォールビュー８２００の一例を示す。垂直スクロールモード８１１４が時間モードに設定されると、一致した信号は、時間によって連続的にスクロールアップすることができる。したがって、選択されたパターンと一致する心拍が検出されないとき、時間モードは、心拍の間の間隙８２０２を示すことができる。時間モードでは、ウィンドウの左下隅に、最後の心拍タイムスタンプ８２０４を示すことができる。
[0502] 垂直スクロールモード８１１４が心拍モードに設定されると、ウォーターフォールビューウィンドウの垂直自動スクロールを無効にすることができ、選択されたパターンと一致する新たな心拍が検出される場合にのみ、心拍をスクロールアップすることができる。図８３は、いくつかの実施形態による、心拍モードを使用するウォーターフォールビュー８３００の一例を示す。心拍モードでは、各個々のビートにタイムスタンプを付すことができる８３０２。
[0503] ユーザによりウォーターフォールビューに関するパラメータのすべてが定義されると、図８２及び図８３の両方に示すように、ウォーターフォールビューウィンドウは２つの信号を並べて表示することができる。ウォーターフォールビューウィンドウは、時間モード又は心拍モードのいずれかを用いて信号を表示することができる。誘導の名称８３０４、８３０６は、ウィンドウの最上部に示すことができる。心拍パターン名８２０８もまた、ＥＣＧ誘導名８２０６と並んで示すことができる。
[0504] たとえば、ウォーターフォールビューウィンドウのツールバー内に、ボタン、すなわち、ウォーターフォールパラメータボタン８２１０及び表示パラメータボタン８２１２があり得る。ウォーターフォールパラメータボタン８２１０により、ユーザは、ウォーターフォールビューウィンドウが開いている間に表示パラメータを調整することができる。たとえば、ユーザは、当業者には理解されるように、表示間隔、垂直スクロールモード、又は任意のパラメータを変更することができる。
[0505] ユーザは、この特徴を無効にすることができる。図８４は、いくつかの実施形態による、表示パラメータウィンドウ８４００の一例を示す。表示パラメータウィンドウ８４００により、ユーザは、さまざまな表示パラメータを変更することができる。たとえば、ユーザは、各誘導に対するズーム８４０２、８４０４を調整することができ、デフォルトにリセットする８４１６、８４１８をオプションがある。ユーザは、クリッピングを追加する８４０６か又は除去する８４０８ことができる。ユーザは、各誘導又は誘導のサブセットに対して色８４１０、８４１２を変更することができる。ユーザは、表示された心拍のフェージングを無効にする８４１４ことができる。いくつかの実施形態では、表示される心拍は、ウォーターフォールビューウィンドウの上方部分に向かって移動するに従い、フェードすることができる。
[0506] いくつかの実施形態では、ＥＰハードウェアシステムは、いくつかの実施形態により、雑音のない（clean）単極信号を生成することができる。ＥＰハードウェアシステムは、それが、実質的に同じ回路構成及びコンポーネントを共有するＥＣＧ回路基板及び複数のＩＣ回路基板を有することと、ＥＣＧ回路基板が、各ＩＣ回路基板がその対応するＩＣ信号を処理するために使用するものと実質的に同じパスを有するＥＣＧ信号を処理することとに基づいて、雑音のない単極信号を生成することができる。ＥＣＧ回路基板及び複数のＩＣ回路基板に対して、単一のウィルソン結合電極（ＷＣＴ）信号を使用することができる。
[0507] いくつかの実施形態では、ＥＰハードウェアシステムは、他のすべてのシステムに対する中央処理システムとして作用することができる。ＥＰハードウェアシステムは、ＥＣＧ信号を受け取るように構成されたＥＣＧ回路基板と、各々がＩＣ信号を受け取るように構成された複数のＩＣ回路基板と、リモートデバイスに通信可能に結合された通信インタフェースと、ＥＣＧ回路基板、複数のＩＣ回路基板及び通信インタフェースに結合されたプロセッサとを含むことができる。ＥＰハードウェアシステムは、そのプロセッサに、通信インタフェースを介してリモートデバイスからフィードバックを受け取らせ、通信インタフェースを介して、ＥＣＧ信号、ＩＣ信号、及びリモートデバイスからのフィードバックに基づいてリモートデバイスを制御させることにより、中央処理システムとして作用することができる。
[0508] ＥＰハードウェアシステムは、限定されないが、超音波装置、高周波（ＲＦ）発生器、刺激装置、３次元撮像デバイス、心腔内心エコー（ＩＣＥ）装置、Ｘ線透視装置及び除細動器からなる群から選択されたリモートデバイスからフィードバックを受信し、且つそうしたリモートデバイスを制御することができる。当業者には理解されるように、リモートデバイスは、他のさまざまなタイプのデバイスであり得る。ＥＰハードウェアシステムは、限定されないが、医療におけるデジタル撮像及び通信（Digital Imaging and Communications in Medicine）（ＤＩＣＯＭ）、イーサネット、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）及び米国電気電子学会（Institute of Electrical and Electronics Engineers）(IEEE)802.11からなる群から選択された通信プロトコルを使用して、リモートデバイスに結合された通信インタフェースを介してリモートデバイスと通信することができる。当業者には理解されるように、ＥＰハードウェアシステムは、他のさまざまな通信プロトコルを使用してリモートデバイスと通信することができる。
コンピュータシステムの実装
[0509] たとえば、図８５に示すコンピュータシステム８５００等、１つ又は複数の周知のコンピュータシステムを使用して、さまざまな実施形態を実装することができる。たとえば、１つ又は複数のコンピュータシステム８５００を使用して、本明細書で考察した実施形態のうちの任意のものとともに、そのコンビネーション及びサブコンビネーションを実装することができる。
[0509] たとえば、図８５に示すコンピュータシステム８５００等、１つ又は複数の周知のコンピュータシステムを使用して、さまざまな実施形態を実装することができる。たとえば、１つ又は複数のコンピュータシステム８５００を使用して、本明細書で考察した実施形態のうちの任意のものとともに、そのコンビネーション及びサブコンビネーションを実装することができる。
[0510] コンピュータシステム８５００は、プロセッサ８５０４等、１つ又は複数のプロセッサ（中央処理装置、すなわちＣＰＵとも称する）を含むことができる。プロセッサ８５０４は、通信インフラストラクチャ又はバス８５０６に接続することができる。
[0511] コンピュータシステム８５００は、モニタ、キーボード、ポインティングデバイス等、ユーザ入出力デバイス８５０３も含むことができ、それは、ユーザ入出力インタフェース８５０２を介して通信インフラストラクチャ８５０６と通信することができる。
[0512] プロセッサ８５０４のうちの１つ又は複数は、グラフィックス処理装置（ＧＰＵ）であり得る。一実施形態では、ＧＰＵは、数学集約的なアプリケーションを処理するように設計された専用電子回路であるプロセッサであり得る。ＧＰＵは、コンピュータグラフィックスアプリケーション、画像、映像等に共通する数学集約的データ等、大きいデータブロックの並列処理に効率的な並列構造を有することができる。
[0513] コンピュータシステム８５００は、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）等のメインメモリ又は一次メモリ（主記憶装置）８５０８も含むことができる。メインメモリ８５０８は、１つ又は複数のレベルのキャッシュを含むことができる。メインメモリ８５０８は、制御ロジック（たとえば、コンピュータソフトウェア）及び／又はデータを格納することができる。
[0514] コンピュータシステム８５００は、１つ又は複数の補助記憶装置又は二次メモリ８５１０も含むことができる。二次メモリ８５１０は、たとえば、ハードディスクドライブ８５１２又はリムーバブルストレージデバイス若しくはドライブ８５１４を含むことができる。リムーバブルストレージドライブ８５１４は、フロッピディスクドライブ、磁気テープドライブ、コンパクトディスクドライブ、光ストレージドライブ、テープバックアップデバイス又は他の任意のストレージデバイス／ドライブであり得る。
[0515] リムーバブルストレージドライブ８５１４は、リムーバブルストレージユニット８５１８とインタラクトすることができる。リムーバブルストレージユニット８５１８は、コンピュータソフトウェア（制御ロジック）又はデータが格納されているコンピュータ使用可能又は可読記憶デバイスを含むことができる。リムーバブルストレージユニット８５１８は、フロッピディスク、磁気テープ、コンパクトディスク、ＤＶＤ、光記憶ディスク又は他の任意のコンピュータ記憶デバイスであり得る。リムーバブルストレージドライブ８５１４は、リムーバブルストレージユニット８５１８に対して読出し又は書込みを行うことができる。
[0516] 二次メモリ８５１０は、コンピュータプログラム又は他の命令若しくはデータがコンピュータシステム８５００によってアクセスされるのを可能にする、他の手段、デバイス、コンポーネント、媒介（instrumentality）又は他の手法を含むことができる。こうした手段、デバイス、コンポーネント、媒介又は他の手法としては、たとえば、リムーバブルストレージユニット８５２２及びインタフェース８５２０を挙げることができる。リムーバブルストレージユニット８５２２及びインタフェース８５２０の例としては、プログラムカートリッジ及びカートリッジインタフェース（ビデオゲーム装置において見られるもの等）、リムーバブルメモリチップ（ＥＰＲＯＭ又はＰＲＯＭ等）及び関連するソケット、メモリスチック及びＵＳＢポート、メモリカード及び関連するメモリカートスロット、又は他の任意のリムーバブルストレージユニット及び関連するインタフェースを挙げることができる。
[0517] コンピュータシステム８５００は、通信又はネットワークインタフェース８５２４をさらに含むことができる。通信インタフェース８５２４は、コンピュータシステム８５００が、外部デバイス、外部ネットワーク、外部エンティティ等（個々に且つまとめて参照番号８５２８で参照する）の任意の組合せと通信及びインタラクトすることができる。たとえば、通信インタフェース８５２５により、コンピュータシステム８５００は、通信経路８５２６を介して外部又はリモートデバイス８５２８と通信することができ、通信経路８５２６は、有線又は無線（又はそれらの組合せ）とすることができ、ＬＡＮ、ＷＡＮ、インターネット等の任意の組合せを含むことができる。制御ロジック又はデータは、通信経路８５２６を介してコンピュータシステム８５００に且つコンピュータシステム８５００から伝送することができる。
[0518] コンピュータシステム８５００はまた、いくつか非限定的な例を挙げると、携帯情報端末（ＰＤＡ）、デスクトップワークステーション、ラップトップ若しくはノートブックコンピュータ、ネットブック、タブレット、スマートフォン、スマートウォッチ若しくは他のウェアラブル、アプライアンス、モノのインターネット（Internet-of-Things）の一部、若しくは組込みシステムのうちの任意のもの、又はそれらの任意の組合せでもあり得る。
[0519] コンピュータシステム８５００は、限定されないが、リモート若しくは分散クラウドコンピューティングソリューション；ローカル若しくはオンプレミスソフトウェア（「オンプレミス」クラウドベースソリューション）；「サービスとしての（as a service）」モデル（たとえば、サービスとしてのコンテンツ（content as a service）（ＣａａＳ）、サービスとしてのデジタルコンテンツ（digital content as a service）（ＤＣａａｓ）、サービスとしてのソフトウェア（software as a service）（ＳａａＳ）、サービスとしてのマネージドソフトウェア（managed software as a service）（ＭＳａａＳ）、サービスとしてのプラットフォーム（platform as a service）（ＰａａＳ）、サービスとしてのデスクトップ（desktop as a service）（ＤａａＳ）、サービスとしてのフレームワーク（framework as a service）（ＦａａＳ）、サービスとしてのバックエンド（backend as a service）（ＢａａＳ）、サービスとしてのモバイルバックエンド（mobile backend as a service）（ＭＢａａＳ）、サービスとしてのインフラストラクチャ（infrastructure as a service）（ＩａａＳ）等）；又は、上述した例又は他のサービス若しくはデリバリパラダイムの任意の組合せを含むハイブリッドモデルを含む、任意のデリバリパラダイムを通して任意のアプリケーション又はデータにアクセスするか又はそれらをホストする、クライアント又はサーバであり得る。
[0520] コンピュータシステム８５００における任意の適用可能なデータ構造、ファイルフォーマット及びスキーマは、限定されないが、JavaScript Object Notation（ＪＳＯＮ）、Extensible Markup Language（ＸＭＬ）、Yet Another Markup Language（ＹＡＭＬ）、 Extensible Hypertext Markup Language（ＸＨＴＭＬ）、Wireless Markup Language（ＷＭＬ）、MessagePack、XML User Interface Language（ＸＵＬ）、又は単独で若しくは組み合わせて他の任意の機能的に同様の表現を含む標準から導出することができる。別法として、プロプライエタリデータ構造、フォーマット又はスキーマを、排他的に、又は既知の若しくはオープン標準と組み合わせて使用することができる。
[0521] いくつかの実施形態では、本明細書では、制御ロジック（ソフトウェア）が格納されている有形の非一時的コンピュータ使用可能又は可読媒体を含む、有形の非一時的装置又は製品もまた、コンピュータプログラム製品又はプログラムストレージデバイスと称することができる。これには、限定されないが、コンピュータシステム８５００、メインメモリ８５０８、二次メモリ８５１０、並びにリムーバブルストレージユニット８５１８及び８５２２とともに、上述したものの任意の組合せを具現化する有形の製品が含まれる。こうした制御ロジックは、１つ又は複数の処理デバイス（コンピュータシステム８５００等）によって実行されると、こうしたデータ処理デバイスを、本明細書に記載したように動作させることができる。
[0522] 本開示に含まれる教示に基づき、図８５に記載するもの以外のデータ処理デバイス、コンピュータシステム又はコンピュータアーキテクチャを使用して本開示の実施形態を作成及び使用する方法が当業者には明らかとなろう。特に、実施形態は、本明細書に記載したもの以外のソフトウェア、ハードウェア及び／又はオペレーティングシステム実施態様で動作することができる。
結論
[0523] 本明細書に開示するＥＰ記録システムは、生の小信号の関連する成分を保存しながら、すなわち、ＥＰ環境における元の情報の完全性を維持しながら、有効に雑音を除去し、望ましくない大信号を除去又は隔離する。従来のＥＰシステムは、雑音をうまくフィルタで除去することはできるが、医療チームが見ることを望む、雑音を含む信号成分もまたフィルタで除去する可能性がある。従来のＥＰシステムはまた、善意のソフトウェアフィルタリングアルゴリズムにより、生信号に本来存在していなかった追加の雑音及び望ましくないアーチファクトも生成及び導入する可能性がある。従来のＥＰシステムは、最新の雑音低減手段を利用する場合であっても、除細動及びアブレーション等、同時の大信号処置が存在する場合、高忠実度で雑音のない小信号を有効に収集することはできない。これは、従来のＥＰシステムが、関連周波数範囲、すなわち、低い（たとえば、０～１００Ｈｚ）、中間（たとえば、約１００Ｈｚ～３００ｋＨｚ未満）及び高い（たとえば、３００ｋＨｚ以上）にわたって、包括的な信号収集及びフィルタリング解決法を有しておらず、数１００又は数１０００桁異なる同時信号を有効に処理することができないためである。対照的に、本明細書に開示するＥＰ記録システムは、新規なハードウェア回路構成、ソフトウェア方法及びシステムトポロジを統合し且つ適用して、望ましくない信号を除去するが、ＥＰ環境において見られる信号に対して関連する周波数にわたり元の信号波形を保存する。
[0523] 本明細書に開示するＥＰ記録システムは、生の小信号の関連する成分を保存しながら、すなわち、ＥＰ環境における元の情報の完全性を維持しながら、有効に雑音を除去し、望ましくない大信号を除去又は隔離する。従来のＥＰシステムは、雑音をうまくフィルタで除去することはできるが、医療チームが見ることを望む、雑音を含む信号成分もまたフィルタで除去する可能性がある。従来のＥＰシステムはまた、善意のソフトウェアフィルタリングアルゴリズムにより、生信号に本来存在していなかった追加の雑音及び望ましくないアーチファクトも生成及び導入する可能性がある。従来のＥＰシステムは、最新の雑音低減手段を利用する場合であっても、除細動及びアブレーション等、同時の大信号処置が存在する場合、高忠実度で雑音のない小信号を有効に収集することはできない。これは、従来のＥＰシステムが、関連周波数範囲、すなわち、低い（たとえば、０～１００Ｈｚ）、中間（たとえば、約１００Ｈｚ～３００ｋＨｚ未満）及び高い（たとえば、３００ｋＨｚ以上）にわたって、包括的な信号収集及びフィルタリング解決法を有しておらず、数１００又は数１０００桁異なる同時信号を有効に処理することができないためである。対照的に、本明細書に開示するＥＰ記録システムは、新規なハードウェア回路構成、ソフトウェア方法及びシステムトポロジを統合し且つ適用して、望ましくない信号を除去するが、ＥＰ環境において見られる信号に対して関連する周波数にわたり元の信号波形を保存する。
[0524] 開示するＥＰシステムは、従来のＥＰシステムが行わなければならないトレードオフを行う必要がない。逆に、開示するＥＰシステムにより、同時に（１）小信号を見るために高利得で増幅器を作動させ、（２）同時に大信号を見るために、ハードウェアにおける破壊的な大信号フィルタリングを最小限にすることにより、クリッピング及び飽和の両方を防止し、（３）信号を、独立した表示において互いに分離し、いかなる残りの雑音も除去し、分離された信号を同期させることにより処理し、最後に（４）ユーザが、信号アーチファクト及び事象を正確に時間及び事象相関させることができるように、大信号及び小信号の両方を処理及び分析することができるようにするために、ハードウェア及びソフトウェアの態様が連携して実行することができるようにする。
