MX2012011614A

MX2012011614A - Metodos, sistemas y aparato para la deteccion, diagnostico y tratamiento de transtornos del ritmo biologico.

Info

Publication number: MX2012011614A
Application number: MX2012011614A
Authority: MX
Inventors: Sanji M Narayan; Ruchir Sehra
Original assignee: Univ California
Priority date: 2010-04-08
Filing date: 2011-04-06
Publication date: 2013-02-07
Also published as: JP2013523345A; AU2011237659B2; WO2011127211A3; CN105361877A; EP2555674B1; KR20130057997A; CA2795770A1; CN102917637A; MX340275B; CA2795767C; AU2011237661A1; US20170311835A1; IL242842A; RU2015122311A; AU2015210445A1; MX340276B; US20150289807A1; EP2555673A1; US9089269B2; IL222251A0

Abstract

Se proporciona un sistema, ensamblaje y método para facilitar la reconstrucción de información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno del ritmo cardiaco. El trastorno rítmico complejo se puede tratar al aplicar energía para modificar el origen del trastorno rítmico.

Description

MÉTODOS, SISTEMA Y APARATO PARA LA DETECCIÓN, DIAGNÓSTICO Y TRATAMIENTO DE TRASTORNOS DEL RITMO BIOLÓGICO DERECHOS GUBERNAMENTALES Esta invención se llevó a cabo con el apoyo del gobierno, en virtud de las subvenciones ROI HL83359 y HL83359-S1 otorgadas por la organización Institutos Nacionales de Salud. El gobierno tiene determinados derechos en la invención.

ANTECEDENTES Campo Esta invención se relaciona de modo general con el campo de la medicina, y más específicamente con un método, sistema y máquina para el diagnóstico, detección del origen y tratamiento de irregularidades y otros trastornos de los ritmos biológicos. En particular, la presente invención se puede aplicar a técnicas mínimamente invasivas o técnicas quirúrgicas para detectar, diagnosticar y tratar el trastorno. Una realización de la invención está dirigida a trastornos del ritmo cardíaco, otra realización, a trastornos eléctricos del cerebro y el sistema nervioso, en tanto, otras realizaciones están dirigidas a los trastornos eléctricos o contráctiles del músculo liso de los sistemas gastrointestinales y genitourinarios.

Breve descripción de la técnica relacionada Los trastornos del ritmo cardíaco son muy comunes en los Estados Unidos y son causas significativas de morbilidad^ días de ausencia en el trabajo y fallecimiento. Los trastornos del ritmo cardíaco se presentan de diversas formas, de las cuales las más complejas y difíciles de tratar son la fibrilación auricular (AF) , la taquicardia ventricular (VT) y la fibrilación ventricular (VF) . Otros ritmos son más fáciles de tratar, pero pueden ser significativos desde el punto de vista clínico, por ejemplo taquicardia auricular (AT) , taquicardia supraventricular (SVT) , aleteo auricular (AFL) , latidos o complejos auriculares prematuros (SVE) y latidos o complejos ventriculares prematuros (PVC) . En ciertas circunstancias, la activación rápida del nodulo sinusal normal puede causar el trastorno de ritmo cardíaco de taquicardia sinusal inapropiada o reentrada en el nodulo sinusal .

El tratamiento de trastornos del ritmo cardíaco, en particular, los más complejos, como fibrilación auricular, fibrilación ventricular y taquicardia ventricular, puede ser muy difícil. La terapia farmacológica no es particularmente óptima para la fibrilación auricular (Singh, Singh et al. 2005) y taquicardia ventricular o fibrilación ventricular (Bardy, Lee et al. 2005) y, en consecuencia, existe un particular interés en la terapia no farmacológica. La ablación es una terapia prometedora y se está usando cada vez más para eliminar los trastornos del ritmo cardíaco. Consiste en introducir un sensor o sonda en el corazón a través de los vasos sanguíneos, o directamente en una cirugía, y luego transmitir energía a las causas del trastorno de ritmo cardíaco para eliminarlo. La ablación se usó inicialmente para trastornos "simples" como taquicardia supraventricular , aleteo auricular, latidos o complejos ventriculares prematuros y contracciones auriculares prematuras (PAC) , pero se está usando cada vez más para la fibrilación auricular (Cappato, Calkins et al. 2005), la taquicardia ventricular (Reddy, Reynolds et al. 2007) y, en menor medida, la fibrilación ventricular (Knecht, Sacher et al. 2009) .

Sin embargo, la ablación suele ser difícil porque las herramientas para identificar y ubicar la causa del trastorno del ritmo cardíaco son insuficientes, e impiden los intentos de transmitir energía a la región correcta para eliminar el trastorno. En la fibrilación auricular persistente, una forma altamente prevalente de fibrilación auricular, la ablación tiene una tasa de éxito luego de un procedimiento de solo 50-60% (Cheema, Vasamreddy et al. 2006; Calkins, Brugada et al. 2007) a pesar de los prolongados procedimientos de 4-5 horas y una tasa de 5-10% de complicaciones graves (Ellis, Culler et al. 2009), incluso la muerte (Cappato, Calkins et al. 2009) . Incluso para los trastornos "simples", tales como la taquicardia auricular, no existen herramientas para efectuar el diagnóstico y sugerir la ubicación correcta de la ablación.

Incluso los sistemas conocidos más sofisticados muestran datos que el médico debe interpretar, sin identificar y ubicar directamente la causa del trastorno para permitirle al médico detectar, diagnosticar y tratarlo. Esto incluye los métodos actualmente usados, descritos en la Patente de los Estados Unidos 5.662.108, Patente 5.662.108, Patente 6.978.168, Patente 7.289.843 y otras de Beatty y colegas, Patente de los Estados Unidos 7.263.397 de Hauck y Schultz, Patente de los Estados Unidos 7.043.292 de Tarjan y colegas, Patente de los Estados Unidos 6.892.091 y otras patentes de Ben-Haim y colegas, y Patente de los Estados Unidos 6.920.350 de Xue y colegas. Estos métodos e instrumentos detectan, analizan y muestran potenciales eléctricos, a menudo en sofisticadas representaciones anatómicas en 3 dimensiones, pero aún no logran identificar y ubicar la causa de los trastornos del ritmo cardíaco, en particular, los trastornos complejos como la fibrilación auricular. Esto también es válido para Rudy y colegas (Patentes de los Estados Unidos 6.975.900 y 7.016.719, entre otras) que usan señales de la superficie corporal para "proyectar" potenciales en el corazón.

Algunos métodos conocidos para identificar y ubicar las causas de los trastornos del ritmo cardíaco pueden funcionar en trastornos simples, pero no se conocen métodos que arrojen resultados satisfactorios con respecto a identificar las causas de trastornos complejos, como la fibrilación auricular, la fibrilación ventricular o la taquicardia ventricular polimórfica. El mapeo de la activación (rastrear la activación hasta el sitio inicial) es útil solamente para taquicardias simples, ofrece resultados insuficientes para el aleteo auricular (un ritmo continuo sin un "inicio" claro) , en tanto que no funciona para la fibrilación auricular con vías de activación variables. El mapeo de arrastre usa la electroestimulacion para identificar sitios donde el electrodo de estimulación se encuentra en la causa del ritmo, sin embargo, la electroestimulacion no se puede aplicar en la fibrilación auricular e incluso algunos ritmos "simples", tales como taquicardias auriculares, debido a mecanismos automáticos. Se conocen las ubicaciones estereotípicas para las causas de reentrada en el nodulo atrioventricular , el aleteo auricular típico y pacientes con fibrilación auricular precoz (paroxismal) , pero no para la gran mayoría de pacientes con fibrilación auricular persistente (Calkins, Brugada et al. 2007), fibrilación ventricular y otros trastornos complejos. Por lo tanto, aún no existen métodos para identificar y ubicar la causa de trastornos complejos del ritmo cardíaco, tales como la fibrilación auricular (Calkins, Brugada et al. 2007 ) .