[0525] 図２２Ａ及び図２２Ｂの例示的な信号２２００は、これらの概念を示し、本明細書に開示するＥＰシステムによって収集され、フィルタリングされ且つ処理された後に、大過渡事象、アブレーション信号、除細動信号及びＥＰ環境雑音が存在する場合のＥＣＧ又はＩＣ心臓信号の視覚化の改善を示す。図２２Ａは、小信号及び大信号両方からの雑音の除去と、大信号の処理におけるクリッピングの回避とを示す。従来のＥＰシステムは、雑音を含む心臓信号２２０３を提供し、飽和の影響を回避するために表示信号の振幅を制限するように信号２２０２を人工的にクリッピングする場合がある。開示するＥＰシステムは、弱信号２２１４及び強信号２２０５両方を収集するとともに明確に表示する。開示するＥＰシステムにより、人工的なクリッピングは不要であり、強信号２２０４は完全に画定される（クリッピングされない）。
[0526] 図２２Ｂは、ＥＰシステムが、雑音及び大信号処置が存在する場合に、低振幅心臓信号とＥＰ信号の関連するランダムアーチファクトの微小成分とを明らかにすることができることを示す。ウィンドウ２２１６は、開示するＥＰシステムによって明らかにされる所望の信号の高振幅及び低振幅両方の微小成分２２０６を含む、雑音を含む信号２２０８を示す。対照的に、ウィンドウ２２１８に示すように、従来のＥＰシステムは、所望の信号の低振幅及び高振幅両方の微小成分はうまく明らかにすることができない。より雑音の多い信号では、従来のＥＰシステムでは、所望の信号の低振幅微小成分２２１０は、明らかにすることはできるが、雑音２２１２の間でより失われやすい。所望の信号の高振幅成分２２１１は、従来のＥＰシステムでは人工的クリッピングによって失われる可能性がある。
[0527] 図２２Ｃは、開示するＥＰシステムが、元の波形２２２４に属する６０Ｈｚ信号の成分２２２２を保存しながら、飽和も遅延復帰もなしに、６０Ｈｚ雑音２２２０を除去することができることを示す。具体的には、アーチファクト２２２０として同時に発生する、元の波形２２２４の成分２２２２は失われない。言い換えれば、大信号が小信号に同時に重なるとき、開示するＥＰシステムは、両方を明確に同定し、収集し且つ処理することができる。
[0528] 特許請求の範囲を解釈するために、詳細な説明セクションは使用されるように意図され、他のいかなるセクションも使用されるように意図されていないことが理解されるべきである。他のセクションは、本発明者によって企図される１つ又は複数の例示的な実施形態を示すが、すべての例示的な実施形態は示していない可能性があり、したがって、本開示又は添付の特許請求の範囲をいかなるようにも限定するようには意図されていない。
[0529] 本開示は、例示的な分野及び応用に対する例示的な実施形態について記載しているが、本開示はそれに限定されないことが理解されるべきである。他の実施形態及びそれに対する変更形態が可能であり、本開示の範囲及び趣旨にある。たとえば、このパラグラフの一般性を限定することなく、実施形態は、図に例示するか又は本明細書に記載するソフトウェア、ハードウェア、ファームウェア又はエンティティに限定されない。さらに、実施形態は（本明細書に明示的に記載されていてもいなくても）、本明細書に記載する例を越えた分野及び応用に対して著しい有用性がある。
[0530] 本明細書では、実施形態について、明記した機能及びその関連の実施態様を例示する機能的構成単位を用いて説明した。これらの機能的構成単位の境界は、本明細書では、説明の便宜上任意に定義されている。明記した機能及び関係（又はその均等物）が適切に実施される限り、代替的な境界を定義することができる。また、代替実施形態は、本明細書に記載したものとは異なる順序を用いて、機能的ブロック、ステップ、動作、方法等を実施することができる。本開示はまた、本明細書における開示したハードウェア及びソフトウェアの特徴を使用するか又は他の方法で実装することに関連する方法まで広がる。
[0531] 本明細書における「１つの実施形態」、「一実施形態」、「例示的な実施形態」又は同様の言い回しに対する言及は、記載する実施形態が、特定の特徴、特徴又は特性を含み得るが、すべての実施形態が、必ずしもその特定の特徴、構造又は特性を含み得るとは限らないことを示す。さらに、こうした言い回しは、必ずしも同じ実施形態を指すものではない。さらに、ある実施形態に関連して特定の特徴、構造又は特性が記載されている場合、本明細書に明示的に言及又は記載がされていてもいなくても、こうした特徴、構造又は特性を他の実施形態に組み込むことは当業者の知識の範囲内にある。さらに、いくつかの実施形態について、「結合され」及び「接続され」という表現をそれらの派生語とともに使用して記載されている場合がある。これらの用語は、必ずしも、互いに対して同義語として意図されていない。たとえば、いくつかの実施形態は、２つ以上の要素が互いに直接物理的に又は電気的に接触していることを示すために「接続され」又は「結合され」という用語を使用して記載されている場合がある。しかしながら、「結合され」という用語は、２つ以上の要素が、互いに直接接触していないが、依然として互いに協働又は相互作用することも意味し得る。
[0532] 本開示の広さ及び範囲は、上述した例示的な実施形態のいずれによっても限定されるべきではなく、以下の特許請求の範囲及びそれらの均等物のみに従って定義されるべきである。
Claims (111)
- 信号視覚化システムであって、
メモリであって、
第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングするように構成された第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を含む第１信号モジュールと、
前記マッチングに応答して、第２心臓信号に関連する第２パケットにおける遅延電位を検索するように構成された第２ＤＳＰを含む第２信号モジュールと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールであって、
前記第１心臓信号の一部分を表示し、
前記検索に基づいて、前記第１心臓信号の前記表示された部分に時間同期して、前記遅延電位を含む前記第２心臓信号の一部分を表示する
ように構成された表示モジュールと、
を含むメモリと、
前記メモリに結合され、前記第１信号モジュール、前記第２信号モジュール及び前記表示モジュールを実行するように構成された少なくとも１つのプロセッサと、
を備える、システム。 - 前記表示モジュールが、
前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とを並べて表示する
ようにさらに構成されている、請求項１に記載のシステム。 - 前記表示モジュールが、
前記第１心臓信号の前記表示された部分に対応する前記第２心臓信号の前記部分を表示するようにさらに構成され、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とが垂直に積み重なって表示される、請求項１に記載のシステム。 - 前記表示モジュールが、前記既知の信号特性に基づいて前記第１心臓信号のオフセットを調整し、それにより、前記第１心臓信号を基線にピン留めするようにさらに構成されている、請求項３に記載のシステム。
- 信号を視覚化するコンピュータ実装方法であって、
第１信号モジュールの第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を実行する少なくとも１つのプロセッサにより、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を信号特性とマッチングすることと、
第２信号モジュールの第２ＤＳＰを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記マッチングに応答して、第２心臓信号に関連する第２パケットにおける遅延電位を検索することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の一部分を表示することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記検索に基づいて、前記第１心臓信号の前記表示された部分に時間同期して、前記遅延電位を含む前記第２心臓信号の一部分を表示することと、
を含む、方法。 - 前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とを並べて表示すること
をさらに含む、請求項５に記載の方法。 - 前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の前記表示された部分に対応する前記第２心臓信号の前記部分を表示することであって、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とが垂直に積み重なって表示される、表示すること
をさらに含む、請求項５に記載の方法。 - 前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記既知の信号特性に基づいて前記第１心臓信号のオフセットを調整し、それにより、前記第１心臓信号を基線にピン留めすること
をさらに含む、請求項７に記載の方法。 - 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
第１信号モジュールの第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）により、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングすることと、
第２信号モジュールの第２ＤＳＰにより、前記マッチングに応答して、第２心臓信号に関連する第２パケットにおける遅延電位を検索することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールにより、前記第１心臓信号の一部分を表示することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールにより、前記検索に基づいて、前記第１心臓信号の前記表示された部分に時間同期して、前記遅延電位を含む前記第２心臓信号の一部分を表示することと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記表示モジュールにより、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とを並べて表示すること
をさらに含む、請求項９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記表示モジュールにより、前記第１心臓信号の前記表示された部分に対応する前記第２心臓信号の前記部分を表示することであって、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とが垂直に積み重なって表示される、表示すること
をさらに含む、請求項９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記表示モジュールにより、前記既知の信号特性に基づいて前記第１心臓信号のオフセットを調整し、それにより、前記第１心臓信号を基線にピン留めすること
をさらに含む、請求項１１に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 信号視覚化システムであって、
メモリであって、
第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングするように構成された第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を含む第１信号モジュールと、
第２心臓信号における一致した心拍の前のある期間に早期興奮を検索するように構成された第２ＤＳＰを含む第２信号モジュールと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールであって、
前記第１心臓信号の一部分を表示し、
前記検索に基づいて、前記第１心臓信号の前記表示された部分に時間同期して、前記早期興奮を含む前記第２心臓信号の一部分を表示する
ように構成された表示モジュールと、
を含むメモリと、
前記メモリに結合され、前記第１信号モジュール、前記第２信号モジュール及び前記表示モジュールを実行するように構成された少なくとも１つのプロセッサと、
を備える、システム。 - 前記表示モジュールが、
前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とを並べて表示する
ようにさらに構成されている、請求項１３に記載のシステム。 - 前記表示モジュールが、
前記第１心臓信号の前記表示された部分に対応する前記第２心臓信号の前記部分を表示するようにさらに構成され、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とが垂直に積み重なって表示される、請求項１３に記載のシステム。 - 前記表示モジュールが、前記既知の信号特性に基づいて前記第１心臓信号のオフセットを調整し、それにより、前記第１心臓信号を基線にピン留めするようにさらに構成されている、請求項１５に記載のシステム。
- 信号を視覚化するコンピュータ実装方法であって、
第１信号モジュールの第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）を実行する少なくとも１つのプロセッサにより、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングすることと、
第２信号モジュールの第２ＤＳＰを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、第２心臓信号における一致した心拍の前のある期間に早期興奮を検索することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の一部分を表示することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記検索に基づいて、前記第１心臓信号の前記表示された部分に時間同期して、前記早期興奮を含む前記第２心臓信号の一部分を表示することと、
を含む、方法。 - 前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とを並べて表示すること
をさらに含む、請求項１７に記載の方法。 - 前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の前記表示された部分に対応する前記第２心臓信号の前記部分を表示することであって、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とが垂直に積み重なって表示される、表示すること
をさらに含む、請求項１７に記載の方法。 - 前記表示モジュールを実行する前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記既知の信号特性に基づいて前記第１心臓信号のオフセットを調整し、それにより、前記第１心臓信号を基線にピン留めすること
をさらに含む、請求項１９に記載の方法。 - 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
第１信号モジュールの第１デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）により、第１心臓信号に関連する第１パケットにおける心拍を既知の信号特性とマッチングすることと、
第２信号モジュールの第２ＤＳＰにより、第２心臓信号における一致した心拍の前のある期間に早期興奮を検索することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールにより、前記第１心臓信号の一部分を表示することと、
前記第１信号モジュール及び前記第２信号モジュールに結合された表示モジュールにより、前記検索に基づいて、前記第１心臓信号の前記表示された部分に時間同期して、前記早期興奮を含む前記第２心臓信号の一部分を表示することと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記表示モジュールにより、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とを並べて表示すること
をさらに含む、請求項２１に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記表示モジュールにより、前記第１心臓信号の前記表示された部分に対応する前記第２心臓信号の前記部分を表示することであって、前記第１心臓信号の前記部分と前記第２心臓信号の前記部分とが垂直に積み重なって表示される、表示すること
をさらに含む、請求項２１に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記表示モジュールにより、前記既知の信号特性に基づいて前記第１心臓信号のオフセットを調整し、それにより、前記第１心臓信号を基線にピン留めすること
をさらに含む、請求項２３に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - コンピュータ実装方法であって、
少なくとも１つのプロセッサにより、体表面誘導に関連する第１心臓信号にアクセスすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１心臓信号の心拍を既知の信号パターンとマッチングすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、一致した心拍の前及び後のある期間、第２心臓信号における早期興奮又は遅延電位を検索することと、
を含む、方法。 - 前記期間が、ユーザが定義した期間である、請求項２５に記載の方法。
- 前記検索することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、振幅閾値に基づいて前記早期興奮を検索すること
をさらに含む、請求項２５に記載の方法。 - 前記検索することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記早期興奮又は前記遅延電位に関して前記第２心臓信号の一部分を含むバッファを検索すること