La Patente de los Estados Unidos 5 . 172 . 699 de Svenson y King proporciona un ejemplo de sistemas para ritmos "sencillos" con activación uniforme de un latido a otro. Este sistema consiste en buscar los intervalos diastólicos, que se pueden definir en los "ritmos simples" pero no en los ritmos complejos, tales como fibrilación auricular (AF) o fibrilación ventricular (VF) (Calkins, Brugada et al. 2007 ; Waldo y Feld 2008 ) . Asimismo, este sistema no identifica ni ubica una causa, dado que examina los intervalos diastólicos (entre activaciones) en vez de la activación en sí. Por último, se centra en la taquicardia ventricular en lugar de la fibrilación auricular o fibrilación ventricular, dado que analiza los períodos de tiempo entre los complejos QRS en el electrocardiograma (ECG) .

Otro ejemplo es la Patente de los Estados Unidos 6 . 23 6 . 883 de Ciaccio y Wit. Esta invención usa una serie concéntrica de electrodos para identificar y ubicar los circuitos reentrantes. En consecuencia, no encontrará causas no reentrantes, tal como latidos focales. Asimismo, este método de usar algoritmos de localización por detección y características no funcionará para ritmos complejos, tales como la fibrilación auricular y fibrilación ventricular, donde la activación dentro del corazón cambia de un latido a otro. Identifica la "conducción lenta dentro de un istmo del circuito de reentrada", que son características de las arritmias "simples", tales como taquicardia ventricular, pero no se definen para la fibrilación auricular y la fibrilación ventricular.

En la Patente de los Estados Unidos 6 . 847 . 839 , Ciaccio y sus colegas describen una invención para identificar y localizar un circuito de reentrada en un ritmo normal (seno) . Esto tampoco buscará las causas de una arritmia que no sean reentrantes sino focales, a partir de las cuales la activación emana radialmente. En segundo lugar, esta patente se basa en la presencia en el ritmo sinusal de un "istmo" para la reentrada, que se acepta para ritmos "simples" con activación uniforme entre latidos, tal como la taquicardia ventricular (véase (Reddy, Reynolds et al. 2007 ) ) . Sin embargo, esto no se acepta para ritmos complejos, con vías de activación variables, tales como la fibrilación auricular o fibrilación ventricular.

La Patente de los Estados Unidos 6 . 522 . 905 de Desai es una invención que usa el principio de buscar el sitio inicial de la activación y determina que éste es la causa de una arritmia. Este enfoque no funcionará para arritmias simples debido a la reentrada, en la que no existe un sitio "inicial" de reentrada, porque la activación es un "círculo" continuo. Tampoco funcionará este enfoque para arritmias complejas, en la que la activación varía de un latido a otro, tales como la fibrilación auricular o fibrilación ventricular.

Sin embargo, incluso en trastornos simples del ritmo cardíaco, suele ser difícil aplicar métodos conocidos para identificar las causas. Por ejemplo, la tasa de éxito de la ablación para las taquicardias auriculares (un trastorno "simple") puede llegar a ser 70% . Cuando los cirujanos realizan procedimientos para tratar trastornos del ritmo cardíaco (Cox 2004 ; Abreu Filho, 2005 ) , es ideal que estén asistidos por un experto en este tipo de trastornos (electrofisiólogo cardíaco) . Por lo tanto, puede ser difícil extirpar la causa de un trastorno del ritmo cardíaco, e incluso los médicos experimentados pueden tardar horas en extirpar algunos trastornos del ritmo cardíaco simples (con patrones uniformes de activación de un latido a otro) , tal como taquicardia auricular o aleteo auricular atípico (aurícula izquierda) . La situación es aún más difícil para trastornos complejos del ritmo cardíaco, tales como la fibrilación auricular y fibrilación ventricular, donde las secuencias de activación varían de un latido a otro.

La técnica anterior para diagnosticar alteraciones rítmicas a menudo mide los tiempos de activación en un sensor. Sin embargo, esa técnica anterior se ha aplicado a señales que, en cada sitio de registro, son bastante uniformes de un latido a otro en su forma y a menudo en tiempo. Estas soluciones de la técnica anterior son sumamente difíciles de aplicar a ritmos complejos, tales como la fibrilación auricular o la fibrilación ventricular, donde las señales para cada latido en cualquier sitio ("ciclo") pueden pasar entre una, varias y múltiples desviaciones durante un breve período de tiempo. Cuando una señal, por ejemplo, en la fibrilación auricular, comprende 5, 7, 11 o más desviaciones, es difícil identificar qué desviación está en el sensor ("local") en comparación con un sitio cercano ("campo lejano"), tal como indican los estudios para analizar la frecuencia de fibrilación auricular (Ng y colegas, Heart Rhythm 2006 ) . En otro informe reciente, las señales en los ritmos, tal como la fibrilación auricular, requieren "métodos interactivos" para identificar las activaciones locales de las de campo lejano (Elvan et al. Circulation: Arrhythmias and Electrophysiology 2010 ) .

Ante la ausencia de métodos para identificar y ubicar las causas para la fibrilación auricular humana, los médicos han recurrido a la bibliografía de la veterinaria. En modelos animales, se han identificado y ubicado las causas localizadas para la fibrilación auricular compleja e irregular (inducida por medios artificiales) en forma de "rotores eléctricos" localizados o latidos focales repetitivos (Skanes, Mandapati et al. 1998 ; Warren, Guha et al. 2003 ) . En los animales, los rotores están indicados por señales que demuestran una frecuencia dominante de alto espectro (DF) (frecuencia velocidad rápida) y una DF angosta (lo cual indica regularidad) (Kalifa, Tanaka et al. 2006 ) . Dichos usos de las frecuencias dominantes del espectro se describen en la Patente de los Estados Unidos 7 . 117 . 030 otorgada a Berenfeld y colegas .

Desafortunadamente, los datos de animales no se han traducido en una terapia humana eficaz . Los modelos animales de fibrilacion auricular y fibrilacion ventricular difieren de la enfermedad humana. Por ejemplo, la fibrilacion auricular animal es raramente espontánea y raramente se inicia a partir de disparadores de la vena pulmonar (que son comunes en la fibrilacion auricular paroxismal humana) . Tanto la fibrilacion auricular como la fibrilacion ventricular se estudian generalmente en animales jóvenes sin las múltiples patologías coexistentes (Wijffels, Kirchhof et al. 1995 ; Gaspo, Bosch et al. 1997 ; Allessie, Ausma et al. 2002 ) que se observan en humanos de más edad que generalmente padecen estas afecciones.