をさらに含む、請求項２５に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、相関関数に基づいて前記第１心臓信号の前記心拍を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項２５に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて前記第１心臓信号の前記心拍を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項２５に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、信頼度値に基づいて前記第１心臓信号の前記心拍を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項２５に記載の方法。 - 前記信頼度値が、ユーザによって定義される、請求項３１に記載の方法。
- 前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記早期興奮の部位におけるカテーテルからの信号データを前記遅延電位の部位における信号データに補間すること
をさらに含む、請求項２５に記載の方法。 - 前記少なくとも１つのプロセッサにより、遅延電位フィルタとは無関係に、前記カテーテルからの前記信号データを表示すること
をさらに含む、請求項３３に記載の方法。 - 前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記早期興奮の前記部位と前記遅延電位の前記部位との間の伝導遅延の部位を推測すること
をさらに含む、請求項３３に記載の方法。 - 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
体表面誘導に関連する第１心臓信号にアクセスすることと、
前記第１心臓信号の心拍を既知の信号パターンとマッチングすることと、
一致した心拍の前及び後のある期間、第２心臓信号における早期興奮又は遅延電位を検索することと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記期間が、ユーザが定義した期間である、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記検索することが、
振幅閾値に基づいて前記早期興奮を検索すること
をさらに含む、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記検索することが、
前記早期興奮又は前記遅延電位に関して前記第２心臓信号の一部分を含むバッファを検索すること
をさらに含む、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
相関関数に基づいて前記第１心臓信号の前記心拍を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて前記第１心臓信号の前記心拍を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
信頼度値に基づいて前記第１心臓信号の前記心拍を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記信頼度値が、ユーザによって定義される、請求項４２に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記動作が、
前記早期興奮の部位におけるカテーテルからの信号データを前記遅延電位の部位における信号データに補間すること
をさらに含む、請求項３６に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
遅延電位フィルタとは無関係に、前記カテーテルからの前記信号データを表示すること
をさらに含む、請求項４４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記早期興奮の前記部位と前記遅延電位の前記部位との間の伝導遅延の部位を推測すること
をさらに含む、請求項４４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 入力信号から雑音をフィルタリングするコンピュータ実装方法であって、
少なくとも１つのプロセッサにより、第１高調波周波数を有し且つ前記雑音を有する前記入力信号にアクセスすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力信号における静穏期間を決定することと、
前記静穏期間中、前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力信号の前記雑音のサンプルをバッファに格納することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記バッファにおける単一サイクルの前記雑音からの前記サンプルを前記入力信号から減算して、フィルタリングされた信号を生成することであって、前記減算により、前記入力信号から前記第１高調波周波数及び第２高調波周波数が除去され、前記フィルタリングされた信号における過渡応答の導入が回避される、減算することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記決定すること、前記格納すること、及び前記減算することを繰り返して、前記フィルタリングされた信号を精緻化することと、
を含む、方法。 - 前記決定することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力信号の勾配を計算することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記勾配が閾値を下回ると判断し、それにより前記静穏期間の存在を決定することと、
をさらに含む、請求項４７に記載の方法。 - 前記格納することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力信号のサンプルを前記バッファにおける前記入力信号の前記雑音の対応するサンプルと平均して、平均サンプルを作成することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記バッファにおける前記入力信号の前記雑音の前記対応するサンプルを前記平均サンプルに置き換えることと、
をさらに含む、請求項４７に記載の方法。 - 前記第１高調波周波数が６０ヘルツであり、前記第２高調波周波数が１２０ヘルツ又は１８０ヘルツである、請求項４７に記載の方法。
- 前記入力信号の前記雑音の周波数が実質的に一定である、請求項４７に記載の方法。
- 前記バッファのサイズが、前記入力信号の前記雑音の前記周波数に基づく、請求項５１に記載の方法。
- 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
第１高調波周波数を有し且つ雑音を有する入力信号にアクセスすることと、
前記入力信号における静穏期間を決定することと、
前記静穏期間中、前記入力信号の前記雑音のサンプルをバッファに格納することと、
前記バッファにおける単一サイクルの前記雑音からの前記サンプルを前記入力信号から減算して、フィルタリングされた信号を生成することであって、前記減算により、前記入力信号から前記第１高調波周波数及び第２高調波周波数が除去され、前記フィルタリングされた信号における過渡応答の導入が回避される、減算することと、
前記決定すること、前記格納すること、及び前記減算することを繰り返して、前記フィルタリングされた信号を精緻化することと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記決定することが、
前記入力信号の勾配を計算することと、
前記勾配が閾値を下回ると判断し、それにより前記静穏期間の存在を決定することと、
をさらに含む、請求項５３に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記格納することが、
前記入力信号のサンプルを前記バッファにおける前記入力信号の前記雑音の対応するサンプルと平均して、平均サンプルを作成することと、
前記バッファにおける前記入力信号の前記雑音の前記対応するサンプルを前記平均サンプルに置き換えることと、
をさらに含む、請求項５３に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記第１高調波周波数が６０ヘルツであり、前記第２高調波周波数が１２０ヘルツ又は１８０ヘルツである、請求項５３に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記入力信号の前記雑音の周波数が実質的に一定である、請求項５３に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記バッファのサイズが、前記入力信号の前記雑音の前記周波数に基づく、請求項５３に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 入力信号から雑音をフィルタリングするコンピュータ実装方法であって、
少なくとも１つのプロセッサにより、前記雑音及び最小の高周波信号を含む前記入力信号にアクセスすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力信号をハイパスフィルタリングしてフィルタリングされた信号を生成することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記対象の高周波信号から前記フィルタリングされた信号における前記雑音に関連するアーチファクトを隔離することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記隔離されたアーチファクトの前及び後の一定期間、前記フィルタリングされた信号を無効にすることであって、前記無効にすることにより、前記隔離されたアーチファクトが除去され、前記対象の高周波信号の通過が可能になる、無効にすることと、
を含む、方法。 - 前記少なくとも１つのプロセッサにより、ノッチフィルタを使用して前記入力信号をフィルタリングすること
をさらに含む、請求項５９に記載の方法。 - 前記アーチファクトを隔離することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記フィルタリングされた入力信号の勾配を計算することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記勾配が閾値を上回ると判断し、それにより前記アーチファクトの存在を決定することと、
をさらに含む、請求項５９に記載の方法。 - 前記アーチファクトを隔離することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記アーチファクトをアーチファクトテンプレートにおいて特徴付けることであって、前記無効にすることが、前記フィルタリングされた信号における前記隔離されたアーチファクトにわたって前記選択されたフィルタとして前記アーチファクトテンプレートを適用する、特徴付けること
をさらに含む、請求項５９に記載の方法。 - 前記雑音と前記対象の高周波信号とを含む前記入力信号にアクセスすることが、プルキンエ信号にアクセスすることをさらに含む、請求項５９に記載の方法。
- 前記雑音と前記対象の高周波信号とを含む前記入力信号にアクセスすることが、急速伝導組織認識フィルタリングを実施することからもたらされる、請求項５９に記載の方法。
- 前記アーチファクトを隔離することが、前記少なくとも１つのプロセッサにより、インパルス応答を隔離することをさらに含む、請求項５９に記載の方法。
- 前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記隔離されたアーチファクトの前及び後の前記一定期間、前記フィルタリングされた信号をバッファリングすること
をさらに含む、請求項５９に記載の方法。 - 前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記隔離されたアーチファクトに基づいてフィルタを選択することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記選択されたフィルタを適用して前記フィルタリングされた信号における前記隔離された信号を無効にすることと、
をさらに含む、請求項５９に記載の方法。 - 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
雑音及び対象の高周波信号を含む入力信号にアクセスすることと、
前記入力信号をハイパスフィルタリングしてフィルタリングされた信号を生成することと、
前記対象の高周波数信号から前記フィルタリングされた信号における前記雑音に関連するアーチファクトを隔離することと、
前記隔離されたアーチファクトの前及び後の一定期間、前記フィルタリングされた信号を無効にすることであって、前記無効にすることにより、前記隔離されたアーチファクトが除去され、前記対象の高周波信号の通過が可能になる、無効にすることと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
ノッチフィルタを使用して前記入力信号をフィルタリングすること
をさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記隔離することが、
前記フィルタリングされた入力信号の勾配を計算することと、
前記勾配が閾値を上回ると判断し、それにより前記アーチファクトの存在を決定することと、
をさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記隔離することが、
前記アーチファクトをアーチファクトテンプレートにおいて特徴付けることであって、前記無効にすることが、前記フィルタリングされた信号における前記隔離されたアーチファクトにわたって前記選択されたフィルタとして前記アーチファクトテンプレートを適用する、特徴付けること
をさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記雑音と前記対象の高周波信号とを含む前記入力信号にアクセスすることが、プルキンエ信号にアクセスすることをさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記雑音と前記対象の高周波信号とを含む前記入力信号にアクセスすることが、急速伝導組織認識フィルタリングを実施することからもたらされる、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記アーチファクトを隔離することが、インパルス応答を隔離することをさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記動作が、
前記隔離されたアーチファクトの前及び後の前記一定期間、前記フィルタリングされた信号をバッファリングすること
をさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記動作が、
前記隔離されたアーチファクトに基づいてフィルタを選択することと、
前記選択されたフィルタを適用して前記フィルタリングされた信号における前記隔離された信号を無効にすることと、
をさらに含む、請求項６８に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - コンピュータ実装方法であって、
少なくとも１つのプロセッサにより、入力心臓信号にアクセスすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力心臓信号の一部分を既知の信号パターンとマッチングすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記一致の程度の指示を表示することと、
を含む、方法。 - 前記既知の信号パターンが、先行する患者処置又は現患者処置の間に取り込まれ、パターンテンプレートに格納される、請求項７７に記載の方法。
- 前記既知の信号パターンがデータベースに格納される、請求項７７に記載の方法。
- 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、相関関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項７７に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項７７に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、信頼度値に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項７７に記載の方法。 - 前記一致の程度の前記指示が、心臓ペーシングを行うべき場所を指定する、請求項７７に記載の方法。
- 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
入力心臓信号にアクセスすることと、
前記入力心臓信号の一部分を既知の信号パターンとマッチングすることと、
前記一致の程度の指示を表示することと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記既知の信号パターンが、先行する患者処置又は現患者処置の間に取り込まれ、パターンテンプレートに格納される、請求項８４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記既知の信号パターンがデータベースに格納される、請求項８４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記マッチングすることが、
相関関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項８４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項８４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