En los pacientes con fibrilacion auricular, los sitios donde la frecuencia es superior (o sitios de frecuencia dominante de alto espectro, DF) no han sido objetivos útiles para la ablación. Un estudio reciente de Sanders y colegas demostró que la fibrilacion auricular raramente era eliminada con la ablación en sitios de frecuencia dominante alta (Sanders, Berenfeld et al. 2005a). Otros estudios demuestran que los sitios de frecuencia dominante alta son comunes en la aurícula y la ablación en estos sitios no elimina radicalmente la fibrilacion auricular (como se prevería si los sitios de frecuencia dominante alta fueran las causas) (Calkins, Brugada et al. 2007). En parte, esto debe ser porque el método de frecuencia dominante, que es eficaz en animales, quizá sea inexacto en la fibrilacion auricular humana por diversas razones, tal como demuestran diversos investigadores (Ng, Kadish et al. 2006; Narayan, Krummen et al. 2006d; Ng, Kadish et al. 2007). Nademanee y sus colegas sugirieron que las señales de baja amplitud con componentes de alta frecuencia (electrogramas auriculares complejos fraccionados, CFAE) podían indicar las causas de la fibrilacion auricular (Nademanee, McKenzie et al. 2004a). Este método de diagnóstico ha sido incorporado en sistemas comerciales de Johnson and Johnson/Biosense . Sin embargo, este método también se ha cuestionado. Oral y sus colegas demostraron que la ablación de CFAE no elimina la fibrilacion auricular ni previene su recurrencia por sí sola (Oral, Chugh et al. 2007) o cuando se agrega a una ablación existente (Oral, Chugh et al. 2009).

Diversas invenciones en la técnica anterior reconocen lo que se consideraba verdadero hasta el momento: que la fibrilacion auricular es una "arritmia cardíaca sin objetivos anatómicos detectables, es decir, sin vías aberrantes fijas", tal como se indica en la Patente de los Estados Unidos 5 . 718 . 241 de Ben-Haim y Zachman. En consecuencia, esta patente no identifica ni ubica la causa de los trastornos del ritmo cardíaco. En cambio, enfoca el tratamiento en la geometría cardíaca trasmitiendo líneas de ablación para "interrumpir cada forma geométrica posible". Esta patente crea mapas de diversos parámetros del corazón.

Muchas invenciones usan sustitutos para la causa real de una arritmia cardíaca, sin identificar ni ubicar dicha causa. Por ejemplo, la Patente de los Estados Unidos 5 . 868 . 680 de Steiner y Lesh usa medidas de organización dentro del corazón, que se construyen al comparar la secuencia de activación para un evento de activación (latido) con la secuencia de activación para latidos siguientes, para determinar si "ocurrió algún cambio de orden espacio-temporal". Sin embargo, esa invención asume que la organización es mayor cerca de un sitio crítico para la fibrilación auricular y es menor en otros sitios. No obstante, es posible que esta suposición no sea correcta. En estudios con animales, los índices de organización se ubican dentro de la distancia desde una causa de fibrilación auricular, y luego aumentan nuevamente a medida que la activación se reorganiza en sitios más distantes (Kalifa, Tanaka et al. 2006 ) . Asimismo, la Patente de los Estados Unidos 5 . 868 . 680 requiere más de un latido. Como resultado, los métodos como los descritos en la Patente 5 . 868 . 680 identifican muchos sitios, la mayoría de los cuales no son las causas de la fibrilacion auricular. Esta falta de identificación y ubicación de una causa para la fibrilacion auricular puede explicar por qué los métodos basados en la organización aún no se han traducido en un tratamiento mejorado para eliminar radicalmente la fibrilacion auricular. En forma similar, la Patente de los Estados Unidos 6 . 301 . 496 de Reisfeld se basa en la sustitución de las propiedades fisiológicas de mapeo creadas a partir de un tiempo de activación local y una función vectorial. Esto se usa para mapear la velocidad de conducción, u otra función gradiente de una propiedad fisiológica, en una imagen física del corazón. Sin embargo, esta patente no identifica ni ubica la causa de los trastornos del ritmo cardíaco. Por ejemplo, varias vías de activación en la fibrilacion auricular significa que no se conoce la vía de conducción y, por lo tanto, la velocidad de conducción entre los puntos usados para la triangulación. Asimismo, en el caso de un rotor, las secuencias de activación que giran alrededor o emanan simétricamente a partir de una región central pueden en realidad producir una velocidad neta de cero.

Por estas razones, los expertos han afirmado que "no se ha obtenido ninguna evidencia directa de rotores eléctricos en la aurícula humana" en la fibrilacion auricular (Vaquero, Calvo et al. 2008 ) . Por lo tanto, si bien sería deseable identificar (y luego ubicar) las causas localizadas de la fibrilacion auricular humana, esto no es posible actualmente.

En el caso de la fibrilacion auricular humana, en particular, la fibrilacion auricular persistente, la ausencia de causas identificadas y ubicadas implica que la ablación es empírica y a menudo supone un daño a aproximadamente 30 -40% de la aurícula, que teóricamente podría evitarse si las causas se identificaran y ubicaran con una ablación mínimamente invasiva o terapia quirúrgica (Cox 2005 ) .

La taquicardia ventricular o fibrilacion ventricular humana son causas significativas de fallecimiento y los medicamentos constituyen un tratamiento insuficiente (Myerburg y Castellanos, 2006 ) . Actualmente, el tratamiento implica colocar un desfibrilador cardioversor implantable (ICD) en los pacientes en riesgo, si bien existe un creciente interés en usar la ablación para prevenir los choques repetidos del ICD de la taquicardia ventricular o fibrilacion ventricular (Reddy, Reynolds et al. 2007 ) . La identificación y ubicación de las causas de la taquicardia ventricular puede resultar difícil y la ablación se realiza en centros especializados. En el caso de la fibrilacion ventricular, los datos de animales sugieren que las causas de la fibrilacion ventricular radican en regiones fijas cerca del sistema His-Purkinje (Tabereaux, Walcott et al . 2007 ) , pero nuevamente no existen datos suficientes en el caso de humanos . Las únicas descripciones anteriores para identificar y ubicar las causas de la fibrilación ventricular requerían una intervención quirúrgica (Nash, Mourad et al. 2006 ) o se realizaron en corazones extirpados tras un trasplante de corazón (Masse, Downar et al. 2007 ) ) . Por lo tanto, la ablación mínimamente invasiva para la fibrilación ventricular se enfoca en identificar sus disparadores en casos raros (Knecht, Sacher et al. 2009 ) , pero aún no se puede practicar en una población mayor .

Las herramientas de detección existentes tampoco son óptimas para identificar y ubicar las causas de los trastornos complejos, tal como la fibrilación auricular, por ejemplo, diseños de sensor único o sensores múltiples (tal como la Patente de los Estados Unidos 5 . 848 . 972 de Triedman et al.). Sin embargo, esas herramientas generalmente tienen un campo limitado de visión que no es adecuado para identificar las causas de la fibrilación auricular, las cuales pueden radicar en cualquiera de las aurículas y varían (Waldo y Feld, 2008 ) . Por su parte, pueden requerir tantos amplificadores para el muestreo de área ancha que no son prácticos para el uso en humanos. El muestreo de área ancha es ventajoso y, en animales, se logra al exponer el corazón quirúrgicamente (Ryu, Shroff et al. 2005 ) o retirándolo del cuerpo (Skanes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003). En humanos, incluso los estudios quirúrgicos únicamente examinan regiones parciales a la vez (por ejemplo (Sahadevan, Ryu et al. 2004)), e introducen problemas al exponer el corazón al aire, anestesia y otros agentes que pueden alterar el trastorno rítmico de la forma en que ocurre clínicamente .

Por lo tanto, los métodos anteriores se han enfocado fundamentalmente en el mapeo de la anatomía para identificar si un paciente tiene un trastorno cardíaco, en lugar de determinar la causa u origen del trastorno. En consecuencia, existe una necesidad urgente de métodos y herramientas para identificar y ubicar directamente las causas de los trastornos de ritmo cardíaco en pacientes individuales para facilitar la terapia curativa. Esto es particularmente importante para la fibrilación auricular y otros trastornos rítmicos complejos para los cuales, idealmente, un sistema detectaría las causas localizadas para la ablación mediante métodos mínimamente invasivos, quirúrgicos o de otro tipo.

COMPENDIO La presente invención proporciona sistemas, ensamblajes y métodos para facilitar la reconstrucción de información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno del ritmo cardíaco. El trastorno rítmico complejo se puede tratar al aplicar energía para modificar el origen del trastorno rítmico.

En un aspecto de la invención, se proporciona un método para reconstruir la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del · trastorno rítmico complejo, y dicho método incluye: recibir señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar, mediante un dispositivo informático, las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector que conecte al menos dos inicios detectables de la activación; ordenar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

La determinación puede incluir además determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando una ventana de aceptación.

En algunas realizaciones, el trastorno rítmico complejo no incluye ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes.

En otras realizaciones, el trastorno rítmico complejo no incluye ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca.

La clasificación puede incluir además usar al menos un inicio de la activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud para clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dV/dt máximo, comparación de plantillas y amplitud.

En algunas realizaciones, la ventana de aceptación se puede determinar usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de la fibra y factores anatómicos .

Se pueden eliminar las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca y las señales de información cardíaca se pueden filtrar.

Al menos una de las señales de información cardíaca se puede ignorar usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas y amplitud.

La comparación de plantillas puede incluir además identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas. La comparación de plantillas se puede realizar usando un sistema experto, el cual usa tipos de latidos para realizar la comparación de plantillas.

Los latidos asociados con las señales de información cardíaca también se pueden clasificar según una forma asociada con los latidos a ser clasificados.

La clasificación de las señales de información cardíaca puede incluir además clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor que la duración del potencial de acción (APD) mínima y menor que la duración del ciclo máxima. En algunas realizaciones, el vector se puede modificar usando al menos una de las siguientes: forma del latido, polaridad del latido y emanación radial/rotativa circundante.

La clasificación de las señales de información cardiaca puede incluir además clasificar los latidos asociados con las señales de información cardiaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o mayor que la duración del ciclo máxima.

La determinación de la ventana de aceptación puede incluir además el uso de un sistema experto, que usa al menos uno de los siguientes: duración del potencial de acción, duración del ciclo y ángulo de fibra, para determinar la ventana de aceptación.

La determinación de los inicios de la activación puede incluir además el uso de un sistema experto que comprende formas de ondas .

La determinación de los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja puede incluir determinar los inicios de la activación usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase.

La determinación de los inicios de la activación asociados con señales de confianza baja puede incluir además conciliar los inicios de la activación determinados al usar al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase .

En un aspecto de la invención, se proporciona un método para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente, y dicho método comprende: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio identificable de la activación, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza baja; computar un vector entre al menos dos inicios de activación de los latidos detectables identificadas en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde el vector atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

El posible inicio de la activación se puede seleccionar en asociación con una desviación o un periodo quiescente durante el intervalo de tiempo definido.

En algunas realizaciones, el método incluye además: determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el segundo intervalo de tiempo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivas latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable. En un aspecto de la invención, se proporciona un método para determinar un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo, y dicho método incluye: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde el vector atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal del canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

El posible inicio de la activación se puede seleccionar en asociación con una desviación o un período quiescente durante el intervalo de tiempo definido.

El método puede incluir además : determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en la señal del canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el segundo intervalo de tiempo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables; adelantar el segundo intervalo de tiempo en la señal de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; y conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable.

En un aspecto de la invención, se proporciona un soporte magnético que comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al: recibir señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector que conecte al menos dos inicios detectables de la activación; ordenar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando una ventana de aceptación.

En algunas realizaciones, el trastorno rítmico complejo no incluye ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes . En otra realización, el trastorno rítmico complejo no incluye ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que clasifique las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, usando al menos un inicio de la activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dV/dt máximo, comparación de plantillas y amplitud.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine una ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de la fibra y factores anatómicos .

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que elimine las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca y filtre las señales de información cardíaca.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que ignore al menos una de las señales de información cardíaca usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas y amplitud.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que compare las plantillas al identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas .

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que compare las plantillas usando un sistema experto, el cual usa tipos de latidos para realizar la comparación de plantillas.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que clasifique los latidos asociados con las señales de información cardíaca según una forma asociada con los latidos a ser clasificados.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que clasifique los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor que la duración del potencial de acción (APD) mínima y menor que la duración del ciclo máxima.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que clasifique los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o mayor que la duración del ciclo máxima.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que modifique el vector de vía de ondas usando al menos una de las siguientes: forma del latido, polaridad del latido y emanación radial/rotativa circundante .

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine la ventana de aceptación usando un sistema experto, que usa al menos uno de los siguientes: duración del potencial de acción, duración del ciclo y ángulo de fibra, para determinar la ventana de aceptación.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine los inicios de la activación usando un sistema experto que comprende formas de ondas .

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase.

En un aspecto de la invención, se proporciona un soporte magnético que comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente al: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio identificable de la activación, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza media; computar un vector entre al menos dos inicios de la activación de los latidos detectables identificados en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía de ondas atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

En algunas realizaciones, se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático a: determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el segundo intervalo de tiempo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo determinado, de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable.

En un aspecto de la invención, se proporciona un soporte magnético que comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que determine un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo al: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde el vector atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal del canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

En algunas realizaciones, se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático a: determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en la señal del canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el segundo intervalo de tiempo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables; adelantar el segundo intervalo de tiempo en la señal de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; y conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: al menos, un dispositivo informático; dicho dispositivo informático recibe señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico comple o; dicho dispositivo informático clasifica las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector que conecte al menos dos inicios de la activación detectables ; dicho dispositivo informático ordena los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; dicho dispositivo informático genera los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

Dicho dispositivo informático puede determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando una ventana de aceptación.

En algunas realizaciones, el trastorno rítmico complejo no incluye ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes. En otras realizaciones, el trastorno rítmico complejo no incluye ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca.

Dicho dispositivo informático puede clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja usando al menos uno de los siguientes: inicio de activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dV/dt máximo, comparación de plantillas y amplitud.

Dicho dispositivo informático puede determinar la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de la fibra y factores anatómicos .

Dicho dispositivo informático puede eliminar las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca y filtrar las señales de información cardíaca.