信頼度値に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項８４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記一致の程度の前記指示が、心臓ペーシングを行うべき場所を指定する、請求項８４に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- コンピュータ実装方法であって、
少なくとも１つのプロセッサにより、入力心臓信号にアクセスすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、検出閾値にアクセスすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記検出閾値基づいて、前記入力心臓信号の一部分を既知の信号パターンとマッチングすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記マッチングに基づき、前記入力心臓信号の強調表示部分を表示することと、
を含む、方法。 - 前記既知の信号パターンが、先行する患者処置又は現患者処置の間に取り込まれる、請求項９１に記載の方法。
- 前記既知の信号パターンがデータベースに格納される、請求項９１に記載の方法。
- 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、相関関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項９１に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項９１に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンと第１マッチングすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１マッチングに基づき第１信頼度値を決定することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、第２入力信号の一部分を前記既知の信号パターンと第２マッチングすることと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第２マッチングに基づき第２信頼度値を決定することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記第１信頼度値及び前記第２信頼度値を平均して、平均信頼度値を作成することと、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記平均信頼度値が前記検出閾値を上回ると判断することと、
をさらに含む、請求項９１に記載の方法。 - 前記表示することが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記既知の信号パターンに関連する色に基づき、前記入力心臓信号の前記強調表示部分を表示すること
をさらに含む、請求項９１に記載の方法。 - 前記マッチングすることが、
前記少なくとも１つのプロセッサにより、前記既知の信号パターンの重み特定領域に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項９１に記載の方法。 - 少なくとも１つのコンピューティングデバイスによって実行されると、前記少なくとも１つのコンピューティングデバイスに、
入力心臓信号にアクセスすることと、
検出閾値にアクセスすることと、
前記検出閾値基づいて、前記入力心臓信号の一部分を既知の信号パターンとマッチングすることと、
前記マッチングに基づき、前記入力心臓信号の強調表示部分を表示することと、
を含む動作を実施させる命令が格納されている、非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記既知の信号パターンが、先行する患者処置又は現患者処置の間に取り込まれる、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記既知の信号パターンがデータベースに格納される、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。
- 前記マッチングすることが、
相関関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
平均絶対偏差（ＭＡＤ）関数に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンと第１マッチングすることと、
前記第１マッチングに基づき第１信頼度値を決定することと、
第２入力信号の一部分を前記既知の信号パターンと第２マッチングすることと、
前記第２マッチングに基づき第２信頼度値を決定することと、
前記第１信頼度値及び前記第２信頼度値を平均して、平均信頼度値を作成することと、
前記平均信頼度値が前記検出閾値を上回ると判断することと、
をさらに含む、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記表示することが、
前記既知の信号パターンに関連する色に基づき、前記入力心臓信号の前記強調表示部分を表示すること
をさらに含む、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 前記マッチングすることが、
前記既知の信号パターンの重み特定領域に基づいて前記入力心臓信号の前記部分を前記既知の信号パターンとマッチングすること
をさらに含む、請求項９９に記載の非一時的コンピュータ可読デバイス。 - 雑音のない単極信号を生成するシステムであって、
心電図（ＥＣＧ）信号を処理するように構成されたＥＣＧ回路基板と、
複数の心臓内（ＩＣ）回路基板であって、各々が対応するＩＣ信号を処理するように構成されているＩＣ回路基板と、
を備え、
前記ＥＣＧ回路基板と前記複数のＩＣ回路基板とが、実質的に同じ回路構成及びコンポーネントを共有し、
前記ＥＣＧ回路基板が、各ＩＣ回路基板がその対応するＩＣ信号を処理するために使用するものと実質的に同じパスを使用して前記ＥＣＧ信号を処理する、システム。 - 前記ＥＣＧ回路基板及び前記複数のＩＣ回路基板に対して、単一のウィルソン結合電極（ＷＣＴ）信号が使用される、請求項１０７に記載のシステム。
- 電気生理学（ＥＰ）処理を実施するシステムであって、
心電図（ＥＣＧ）信号を処理するように構成されたＥＣＧ回路基板と、
複数の心臓内（ＩＣ）回路基板であって、各々が対応するＩＣ信号を処理するように構成されているＩＣ回路基板と、
リモートデバイスに通信可能に結合された通信インタフェースと、
前記ＥＣＧ回路基板、前記複数のＩＣ回路基板及び前記通信インタフェースに結合され、
前記通信インタフェースを介して、前記リモートデバイスからフィードバックを受信し、
前記通信インタフェースを介して、前記ＥＣＧ信号と、各対応するＩＣ信号と、前記リモートデバイスからの前記フィードバックとに基づいて、前記リモートデバイスを制御する
ように構成されているプロセッサと、
を備える、システム。 - 前記リモートデバイスが、超音波装置、高周波（ＲＦ）発生器、刺激装置、３次元撮像デバイス、心腔内心エコー（ＩＣＥ）装置、Ｘ線透視装置及び除細動器からなる群から選択される、請求項１０９に記載のシステム。
- 前記通信インタフェースが、医療におけるデジタル撮像及び通信（ＤＩＣＯＭ）、イーサネット、ユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）及び米国電気電子学会（ＩＥＥＥ）８０２．１１からなる群から選択された通信プロトコルを使用して、前記リモートデバイスに結合される、請求項１０９に記載のシステム。
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10452594B2 (en) * | 2015-10-20 | 2019-10-22 | Texas Instruments Incorporated | Nonvolatile logic memory for computing module reconfiguration |
| US11672464B2 (en) | 2015-10-27 | 2023-06-13 | Cardiologs Technologies Sas | Electrocardiogram processing system for delineation and classification |
| US10779744B2 (en) | 2015-10-27 | 2020-09-22 | Cardiologs Technologies Sas | Automatic method to delineate or categorize an electrocardiogram |
| US11331034B2 (en) | 2015-10-27 | 2022-05-17 | Cardiologs Technologies Sas | Automatic method to delineate or categorize an electrocardiogram |
| DE102017126263B4 (de) * | 2017-04-20 | 2021-08-26 | Dehn Se + Co Kg | Blitz- und Überspannungsschutzeinrichtung für Datennetzwerke, Telefonie, elektroakustische Anlagen oder Bussysteme |
| CA3072976A1 (en) | 2017-08-25 | 2019-02-28 | Cardiologs Technologies Sas | User interface for analysis of electrocardiograms |
| US10686715B2 (en) | 2018-05-09 | 2020-06-16 | Biosig Technologies, Inc. | Apparatus and methods for removing a large-signal voltage offset from a biomedical signal |
| US12016694B2 (en) | 2019-02-04 | 2024-06-25 | Cardiologs Technologies Sas | Electrocardiogram processing system for delineation and classification |
| US11504042B2 (en) * | 2019-06-19 | 2022-11-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Extension of electrocardiography (ECG) acquisition capabilities of catheter-based cardiac system |
| US11822777B2 (en) | 2019-09-27 | 2023-11-21 | Physio-Control, Inc. | Electronic electrocardiogram calipers |
| WO2021092352A1 (en) | 2019-11-08 | 2021-05-14 | Biosig Technologies, Inc. | Universal notch filter |
| CN110859613B (zh) * | 2019-11-20 | 2022-07-22 | 深圳市健云互联科技有限公司 | 心电数据处理装置、计算机设备及存储介质 |
| US20210244953A1 (en) * | 2020-02-10 | 2021-08-12 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Electrical Connector and Cover for Simultaneously Connecting Wires, Bedside Monitor, and Temporary Pacemaker |
| US11911087B2 (en) | 2020-08-07 | 2024-02-27 | Biosig Technologies, Inc. | Controlled switching network for electrophysiology procedures |
| US11678831B2 (en) | 2020-08-10 | 2023-06-20 | Cardiologs Technologies Sas | Electrocardiogram processing system for detecting and/or predicting cardiac events |
| US20220047220A1 (en) * | 2020-08-17 | 2022-02-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Real-time assessment of rejection filters during cardiac mapping |
| CN112022143A (zh) * | 2020-08-17 | 2020-12-04 | 南京凌华微电子科技有限公司 | 基于生命体征参数分析的移动机器人监护系统及方法 |
| US20220061768A1 (en) * | 2020-09-01 | 2022-03-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Removing noise from cardiac signals |
| CN114600050B (zh) * | 2020-09-30 | 2024-06-18 | 焦旭 | 多信号并行采集电路、电子装置及身体特征信号采集仪 |
| KR102401322B1 (ko) * | 2020-11-30 | 2022-05-23 | 이승준 | 복합 파형 생성시스템 |
| US20220175268A1 (en) * | 2020-12-03 | 2022-06-09 | Medtronic, Inc. | Lesion characterization processes |
| US11496232B1 (en) * | 2021-05-03 | 2022-11-08 | Nihon Kohden Digital Health Solutions, Inc. | Waveform synchronization system for data received from a network |
| US20230329626A1 (en) * | 2021-09-03 | 2023-10-19 | Computational Diagnostics, Inc. | Modular NeuroNet-VII Intraoperative Neurophysiological Monitoring System |
| US20230255536A1 (en) * | 2022-02-14 | 2023-08-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Filtering power line noises from analog electrophysiological signals in real-time |
| WO2024020212A1 (en) * | 2022-07-22 | 2024-01-25 | Emory University | Recording and recovery of signals during stimulation |
| CN115429289B (zh) * | 2022-09-01 | 2024-05-31 | 天津大学 | 一种脑机接口训练数据扩增方法、装置、介质及电子设备 |
Family Cites Families (233)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3905364A (en) | 1974-04-17 | 1975-09-16 | Marquette Electronics Inc | Artifact detector |
| US4360030A (en) | 1980-01-23 | 1982-11-23 | Medtronic, Inc. | Apparatus for monitoring and storing a variety of heart activity signals |
| USRE35122E (en) | 1985-04-01 | 1995-12-19 | Nellcor Incorporated | Method and apparatus for detecting optical pulses |
| CN1024161C (zh) | 1987-09-05 | 1994-04-13 | 哈尔滨工业大学 | 检测和处理阻抗血流图的方法及装置 |
| US5511553A (en) | 1989-02-15 | 1996-04-30 | Segalowitz; Jacob | Device-system and method for monitoring multiple physiological parameters (MMPP) continuously and simultaneously |
| US5225776A (en) | 1991-10-07 | 1993-07-06 | Tektronix, Inc. | Method and apparatus for probing and sampling an electrical signal |
| US6240307B1 (en) | 1993-09-23 | 2001-05-29 | Endocardial Solutions, Inc. | Endocardial mapping system |
| US5381803A (en) | 1993-03-12 | 1995-01-17 | Hewlett-Packard Corporation | QRS detector for defibrillator/monitor |
| US5381798A (en) | 1993-11-02 | 1995-01-17 | Quinton Instrument Company | Spread spectrum telemetry of physiological signals |