Dicho dispositivo informático puede ignorar al menos una de las señales de información cardíaca usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas y amplitud.

Dicho dispositivo informático puede realizar comparación de plantillas al identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas.

El sistema puede incluir además un sistema experto para realizar la comparación de plantillas.

Dicho dispositivo informático puede clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca según una forma asociada con los latidos a ser clasificados.

Dicho dispositivo informático puede clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor o igual que la duración del potencial de acción (APD) mínima y menor o igual que la duración del ciclo máxima.

Dicho dispositivo informático puede clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o mayor que la duración del ciclo máxima.

Dicho dispositivo informático puede modificar el vector de vía de ondas usando al menos una de las siguientes: forma del latido, polaridad del latido y emanación radial/rotativa circundante .

El sistema puede incluir además un sistema experto para determinar la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: duración del potencial de acción, duración del ciclo y ángulo de fibra.

El sistema puede incluir además un sistema experto para determinar los inicios de la activación usando formas de ondas .

Dicho dispositivo informático puede determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase.

Dicho dispositivo informático puede determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja al conciliar los inicios de la activación determinados usando al menos dos de los siguientes : vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente, y dicho sistema comprende: al menos, un dispositivo informático configurado para: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio de la activación identificable, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza baja; computar un vector entre al menos dos inicios de la activación de los latidos detectables identificados en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía de ondas atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano a la vía de ondas computada para el latido no detectable.

Dicho dispositivo informático se puede configurar además para : determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo determinado, de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: al menos, un dispositivo informático configurado para: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de la activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía de ondas atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo definido indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal del canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

Dicho dispositivo informático se puede configurar además para : determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en la señal del canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables; adelantar el segundo intervalo de tiempo en la señal de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; y conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: al menos, un dispositivo de almacenamiento; al menos, un dispositivo informático acoplable, desde el punto de vista operativo, a dicho dispositivo de almacenamiento ; dicho dispositivo informático recibe señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; dicho dispositivo informático clasifica las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector que conecte al menos dos inicios de la activación detectables ; dicho dispositivo informático ordena los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; dicho dispositivo informático genera los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

Dicho dispositivo informático puede clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja usando al menos uno de los siguientes: inicio de activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dv/dt máximo, comparación de plantillas y amplitud. Dicho dispositivo informático puede determinar la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes : APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de fibra y factores anatómicos .

Dicho dispositivo informático puede eliminar las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardiaca y puede además filtrar las señales de información cardiaca.

En algunas realizaciones, dicho dispositivo informático puede clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor o igual que la duración del potencial de acción (APD) mínima y menor o igual que la • duración del ciclo máxima. En otras realizaciones, dicho dispositivo informático clasifica los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o mayor que la duración del ciclo máxima.

El sistema puede incluir también un sistema experto para determinar la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: duración del potencial de acción, duración del ciclo y ángulo de fibra.

El sistema puede incluir también un sistema experto para determinar los inicios de la activación usando formas de ondas. Dicho dispositivo informático puede determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase.

Dicho dispositivo informático puede determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja al conciliar los inicios de la activación determinados usando al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente, y dicho sistema comprende: al menos, un dispositivo de almacenamiento; al menos, un dispositivo informático acoplable al dispositivo de almacenamiento, y dicho dispositivo informático está configurado para: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio de la activación identificable, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza baja; computar un vector entre al menos dos inicios de la activación de los latidos detectables identificados en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía de ondas atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo definido indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

Dicho dispositivo informático se puede configurar además para : determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: al menos, un dispositivo de almacenamiento; al menos, un dispositivo informático acoplable a dicho dispositivo de almacenamiento, y dicho dispositivo informático está configurado para: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de la activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde el vector definido atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal de del canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

Dicho dispositivo informático se puede configurar además para : determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en la señal del canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el segundo intervalo de tiempo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables; adelantar el segundo intervalo de tiempo en la señal de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; y conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir la información cardiaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: un catéter que comprende una pluralidad de sensores; al menos un dispositivo informático acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores durante el trastorno rítmico complejo; dicho dispositivo informático recibe señales de información cardíaca de la pluralidad de sensores; dicho dispositivo informático clasifica las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector que conecte al menos dos inicios de la activación detectables ; dicho dispositivo informático ordena los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; dicho dispositivo informático genera los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

En algunas realizaciones, el trastorno rítmico complejo puede no incluir ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes. En otras realizaciones, el trastorno rítmico complejo no comprende ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca.

Dicho dispositivo informático puede determinar la ' ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes : APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de fibra y factores anatómicos .

El sistema puede incluir un sistema experto para realizar la comparación de plantillas.

Dicho dispositivo informático puede clasificar los latidos asociados con las señales de información cardiaca según una forma asociada con los latidos a ser clasificados.

El sistema puede incluir un sistema experto para determinar la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: duración del potencial de acción, duración del ciclo y ángulo de fibra.

El sistema puede incluir también un sistema experto para determinar los inicios de la activación usando formas de ondas .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente, y dicho sistema comprende: un catéter que comprende una pluralidad de sensores; al menos, un dispositivo informático acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores, y dicho dispositivo informático está configurado para: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio de la activación identificable, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza baja; computar un vector entre al menos dos inicios de la activación de los latidos detectables identificados en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía de ondas atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo definido indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano a la vía de ondas computada para el latido no detectable.

Dicho dispositivo informático se puede configurar además para : determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el segundo intervalo de tiempo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: un catéter que comprende una pluralidad de sensores; al menos, un dispositivo informático acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores, y dicho dispositivo informático está configurado para: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de la activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía del vector definido atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo definido indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal del canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

En un aspecto de la invención, se proporciona un ensamblaje para facilitar la reconstrucción de la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho ensamblaje incluye: un catéter que comprende una pluralidad de sensores adaptados para proporcionar señales de información cardíaca; y un soporte magnético adaptado para ser acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores; dicho soporte magnético incluye instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo al: recibir señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector que conecte al menos dos inicios detectables de la activación; ordenar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando una ventana de aceptación.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de la fibra y factores anatómicos . Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que elimine las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca y filtre las señales de información cardíaca.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que compare las plantillas al identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase .

En un aspecto de la invención, se proporciona un ensamblaje para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente, y dicho ensamblaj e comprende : un catéter que comprende una pluralidad de sensores para recibir señales cardíacas; y un soporte magnético acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores; dicho soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un procesador, ordenan al procesador a: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio de la activación identificable, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza baja; computar un vector entre al menos dos inicios de la activación de los latidos detectables identificados en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde el vector definido atraviesa el latido no detectable, en donde' el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenarle al procesador a: determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable.

En un aspecto de la invención, se proporciona un ensamblaje para determinar un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo, y dicho ensamblaje incluye: un catéter que comprende una pluralidad de sensores para recibir señales cardíacas; y un soporte magnético acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores; dicho soporte magnético incluye instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un procesador, ordenan al procesador a: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de la activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde la vía de ondas atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo definido indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal del canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenarle al procesador a: determinar un segundo intervalo entre los latidos detectables en la señal del canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo tiempo de activación de los respectivos latidos detectables; adelantar el segundo intervalo de tiempo en la señal de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; y conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: un dispositivo informático; y un soporte magnético adaptado para ser acoplable, desde el punto de vista operativo, al dispositivo informático; dicho soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por el dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo al: recibir señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos un vector que conecte al menos dos inicios de la activación detectables; ordenar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que determine la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de fibra y factores anatómicos .

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que elimine las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca y además filtre las señales de información . cardíaca. Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que ignore al menos una de las señales de información cardíaca usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas y amplitud.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenar al dispositivo informático que compare las plantillas usando un sistema experto para realizar la comparación de plantillas.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo recibidas a través de una pluralidad de canales del corazón de un paciente, y dicho sistema comprende: un dispositivo informático; y un soporte magnético adaptado para ser acoplable, desde el punto de vista operativo, al dispositivo informático; dicho soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por el dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático a: clasificar canales de confianza alta que incluyen al menos un porcentaje predeterminado de latidos detectables de un total de latidos, en donde cada latido detectable tiene un inicio de la activación identificable, y canales de confianza baja que incluyen una primera serie de latidos detectables y una segunda serie de latidos no detectables, en donde cada latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con posibles inicios de la activación, en tanto que la primera serie de latidos detectables está por debajo del porcentaje predeterminado; identificar una pluralidad de latidos detectables en canales de confianza alta que son adyacentes a un canal de confianza baja, en donde los latidos detectables en los canales de confianza alta corresponden a un latido no detectable en el canal de confianza baja; computar un vector entre al menos dos inicios de la activación de los latidos detectables identificados en los canales adyacentes a través del latido no detectable en el canal de confianza baja; definir un intervalo de tiempo asociado con el latido no detectable sobre una región donde el vector computado atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo indica qué tan temprano se puede activar el latido no detectable en base a un latido anterior en el canal de confianza baja que tiene un inicio de la activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una métrica predeterminada; y seleccionar un posible inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenarle al dispositivo informático a: determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en el canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables en el canal de confianza baja; adelantar el segundo intervalo de tiempo de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar un tiempo de activación en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: un dispositivo informático; y un soporte magnético adaptado para ser acoplable, desde el punto de vista operativo, al dispositivo informático; dicho soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por el dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático a: identificar al menos dos latidos detectables en las señales de canales de confianza alta que sean adyacentes al canal de confianza baja, en donde los latidos detectables corresponden a un latido no detectable en una señal de un canal de confianza baja, y el latido no detectable tiene una pluralidad de desviaciones y períodos quiescentes asociados con un posible inicio de la activación; computar un vector entre los inicios de la activación de los latidos detectables a través del latido no detectable; definir una ventana de intervalo de tiempo asociada con el latido no detectable sobre una región donde el vector computado atraviesa el latido no detectable, en donde el intervalo de tiempo definido indica qué tan temprano se puede activa el latido no detectable en base a un latido anterior en la señal del canal de confianza baja que tiene un inicio de activación seleccionado o determinado y qué tan tarde puede terminar el latido no detectable en base a por lo menos una propiedad predeterminada; y seleccionar un inicio de la activación durante el intervalo de tiempo definido que esté más cercano al vector computado para el latido no detectable.

El posible inicio de activación se selecciona en asociación con una desviación o un período quiescente durante el intervalo de tiempo definido.

Se pueden proporcionar instrucciones para ordenarle al dispositivo informático á: determinar un segundo intervalo de tiempo entre los latidos detectables en la señal del canal de confianza baja que ocurren antes del latido no detectable, en donde el intervalo se extiende desde un primer inicio de la activación hasta un segundo inicio de la activación de los respectivos latidos detectables ; adelantar el segundo intervalo de tiempo en la señal de forma tal que el primer inicio de la activación se aproxima al inicio de la activación del latido anterior; y conciliar el inicio de la activación seleccionado con el segundo inicio de la activación para obtener un inicio de la activación concillado; y actualizar el inicio de la activación seleccionado con el inicio de la activación concillado para el latido no detectable .

En un aspecto de la invención, se proporciona un método para determinar los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, y dicho método incluye: recibir señales cardíacas de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; y determinar, mediante un dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con los latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes : un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación.

En un aspecto de la invención, se proporciona un soporte magnético que comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que determine los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo al: recibir señales cardíacas de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; y determinar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con los latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes : un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye : al menos, un dispositivo informático; dicho dispositivo informático recibe señales cardíacas de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con los latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes: un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye : al menos, un dispositivo de almacenamiento; al menos, un dispositivo informático acoplable, desde el punto de vista operativo, a dicho dispositivo de almacenamiento; dicho dispositivo informático recibe señales cardíacas de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con los latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes: un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye : un catéter que comprende una pluralidad de sensores; al menos, un dispositivo informático acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores; dicho dispositivo informático recibe señales cardíacas de la pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con los latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes: un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación.

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para un ensamblaje para determinar los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, y dicho ensamblaje incluye: un catéter que comprende una pluralidad de sensores adaptados para proporcionar señales cardíacas durante el trastorno rítmico complejo; y un soporte magnético adaptado para ser acoplable, desde el punto de vista operativo, a un dispositivo informático; dicho soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por el dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que determine los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, al determinar los inicios de la activación asociados con latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes: un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación .

En un aspecto de la invención, se proporciona un sistema para determinar los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: un dispositivo informático; y un soporte magnético adaptado para ser acoplable, desde el punto de vista operativo, al dispositivo informático; dicho soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por el dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que determine los inicios de la activación de latidos no detectables en un trastorno rítmico complejo, al determinar los inicios de la activación asociados con latidos no detectables usando al menos uno de los siguientes: un vector de vía de ondas y una ventana de aceptación.

Deberá entenderse que cualquiera de los componentes, operaciones, pasos o realizaciones que anteceden no se limitan al orden específico de la invención y pueden usarse en cualquier combinación.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS Los dibujos son parte de la presente memoria descriptiva e incluyen realizaciones ejemplares de la invención, que pueden incorporarse de diversas formas. Deberá entenderse que, en algunos casos, diversos aspectos de la invención podrán mostrarse exagerados o agrandados para facilitar la comprensión de la invención.

La figura 1 es una representación del corazón donde se muestra el uso de sensores, el catéter de ablación y los componentes de procesamiento electrónico de la presente invención, que procesa señales del corazón y las ordena de acuerdo con la invención.

La figura 2 muestra el diseño de un aparato sensor de la presente invención que detecta bioseñales para una amplia área de la cavidad cardíaca a baja resolución, y para un área más pequeña, a alta resolución.

La figura 3 muestra el diseño de otro aparato sensor de la presente invención que detecta bioseñales para una amplia área de la cavidad cardíaca a baja resolución, y para un área más pequeña, a alta resolución.

La figura 4 muestra el diseño de otro aparato sensor de la presente invención que detecta bioseñales para una amplia área de la cavidad cardíaca a baja resolución, y para un área más pequeña, a alta resolución.

La figura 5 ilustra algunos tipos de señales del corazón a ser analizadas por la invención, y define algunos términos seleccionados, entre ellos, inicio de la activación, fin de la activación e intervalo diastólico. La figura 6 es un diagrama de flujo que muestra el análisis de señales en múltiples lugares para identificar y ubicar las causas de los trastornos del ritmo biológico de acuerdo con la presente invención.