| US6409722B1 (en) | 1998-07-07 | 2002-06-25 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for creating, maintaining, and controlling a virtual electrode used for the ablation of tissue |
| US5651010A (en) | 1995-03-16 | 1997-07-22 | Bell Atlantic Network Services, Inc. | Simultaneous overlapping broadcasting of digital programs |
| US5555285A (en) | 1995-03-30 | 1996-09-10 | Westell Incorporated | Multi-variate system having an intelligent telecommunications interface with automatic adaptive delay distortion equalization (and related method) |
| US5966684A (en) | 1995-11-09 | 1999-10-12 | Richardson; Thomas L. | Method and apparatus for cancelling periodic electrical interference |
| US6006351A (en) | 1996-01-18 | 1999-12-21 | Pocketscience, Inc. | Electronic communications system and method |
| US5908392A (en) * | 1996-03-13 | 1999-06-01 | Pacesetter, Inc. | System and method for recording and storing medical data in response to a programmable trigger |
| JPH09308638A (ja) * | 1996-05-23 | 1997-12-02 | Inter Noba Kk | 高周波心臓アブレーション装置 |
| US6311692B1 (en) | 1996-10-22 | 2001-11-06 | Epicor, Inc. | Apparatus and method for diagnosis and therapy of electrophysiological disease |
| US7052493B2 (en) | 1996-10-22 | 2006-05-30 | Epicor Medical, Inc. | Methods and devices for ablation |
| US5908393A (en) | 1998-05-04 | 1999-06-01 | Cambridge Heart, Inc. | Reducing noise in a biological signal |
| US6027500A (en) | 1998-05-05 | 2000-02-22 | Buckles; David S. | Cardiac ablation system |
| US7806829B2 (en) | 1998-06-30 | 2010-10-05 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for navigating an ultrasound catheter to image a beating heart |
| US7263397B2 (en) | 1998-06-30 | 2007-08-28 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and apparatus for catheter navigation and location and mapping in the heart |
| US7187973B2 (en) | 1998-06-30 | 2007-03-06 | Endocardial Solutions, Inc. | Congestive heart failure pacing optimization method and device |
| US6706039B2 (en) | 1998-07-07 | 2004-03-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for creating a bi-polar virtual electrode used for the ablation of tissue |
| US6405227B1 (en) | 1998-12-31 | 2002-06-11 | New Japan Radio Co., Ltd. | Digital crossover and parametric equalizer |
| EP1081940A4 (en) | 1999-01-29 | 2005-12-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | CIRCUIT FOR SYNCHRONOUS PROCESSING |
| EP1207788A4 (en) | 1999-07-19 | 2009-12-09 | St Jude Medical Atrial Fibrill | FABRIC ABLATION TECHNIQUES AND CORRESPONDING DEVICE |
| US6807195B1 (en) | 1999-09-29 | 2004-10-19 | General Instrument Corp. | Synchronization arrangement for packet cable telephony modem |
| US6545213B1 (en) | 1999-12-02 | 2003-04-08 | Caelin Gabriel | Method and product for reducing distortion in an audio or home theater cable |
| US8221402B2 (en) | 2000-01-19 | 2012-07-17 | Medtronic, Inc. | Method for guiding a medical device |
| US7254171B2 (en) | 2000-01-20 | 2007-08-07 | Nortel Networks Limited | Equaliser for digital communications systems and method of equalisation |
| US6496712B1 (en) | 2000-05-01 | 2002-12-17 | Biosense Webster, Inc. | Method and apparatus for electrophysiology catheter with enhanced sensing |
| US6871084B1 (en) | 2000-07-03 | 2005-03-22 | Srico, Inc. | High-impedance optical electrode |
| US6556871B2 (en) | 2001-01-04 | 2003-04-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for receiving telemetry data from an implantable medical device |
| US7256638B2 (en) | 2001-02-07 | 2007-08-14 | Michael Wendell Vice | Series active filtering power line conditioner |
| US6753925B2 (en) | 2001-03-30 | 2004-06-22 | Tektronix, Inc. | Audio/video processing engine |
| US6463322B1 (en) | 2001-04-10 | 2002-10-08 | Viasys Healthcare, Inc. | Combination referential and differential amplifier for medical signal monitoring |
| US6648883B2 (en) | 2001-04-26 | 2003-11-18 | Medtronic, Inc. | Ablation system and method of use |
| US6663627B2 (en) | 2001-04-26 | 2003-12-16 | Medtronic, Inc. | Ablation system and method of use |
| US6699240B2 (en) | 2001-04-26 | 2004-03-02 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for tissue ablation |
| US7012650B2 (en) | 2001-06-14 | 2006-03-14 | Sony Corporation | Start/stop audio encoder apparatus and method for synchronizing digital audio and video signals |
| US6760614B2 (en) * | 2001-09-20 | 2004-07-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for P-wave enhancement in ECG recordings |
| US6695838B2 (en) | 2001-09-28 | 2004-02-24 | Ethicon, Inc. | System and method for performing cardiac tissue ablation |
| US20080146925A1 (en) | 2006-12-14 | 2008-06-19 | Ep Medsystems, Inc. | Integrated Electrophysiology and Ultrasound Imaging System |
| US7196892B2 (en) | 2002-04-10 | 2007-03-27 | Caelin Gabriel | Method and apparatus for isolating RFI, EMI, and noise transients in power supply circuits |
| US6892093B2 (en) | 2002-08-01 | 2005-05-10 | Ge Medical Systems Information Technologies Inc. | Method and apparatus for real time display of filtered electrocardiogram data |
| US7123954B2 (en) | 2002-09-19 | 2006-10-17 | Sanjiv Mathur Narayan | Method for classifying and localizing heart arrhythmias |
| US20040092801A1 (en) | 2002-11-13 | 2004-05-13 | Budimir Drakulic | System for, and method of, acquiring physiological signals of a patient |
| AU2003286047A1 (en) | 2002-11-27 | 2004-06-18 | Z-Tech (Canada) Inc. | Eliminating interface artifact errors in bioimpedance measurements |
| US7218967B2 (en) | 2003-09-26 | 2007-05-15 | Medtronic, Inc. | System and method for real-time remote monitoring of implantable medical devices |
| US7146213B1 (en) | 2003-12-05 | 2006-12-05 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for improving specificity of atrial tachycardia detection techniques in dual-unipolar or dual-bipolar implantable cardiac stimulation systems |
| US7174210B1 (en) | 2003-12-05 | 2007-02-06 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for improving specificity of atrial tachycardia detection techniques in dual-unipolar or dual-bipolar implantable cardiac stimulation systems |
| US7072709B2 (en) | 2004-04-15 | 2006-07-04 | Ge Medical Information Technologies, Inc. | Method and apparatus for determining alternans data of an ECG signal |
| DE102004020587B4 (de) | 2004-04-27 | 2016-02-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur visuellen Unterstützung einer elektrophysiologischen Katheteranwendung mit 2D-Durchleuchtungsbildern |
| AU2005244868A1 (en) | 2004-05-14 | 2005-12-01 | Medtronic, Inc. | Method and devices for treating atrial fibrillation by mass ablation |
| US20050277826A1 (en) | 2004-06-10 | 2005-12-15 | Conopco, Inc. | Apparatus and method for reducing interference |
| CN101076281B (zh) | 2004-06-10 | 2010-06-16 | 荷兰联合利华有限公司 | 减少干扰的装置和方法 |
| US7282049B2 (en) | 2004-10-08 | 2007-10-16 | Sherwood Services Ag | Electrosurgical system employing multiple electrodes and method thereof |
| US7896807B2 (en) | 2004-10-29 | 2011-03-01 | Worcester Polytechnic Institute | Multi-channel electrophysiologic signal data acquisition system on an integrated circuit |
| US20060122529A1 (en) | 2004-12-06 | 2006-06-08 | Yang Tsau | Low noise amplifier for electro-physiological signal sensing |
| DE102005014854A1 (de) | 2005-03-30 | 2006-10-12 | Siemens Ag | Verfahren zum Bereitstellen von Messdaten für die zielgenaue örtliche Positionierung eines Katheters |
| US7794455B2 (en) | 2005-04-29 | 2010-09-14 | Medtronic Cryocath Lp | Wide area ablation of myocardial tissue |
| US20090051759A1 (en) | 2005-05-27 | 2009-02-26 | Adkins Sean M | Equipment and methods for the synchronization of stereoscopic projection displays |
| US20060276702A1 (en) | 2005-06-03 | 2006-12-07 | Mcginnis William | Neurophysiological wireless bio-sensor |
| US8050418B2 (en) | 2005-07-07 | 2011-11-01 | Harman International Industries, Incorporated | Update system for an audio amplifier |
| WO2007008954A2 (en) | 2005-07-11 | 2007-01-18 | Ablation Frontiers | Low power tissue ablation system |
| US8583220B2 (en) | 2005-08-02 | 2013-11-12 | Biosense Webster, Inc. | Standardization of catheter-based treatment for atrial fibrillation |