La figura 7 muestra una realización de la invención que representa el cálculo de las curvas de frecuencia-comportamiento (restitución) para las señales humanas, con la inserción de patrones fisiológicos en algunos casos.

La figura 8 muestra que la frecuencia-respuesta (restitución) de la duración del potencial de acción monofásico humana puede diferir cuando se mide entre ritmos electroestimulados y la fibrilación auricular.

La figura 9 muestra la asignación directa de fase.

La figura 10 es un diagrama de flujo de una realización, donde se muestra cómo se pueden emplear las señales detectadas y los datos almacenados en una base de datos para crear y usar un mapa de probabilidad para mejorar la claridad para identificar y ubicar las causas de un trastorno del ritmo biológico.

La figura 11 es un ejemplo de uso de la invención en un hombre de 47 años. Se muestra una selección de señales (electrogramas ) desde dentro de la aurícula izquierda y derecha y el seno coronario de un paciente con fibrilación auricular que se presenta para someterse a la terapia.

La figura 12 muestra los resultados de usar el método y el sistema de la invención, que identificaron un rotor eléctrico y lo localizaron en la aurícula derecha. Se observa que el trayecto de la activación gira alrededor de una región central. También se muestra la región central en la geometría auricular de este paciente como un punto negro en la pared lateral de la aurícula derecha.

La figura 13 muestra que, durante la ablación directa de la región central identificada en la figura 12 durante menos de 6 minutos, la fibrilación auricular se enlentenció y terminó en un ritmo normal (ritmo sinusal) , por lo que se demuestra que se había ubicado y tratado con éxito la causa de la fibrilación auricular.

La figura 14 muestra que, luego de que la fibrilación auricular había terminado, no fue posible reiniciarla incluso al electroestimular la aurícula muy rápidamente (duración del ciclo: 230 ms, equivalente a más de 260 latidos/min) . Se bloqueó una electroestimulación a un ritmo más rápido (no se estimuló la aurícula) .

La figura 15 muestra otros ejemplos de pacientes con causas localizadas de fibrilación auricular humana detectadas con esta invención. Los rotores eléctricos se muestran en dos pacientes en la aurícula izquierda. A nuestro leal saber y entender, estas son las primeras demostraciones reales de la existencia de rotores eléctricos en la fibrilación auricular humana .

La figura 16 muestra otro ejemplo de una causa de latido focal localizado de fibrilación auricular en un paciente de 56 años de edad. La figura muestra una causa de latido focal en la aurícula izquierda, donde la trayectoria de la activación muestra que la activación emana radialmente a partir de ese lugar. La ablación en esta ubicación también erradicó la fibrilación auricular.

Las figuras 17A-17C muestran un método para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo, recibidas de una pluralidad de canales del corazón de un paciente.

La figura 18 muestra una serie de potenciales de acción reconstruidos y una falla de los potenciales de acción reconstruidos que corresponde a un inicio de la activación detectado .

La figura 19A muestra una pluralidad de señales variables con el tiempo, que se obtuvieron de sensores que reciben actividad cardíaca (eléctrica) del corazón de un paciente durante un trastorno rítmico complejo (fibrilación auricular) . Se observan las múltiples desviaciones presentes en varias señales y las características variables de las señales incluso en la ubicación de un mismo sensor, lo que dificulta la determinación del inicio de cada señal.

La figura 19B muestra solo esa porción de la actividad eléctrica dentro de la ventana resaltada en la figura 19A.

La figura 19C muestra una vista ampliada de una señal, de la cual se excluye la detección de la señal porque queda comprendida dentro de la duración del potencial de activación (APD) ajustada por la frecuencia, y por lo tanto, se considera un defecto. La figura 19D es una representación bidimensional de las posiciones de los sensores cardíacos, que proporciona un cuadro en la aurícula de un paciente.

La figura 20A muestra ejemplos de diversos métodos para detectar latidos, determinando los inicios de la activación e ignorando el ruido en las señales cardíacas variables con el tiempo que se muestran en las figuras 19A y 19C.

La figura 20B muestra señales de un canal de confianza baja.

La figura 20C muestra señales de canales complejos y de confianza baja, en los cuales las formas de las señales de latidos individuales varían ampliamente de un latido a otro, y por lo tanto, el inicio de la activación es muy difícil de determinar .

Las figuras 21A y 2 IB proporcionan detalles adicionales a los indicados en las figuras 19BA y 19D, respectivamente, para definir un método para determinar los inicios de la activación de latidos de clase B usando vectores.

Las figuras 22A-22C muestran imágenes de las vías de ondas reconstruidas en la fibrilación de los inicios de la activación seleccionados, de acuerdo con los métodos y sistemas descritos en la presente.

La figura 23A muestra una representación bidimensional de una matriz de sensores, que se muestran como puntos o posiciones de electrodos superpuestos en una superficie auricular cardíaca.

La figura 23B muestra señales cardíacas variables en el tiempo obtenidas de nueve (9) de los electrodos o sensores cardíacos representados en la figura 23A.

La figura 23C muestra el resultado de etiquetar inicios de la activación para latidos en cada una de las señales sin procesar representadas en la figura 23B de acuerdo con los sistemas y métodos descritos en la presente.

La figura 23D muestra una reconstrucción de la duración del potencial de activación (APD) , que comienza en los inicios de la activación determinados en la figura 19A y se extiende por un tiempo especificado o se debilita posteriormente .

La figura 24A muestra un ejemplo obtenido de las señales sin procesar representadas en la figura 23B usando métodos convencionales conocidos en la técnica.

La figura 24B muestra un ejemplo derivado del etiquetado de inicios de la activación en la figura 23C, en la cual se muestra un rotor.

La figura 24C muestra una imagen en la que se usan los tiempos de activación etiquetados, determinados en la figura 23C y la duración del potencial de activación reconstruida, determinada en la figura 23D, para definir la intersección entre una línea de despolarización. Esta intersección es el centro del rotor, donde se puede efectuar la terapia para tratar el trastorno rítmico.

La figura 25 es un diagrama de bloque de un sistema informático de acuerdo con las realizaciones descritas.

DESCRIPCIÓN DETALLADA Definiciones Corresponderán las siguientes definiciones a los efectos de esta invención: "Detectar" o "diagnosticar" : los términos "detectar" y "diagnosticar" referidos a un trastorno rítmico se usan indistintamente en esta solicitud.

"Tiempo de activación" se refiere al tiempo de inicio de la activación para una determinada señal cardíaca. "Duración del tiempo de activación" se refiere al período de tiempo y la forma de onda de la señal entre los tiempos de inicio y finalización de la activación para la señal de un determinado latido cardíaco. "Intervalo diastólico" es el período de tiempo desde la finalización de la activación del latido anterior al inicio de activación del latido actual (figura 3) .

"Trayectoria de la activación" se refiere al orden del inicio del tiempo de activación en las ubicaciones de los sensores para crear un patrón único detectable, por ejemplo, un patrón rotacional alrededor de una región central, que indica un rotor, un patrón que emana radialmente desde una región central, que indica una causa de latido focal, o un patrón dispersado, que requiere un posterior muestreo de señales y repetición de los pasos de análisis anteriores.