| US8229545B2 (en) | 2005-09-15 | 2012-07-24 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for mapping complex fractionated electrogram information |
| US8162935B2 (en) | 2005-10-27 | 2012-04-24 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Systems and methods for electrode contact assessment |
| US8998890B2 (en) | 2005-12-06 | 2015-04-07 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Assessment of electrode coupling for tissue ablation |
| US9254163B2 (en) | 2005-12-06 | 2016-02-09 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Assessment of electrode coupling for tissue ablation |
| US8603084B2 (en) | 2005-12-06 | 2013-12-10 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for assessing the formation of a lesion in tissue |
| CN103251451B (zh) | 2005-12-06 | 2015-06-10 | 圣朱德医疗有限公司房颤分公司 | 用于组织消融的电极耦合评估 |
| US8449535B2 (en) | 2005-12-06 | 2013-05-28 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for assessing coupling between an electrode and tissue |
| US8403925B2 (en) | 2006-12-06 | 2013-03-26 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for assessing lesions in tissue |
| US8406866B2 (en) | 2005-12-06 | 2013-03-26 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for assessing coupling between an electrode and tissue |
| US7801210B2 (en) | 2006-01-24 | 2010-09-21 | Nokia Corporation | Apparatus and methods for implementing a split equalizer filter for sparse channels |
| US8795270B2 (en) | 2006-04-24 | 2014-08-05 | Covidien Ag | System and method for ablating tissue |
| US7783339B2 (en) | 2006-05-15 | 2010-08-24 | The General Electric Company | Method and system for real-time digital filtering for electrophysiological and hemodynamic amplifers |
| US20080027350A1 (en) | 2006-07-13 | 2008-01-31 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods and apparatus for localization, diagnosis, contact or activity detection of bio-electric tissue |
| US7773639B2 (en) | 2006-09-28 | 2010-08-10 | Texas Instruments Incorporated | Synchronization of voice packet generation with transmission opportunities in a wireless network |
| US7881778B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-02-01 | The General Electric Company | Floating physiological data acquisition system with expandable ECG and EEG |
| US20080159365A1 (en) | 2006-12-22 | 2008-07-03 | Branislav Dubocanin | Analog Conditioning of Bioelectric Signals |
| US7907994B2 (en) | 2007-01-11 | 2011-03-15 | Biosense Webster, Inc. | Automated pace-mapping for identification of cardiac arrhythmic conductive pathways and foci |
| US20080188965A1 (en) | 2007-02-06 | 2008-08-07 | Rane Corporation | Remote audio device network system and method |
| US7778699B1 (en) * | 2007-04-26 | 2010-08-17 | Pacesetter, Inc. | System and method for trigger-specific recording of cardiac signals using an implantable medical device |
| JP2008306535A (ja) | 2007-06-08 | 2008-12-18 | Sony Corp | 音声信号処理装置、遅延時間の設定方法 |
| CN100571612C (zh) | 2007-07-13 | 2009-12-23 | 深圳迪美泰数字医学技术有限公司 | 用于临床或非临床生物信号记录的纯数字医用放大器 |
| NL1034223C2 (nl) | 2007-08-02 | 2009-02-03 | Twente Medical Systems International Bv | Inrichting voor het verwerken van signalen. |
| US7694917B2 (en) | 2007-08-22 | 2010-04-13 | Caelin Gabriel | Cable elevator |
| EP2194864B1 (en) | 2007-09-14 | 2018-08-29 | Medtronic Monitoring, Inc. | System and methods for wireless body fluid monitoring |
| US8396541B2 (en) | 2007-10-24 | 2013-03-12 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Signal analysis of cardiac and other patient medical signals |
| US20090163801A1 (en) | 2007-12-19 | 2009-06-25 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System for displaying data relating to energy emitting treatment devices together with electrophysiological mapping data |
| US8290578B2 (en) | 2007-12-28 | 2012-10-16 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and apparatus for complex impedance compensation |
| US9204927B2 (en) | 2009-05-13 | 2015-12-08 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for presenting information representative of lesion formation in tissue during an ablation procedure |
| TW200932194A (en) | 2008-01-29 | 2009-08-01 | Univ Nat Taiwan | A feed-forward automatic-gain control amplifier (FFAGCA) for biomedical application |
| US8157848B2 (en) | 2008-02-01 | 2012-04-17 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for characterizing patient tissue impedance for monitoring and treatment |
| TW200943204A (en) | 2008-04-15 | 2009-10-16 | Univ Nat Chiao Tung | A physiological signal monitoring system for medical care automation |
| US20090275850A1 (en) | 2008-04-30 | 2009-11-05 | Mehendale Anil C | Electrocardiographic (ECG) Data Analysis Systems and Methods |
| US8358791B2 (en) | 2008-06-10 | 2013-01-22 | Polycom, Inc. | Distributed audio signal processing system having logical channel groups |
| US8620978B2 (en) | 2008-12-31 | 2013-12-31 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for filtering electrophysiological signals |
| TWI505811B (zh) | 2009-03-09 | 2015-11-01 | Council Scient Ind Res | 具有脈衝及頻道轉換自動資料收集雜訊過濾器以及衍生導線之錯誤改正器之心電圖裝置 |
| US9314180B2 (en) | 2009-05-05 | 2016-04-19 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Heart electrophysiological signal analysis system |
| CN101947130B (zh) | 2009-05-08 | 2015-02-04 | 圣犹达医疗用品卢森堡控股有限公司 | 用于在基于导管的消融治疗中控制损伤尺寸的方法和装置 |
| US9277961B2 (en) * | 2009-06-12 | 2016-03-08 | Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. | Systems and methods of radiometrically determining a hot-spot temperature of tissue being treated |
| US8675996B2 (en) | 2009-07-29 | 2014-03-18 | Siemens Aktiengesellschaft | Catheter RF ablation using segmentation-based 2D-3D registration |
| US20110028848A1 (en) | 2009-07-31 | 2011-02-03 | Cem Shaquer | Methods and Apparatus for Detecting and Mapping Tissue Interfaces |
| US8764744B2 (en) | 2010-01-25 | 2014-07-01 | Covidien Lp | System for monitoring ablation size |
| US20110196615A1 (en) | 2010-01-26 | 2011-08-11 | Stmicroelectronics S.R.L. | Processing of biological signals |
| US20110286533A1 (en) | 2010-02-23 | 2011-11-24 | Fortney Douglas P | Integrated recording and video on demand playback system |
| US8632582B2 (en) | 2010-03-25 | 2014-01-21 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Removable and/or retrievable stents and kits |
| US9986973B2 (en) | 2010-04-23 | 2018-06-05 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Method for shear wave ultrasound vibrometry with interleaved push and detection pulses |
| US10493289B2 (en) | 2010-07-09 | 2019-12-03 | Zoll Medical Corporation | System and method for conserving power in a medical device |
| US9661428B2 (en) | 2010-08-17 | 2017-05-23 | Harman International Industries, Inc. | System for configuration and management of live sound system |
| US11123141B2 (en) | 2010-08-19 | 2021-09-21 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Systems and methods for navigating a catheter and delivering a needle |
| US9060890B2 (en) | 2010-09-16 | 2015-06-23 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Mechanically adjustable variable diameter stent |
| US8912436B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-12-16 | Gabriel Patent Technologies, Llc | Method to reduce signal distortion caused by dielectric materials in transmission wires and cables |
| US8406875B2 (en) | 2010-10-28 | 2013-03-26 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Routing of pacing signals |
| US8868168B2 (en) | 2010-11-11 | 2014-10-21 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for cardiac condition characterization using electrophysiological signal data |
| US8880352B2 (en) | 2010-11-29 | 2014-11-04 | Siemens Aktiengesellschaft | System and method for analyzing an electrophysiological signal |
| US9532828B2 (en) | 2010-11-29 | 2017-01-03 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | System and method for adaptive RF ablation |
| US20120165735A1 (en) | 2010-12-28 | 2012-06-28 | Sandra Keh | Devices and Methods for Reducing Electrical Noise in an Irrigated Electrophysiology Catheter System |
| WO2012091766A1 (en) | 2010-12-30 | 2012-07-05 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Electrophysiological mapping system using external electrodes |
| JP5956463B2 (ja) | 2010-12-30 | 2016-07-27 | セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド | 身体組織から電子生理学的データを分析しマッピングするシステム、電子生理学的データを分析するシステムの作動方法及び心臓組織から測定されるデータを分析するカテーテルシステム |
| US8658892B2 (en) | 2011-01-06 | 2014-02-25 | Gabriel Patent Technologies, Llc | Ferroelectric field coupling device for improved noise reduction in AC power lines |
| US9265557B2 (en) | 2011-01-31 | 2016-02-23 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Multi frequency and multi polarity complex impedance measurements to assess ablation lesions |
| WO2012117785A1 (ja) | 2011-02-28 | 2012-09-07 | 日本光電工業株式会社 | 生体電気信号計測装置 |
| US8433398B2 (en) | 2011-03-10 | 2013-04-30 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Signal analysis system for heart condition determination |
| US10039502B2 (en) | 2011-04-12 | 2018-08-07 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Electrophysiological signal processing and utilization |
| WO2012145571A1 (en) | 2011-04-22 | 2012-10-26 | Draeger Medical Systems, Inc. | Adaptive notch filter |
| US9107600B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-08-18 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| US9084584B2 (en) * | 2011-06-10 | 2015-07-21 | Koninklijke Philips N.V. | Method and apparatus for selecting differential input leads |
| US8515530B2 (en) | 2011-06-17 | 2013-08-20 | General Electric Company | System and method of noise detection in an electrocardiology study |
| US10039454B2 (en) | 2011-06-24 | 2018-08-07 | Dalhousie University | Computer-aided localization of site of origin of cardiac activation |
| US8676315B2 (en) | 2011-07-26 | 2014-03-18 | General Electric Company | System and method of electrical current detection in electrophysiology study |
| US8886296B2 (en) * | 2011-10-14 | 2014-11-11 | Medtronic, Inc. | T-wave oversensing |
| US9277956B2 (en) | 2011-11-09 | 2016-03-08 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for automatic medical ablation control |
| US8855757B2 (en) | 2011-12-14 | 2014-10-07 | Rijuven Corporation | Mobile wellness device |
| US9050014B2 (en) | 2011-12-14 | 2015-06-09 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for cardiac arrhythmia detection and characterization |
| JP6224001B2 (ja) | 2011-12-29 | 2017-11-01 | セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド | 身体組織に対するアブレーション・カテーテルの結合の最適化ならびにカテーテルによって形成される破壊部の評価のためのシステム |
| US8825148B2 (en) | 2012-01-25 | 2014-09-02 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for monitoring and diagnosis of cardiac electrogram signals using multi-dimensional analysis |
| WO2013116867A1 (en) | 2012-02-03 | 2013-08-08 | Arizona Board Of Regents, For And On Behalf Of, Arizona State University | Systems, methods, and media for monitoring the condition of a patient's heart |
| US9049050B2 (en) * | 2012-03-19 | 2015-06-02 | Airties Kablosuz Iletisim Sanayi Ve Dis Ticaret An Gulbahar Mahallesi Avni Dilligil Sokak | System and method for equalizing transmission delay in a network |
| EP2846868A4 (en) | 2012-05-11 | 2016-01-27 | Mayo Foundation | REAL-TIME IN VIVO MEASUREMENT OF 3D ANGLE ORIENTATION OF CARDIOVASCULAR STRUCTURES |
| US9474492B2 (en) * | 2012-05-22 | 2016-10-25 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Adaptive ECG trigger signal jitter detection and compensation for imaging systems |
| US8849387B2 (en) | 2012-05-30 | 2014-09-30 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Low-power, compact, resilient system and method for physiological monitoring |
| US8827993B2 (en) * | 2012-06-13 | 2014-09-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Gated sampling of electrocardiogram signals during ablation waveform zero-crossing |
| US9668802B2 (en) | 2012-10-02 | 2017-06-06 | Covidien Lp | Devices and methods for optical detection of tissue contact |
| US9949675B2 (en) | 2012-10-19 | 2018-04-24 | Convergence Biometrics, LLC | Noninvasive blood measurement platform |
| US9591981B2 (en) | 2012-12-04 | 2017-03-14 | Biosense Webster (Isreal) Ltd. | Multi-channel ECG measurement |
| US10499941B2 (en) | 2012-12-14 | 2019-12-10 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Mitral valve repair devices |
| WO2014110263A2 (en) | 2013-01-09 | 2014-07-17 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Systems for the detection and delivery of neurochemical and electrical signals for functional restoration |
| US9750424B2 (en) | 2013-01-24 | 2017-09-05 | Dalhousie University | Computer-aided localization of site of origin of cardiac activation with discriminator leads |
| WO2014134011A1 (en) | 2013-02-26 | 2014-09-04 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Medical drainage tube obstruction extractor |
| WO2014164641A1 (en) | 2013-03-11 | 2014-10-09 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Pericardial modification systems and methods for heart failure treatment |
| US8983586B2 (en) * | 2013-03-14 | 2015-03-17 | Medtronic, Inc. | Beat-morphology matching scheme for cardiac sensing and event detection |
| EP2967702A1 (en) | 2013-03-15 | 2016-01-20 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Multi-electrode ablation system with means for determining a common path impedance |
| US9610396B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-04-04 | Thermedical, Inc. | Systems and methods for visualizing fluid enhanced ablation therapy |
| US10426545B2 (en) | 2013-04-15 | 2019-10-01 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Method and apparatus for percutaneous epicardial ablation of cardiac ganglionated plexi without myocardial injury |
| JP6408563B2 (ja) | 2013-05-07 | 2018-10-17 | セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド | 心臓伝導状態を特徴付けるための電極の空間的配置の利用 |
| AU2014268737A1 (en) | 2013-05-20 | 2015-12-03 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Devices and methods for ablation of tissue |
| US9192315B2 (en) | 2013-06-05 | 2015-11-24 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Patient signal analysis and characterization based on late potentials |
| EP3701858A1 (en) | 2013-07-01 | 2020-09-02 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | Advanced health monitoring system |
| WO2015000500A1 (en) | 2013-07-01 | 2015-01-08 | Cathvision Aps | Multiple catheter cardiac electrophysiology system |
| WO2015002935A2 (en) | 2013-07-01 | 2015-01-08 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Sensor types and sensor positioning for a remote patient monitoring system |
| EP3016584A4 (en) | 2013-07-01 | 2017-05-03 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | Algorithms for managing artifact and detecting cardiac events using a patient monitoring system |
| US10172563B2 (en) | 2013-07-03 | 2019-01-08 | General Electric Company | Method and system for analyzing noise in an electrophysiology study |
| AU2014293362B2 (en) | 2013-07-22 | 2018-12-13 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Methods for self-centering a guide catheter |
| US9386123B2 (en) | 2013-07-23 | 2016-07-05 | Adobe Systems Incorporated | Distributed audio playback and recording |
| US9463072B2 (en) | 2013-08-09 | 2016-10-11 | Siemens Aktiengesellschaft | System and method for patient specific planning and guidance of electrophysiology interventions |
| WO2015026733A1 (en) * | 2013-08-20 | 2015-02-26 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for generating electrophysiology maps |
| US20160193045A1 (en) | 2013-08-29 | 2016-07-07 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Self-assembling percutaneously implantable heart valve |
| EP3639860A1 (en) | 2013-09-03 | 2020-04-22 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | Reducing the risk of major adverse cardiac events |
| EP3048965A4 (en) | 2013-09-27 | 2017-05-31 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | Analyte assessment and arrhythmia risk prediction using physiological electrical data |
| US9220435B2 (en) | 2013-10-09 | 2015-12-29 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for generating electrophysiology maps |
| US9717429B2 (en) | 2013-10-31 | 2017-08-01 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for analyzing biological signals and generating electrophyisology maps |
| US9380953B2 (en) | 2014-01-29 | 2016-07-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Hybrid bipolar/unipolar detection of activation wavefront |
| WO2015130824A1 (en) | 2014-02-25 | 2015-09-03 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for local electrophysiological characterization of cardiac substrate using multi-electrode catheters |
| US10279170B2 (en) | 2014-03-21 | 2019-05-07 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Multi-electrode epicardial pacing |
| US20170258611A1 (en) | 2014-05-09 | 2017-09-14 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Devices and methods for forming stents in vivo |
| KR101579517B1 (ko) | 2014-05-13 | 2015-12-22 | (주) 로임시스템 | 생체신호 계측장치 |
| US10369357B2 (en) | 2014-07-24 | 2019-08-06 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Percutaneous temporary epicardial pacemaker system |
| US10531810B2 (en) | 2014-07-25 | 2020-01-14 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Detection of atrial fibrillation causes |
| US10980439B2 (en) | 2014-08-06 | 2021-04-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Wavefront analysis based on ablation parameters |
| US20170281193A1 (en) | 2014-08-26 | 2017-10-05 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Closure and ablation of body viscera and conduits |
| US11207028B2 (en) * | 2014-08-27 | 2021-12-28 | Vladimir Shusterman | Method and system for monitoring physiological signals/health data, defibrillation, and pacing in the presence of electromagnetic interference |
| US10354758B2 (en) | 2014-08-28 | 2019-07-16 | Siemens Healthcare Gmbh | System and method for patient-specific image-based simulation of atrial electrophysiology |
| US10628979B2 (en) | 2014-11-04 | 2020-04-21 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Computer system and method for diagnostic data display |
| US10849509B2 (en) | 2014-11-21 | 2020-12-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Patient signal filtering |
| US20160188827A1 (en) | 2014-12-30 | 2016-06-30 | General Electric Company | Hybrid Signal Acquisition And System For Combined Electroencephalography And Cardiac Electrophysiology Studies |
| US9662033B2 (en) | 2014-12-31 | 2017-05-30 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System and method for visualizing electrophysiology data |
| WO2016109207A1 (en) | 2014-12-31 | 2016-07-07 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Filter circuit for electrophysiology system |
| US9801585B2 (en) | 2014-12-31 | 2017-10-31 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electrocardiogram noise reduction |
| US10068318B2 (en) | 2015-01-06 | 2018-09-04 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Enhancing the detectability of objects in medical images |
| US10653406B2 (en) | 2015-03-26 | 2020-05-19 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Laparoscopic retractor devices |
| US10568534B2 (en) | 2015-04-10 | 2020-02-25 | Cath Vision ApS | System and method for processing signals from intracardiac catheters |
| US10238350B2 (en) | 2015-05-08 | 2019-03-26 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for real-time electrophysiological mapping |
| US9636069B2 (en) | 2015-06-15 | 2017-05-02 | Medtronic Monitoring, Inc. | System and method for monitoring and classifying atrial fibrillations |
| US20170000471A1 (en) | 2015-07-02 | 2017-01-05 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Tissue Displacement Apparatus For Medical Procedures |
| US10478131B2 (en) | 2015-07-16 | 2019-11-19 | Samsung Electronics Company, Ltd. | Determining baseline contexts and stress coping capacity |
| DE102015213599A1 (de) | 2015-07-20 | 2017-01-26 | Robert Bosch Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Signaluntersuchung |
| US9782094B2 (en) | 2015-07-31 | 2017-10-10 | Medtronic, Inc. | Identifying ambiguous cardiac signals for electrophysiologic mapping |
| US10413346B2 (en) | 2015-08-24 | 2019-09-17 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Surgical cutting device |
| WO2017037721A1 (en) | 2015-09-06 | 2017-03-09 | Goldminz Lavy | Configurable multi-channel ecg and eeg monitor |
| US9332160B1 (en) | 2015-09-09 | 2016-05-03 | Samuel Chenillo | Method of synchronizing audio-visual assets |
| EP3368135B1 (en) | 2015-10-27 | 2022-02-23 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | Systems for ablation of tissue |
| US20170124256A1 (en) | 2015-10-30 | 2017-05-04 | General Electric Company | Method and system for analyzing electrocardiograph data |
| EP3379998A4 (en) | 2015-11-23 | 2019-07-31 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | PROCESSING PHYSIOLOGICAL ELECTRICAL DATA FOR ANALYTICAL ASSESSMENTS |
| US9712252B2 (en) | 2015-11-23 | 2017-07-18 | Tyco Electronics Subsea Communications Llc | Adaptive equalizer with coefficients determined using groups of symbols to compensate for nonlinear distortions in optical fiber communications |
| EP3383300A4 (en) | 2015-12-03 | 2018-12-12 | Mayo Foundation for Medical Education and Research | Thermal modification to treat cardiac electrical disorders and other disorders |
| US10258249B2 (en) | 2015-12-08 | 2019-04-16 | Regents Of The University Of Minnesota | Graphically mapping rotors in a heart using Shannon entropy |
| US11291413B2 (en) | 2015-12-15 | 2022-04-05 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Systems and methods for linear-time clustering for bounded, repeatable, rare events in physiological signals |
| US10031536B2 (en) | 2016-01-04 | 2018-07-24 | Gabriel Patent Technologies, Llc | Drift current coulombic storage apparatus |
| US10405765B2 (en) | 2016-03-03 | 2019-09-10 | General Electric Company | Modular electrocardiogram device with high quality differential limb-leads and modularly expandable chest-leads |
| US20170252152A1 (en) | 2016-03-04 | 2017-09-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-centering guide catheter |
| US10098695B2 (en) | 2016-03-10 | 2018-10-16 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Pericardial modification devices and methods |
| US10039469B2 (en) * | 2016-03-30 | 2018-08-07 | Medtronic, Inc. | Atrial arrhythmia episode detection in a cardiac medical device |
| US10780280B2 (en) | 2016-04-26 | 2020-09-22 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Devices and methods for cardiac pacing and resynchronization |
| US10120005B2 (en) | 2016-09-07 | 2018-11-06 | Silicon Laboratories Inc. | Synchronous detection circuit and method for determining a bio-impedance of a biological tissue |
| KR101912870B1 (ko) | 2016-09-29 | 2018-10-30 | 한국과학기술원 | 비접촉 심전도 측정 방법, 비접촉 심전도 측정 회로 및 이를 이용한 심전도 측정 장치 |
| ES2947587T3 (es) | 2016-10-13 | 2023-08-11 | Cathvision Aps | Dispositivo de filtrado para registrar señales electrofisiológicas |
| EP3525668A1 (en) | 2016-10-13 | 2019-08-21 | Cathvision ApS | System for adaptive filtering of cardiac signals |
| US10314507B2 (en) * | 2016-11-14 | 2019-06-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | ASIC with switching noise reduction |
| US10307073B2 (en) | 2016-12-21 | 2019-06-04 | General Electric Company | ECG sensor with capacitive defibrillation protection |
| US10517488B2 (en) | 2016-12-21 | 2019-12-31 | General Electric Company | Patient monitoring system and leadset having multiple capacitive patient connectors and a single galvanic patient connector |
| US20180183227A1 (en) | 2016-12-27 | 2018-06-28 | Gabriel Patent Technologies, Llc | Device that uses electromagnetic polarization to improve audio cable sound quality |
| US10743787B2 (en) | 2016-12-29 | 2020-08-18 | Intel Corporation | Noise mitigation for biosignals |
| CA3055157C (en) | 2017-03-02 | 2023-08-29 | Analytics For Life Inc. | Method and apparatus for wide-band phase gradient signal acquisition |
| US10532213B2 (en) * | 2017-03-03 | 2020-01-14 | Medtronic, Inc. | Criteria for determination of local tissue latency near pacing electrode |
| IT201700100359A1 (it) * | 2017-09-07 | 2019-03-07 | St Microelectronics Srl | Circuito amplificatore, sistema e dispositivo corrispondenti |
| EP3764889B1 (en) | 2018-03-13 | 2023-06-07 | Cathvision ApS | System and method for processing electrophysiological signals |
| EP3565116A1 (en) | 2018-04-30 | 2019-11-06 | CATHVISION ApS | Isolation amplification circuit with improved common mode rejection |
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