"Identificar y ubicar" se refiere al proceso de detectar la presencia de una causa localizada o dispersa de un trastorno del ritmo cardíaco, y luego ubicar dicha causa en relación con la ubicación de los sensores o en relación con posiciones anatómicas conocidas en el corazón.

"Trastorno del ritmo cardíaco" se refiere a un ritmo anormal, que suele requerir tratamiento. Incluye, entre otros, ritmos rápidos de la cavidad superior del corazón (aurícula) , tales como la activación rápida y anormal del nodulo sinusal normal (taquicardia sinusal inapropiada o reentrada en el nodulo sinusal) , taquicardia auricular, taquicardia supraventricular, aleteo auricular, latidos o complejos auriculares prematuros y los ritmos complejos de fibrilación auricular y determinadas formas de aleteo auricular atípico. Los ritmos rápidos también pueden ocurrir en la cavidad inferior del corazón (ventrículos) , por ejemplo, taquicardia ventricular, fibrilación ventricular, Torsades de pointes y latidos o complejos ventriculares prematuros. Los trastornos del ritmo cardíaco también pueden ser lentos, por ejemplo, bradicardia sinusal, bradicardia auricular ectópica, bradicardia de la unión, bloqueo atrioventricular y ritmo idioventricular . "Causa de un trastorno del ritmo cardíaco o biológico", que se usa indistintamente como "origen de un trastorno del ritmo cardíaco o biológico", en esta solicitud, se refiere, entre otros, a un patrón rotacional de la secuencia de activación alrededor de una región central, lo que indica un rotor, un patrón que emana radialmente de una región central, lo que indica una causa de pulsación focal, o un patrón dispersado. En esta invención, cuando se detecta una causa dispersada, el muestreo de señales se extiende a múltiples ubicaciones adicionales y se repiten los pasos de detección y análisis de la invención. Estas causas son directamente responsables por la continuidad del trastorno del ritmo cardíaco.

"Sensor", que se usa indistintamente como "electrodo", se refiere a un aparato para detectar y transmitir señales del corazón o hacia el corazón.

Antes del descubrimiento de la presente invención, no se habían identificado las causas de los trastornos del ritmo biológico humano, y en particular, los trastornos del ritmo cardíaco. La presente invención representa la primera instancia conocida en donde se describe un método para detectar, diagnosticar y posteriormente tratar de forma eficaz las causas que generan, perpetúan e impulsan los trastornos biológicos humanos, de una manera precisa y mínimamente invasiva. Este método le permite al médico centrarse en estas causas para modificarlas o eliminarlas erradicando así el trastorno. Si bien una realización preferida es para procedimientos mínimamente invasivos para trastornos del ritmo cardíaco, la invención también puede aplicarse a la terapia quirúrgica, y para trastornos de generación o propagación de impulsos eléctricos, tal como el cerebro, el sistema nervioso central (donde puede ubicar causas de la epilepsia o convulsiones) , el sistema nervioso periférico (donde puede detectar tumores) , el músculo esquelético y el músculo liso, tal como el tracto gastrointestinal, la vejiga y el útero. De acuerdo con una realización de la invención, se describe un aparato para tomar muestras de señales, por ejemplo, un dispositivo sensor, tal como un catéter electrodo, de múltiples ubicaciones dentro de un órgano humano, tal como el corazón humano, a resoluciones espaciales y campos de vista variables, estando el aparato configurado para alterar la cantidad de canales de detección según corresponda.

De acuerdo con una realización de la invención, se describe un método para identificar y ubicar rotores eléctricos, latidos focales y otras causas de los ritmos cardíacos, lo que incluye ritmos complejos, tales como fibrilación auricular, fibrilación ventricular y taquicardia ventricular polimórfica.

Las realizaciones de la invención pueden usar procesos y métodos de software, tales como ordenar la secuencia de activación para crear una trayectoria de activación, tal como la transformada de Hilbert, otros métodos de retraso de fase, análisis de coherencia espacial y otros métodos.

En una realización de la invención, se almacenan los datos recabados por los sensores y analizados en una base de datos que se actualiza automáticamente. Esta base de datos se usa para asistir al médico en el diagnóstico y la detección de causas focalizadas, o para clasificar un patrón de causas de los trastornos rítmicos. Esto puede adoptar la forma de un mapa de distribución de probabilidad de causas en pacientes con características específicas.

De acuerdo con otra realización de la invención, se proporciona un aparato para mostrar las causas del ritmo biológico en un formato que puede ayudar al médico en el tratamiento. Por ejemplo, puede conectarse una pantalla de visualización con un procesador para permitir visualizar el trayecto de la activación y para facilitar la ubicación visual del centro de un rotor, origen focal u otra causa del trastorno. También se pueden usar formatos de audio solos o en combinación con el formato visual. Por ejemplo, además o en lugar de la representación visual de la causa, por ejemplo, que el centro pueda ser identificado visualmente, las coordinadas de la causa y su centro se pueden proporcionar el usuario mediante indicaciones auditivas con respecto a la ubicación y causa del trastorno. La representación visual es particularmente deseable, ya que proporciona al médico una representación clara de la causa y brinda una referencia para identificar el centro de la causa, que facilita enormemente la selección del tratamiento.

Por ejemplo, una representación visual del rotor o latido focal en sí permite al médico determinar con precisión dónde debe dirigir el catéter de ablación u otro tratamiento.

De acuerdo con otra realización de la invención, una vez que se identifica la causa del trastorno, se puede usar un dispositivo o método de tratamiento para modificar o destruir el lugar de una causa identificada y localizada, con el fin de tratar o eliminar el trastorno rítmico. Los ejemplos no limitantes de dispositivos y métodos de tratamiento incluyen el uso de energía destructiva (ablación) , por ejemplo, mediante catéteres de ablación, métodos de ablación quirúrgica, extirpación quirúrgica, o usando dispositivos dentro del corazón, por ejemplo, conductores implantados u otros dispositivos físicos, energía de estimulación (electroestimulación) , administración directa de agentes farmacológicos, terapia celular u otras técnicas de intervención. En una realización, un catéter capaz de detectar señales del cuerpo, y en particular, del corazón, puede incluir también una modalidad de tratamiento, tal como la capacidad de administrar energía de ablación, energía de estimulación, terapia farmacológica, terapia celular, tal como células madre o terapia de genes, u otras modalidades de tratamiento. Por lo tanto, se puede emplear dicho catéter tanto en la detección como en el tratamiento del trastorno.

La presente invención es particularmente adecuada para la detección, diagnóstico y tratamiento de trastornos complejos del ritmo cardiaco, por ejemplo, fibrilación ventricular, taquicardia ventricular polimorfica, Torsades de pointes y fibrilación auricular, en los que, una vez que la causa localizada se identifica y ubica con precisión, se puede implementar una ablación exacta y directa en ella. Tal como se explica anteriormente, previamente no era posible la identificación y ubicación física de la causa, y por lo tanto, era extraordinariamente difícil incluso para los médicos más experimentados tratar con éxito los trastornos, mucho menos mejorarlos sustancialmente o eliminarlos. Además de buscar la causa y tratar posteriormente los trastornos complejos del ritmo cardíaco, la presente invención también se puede aplicar para ayudar a diagnosticar y tratar ritmos "simples" que emanan de un único sitio al acelerar y simplificar el análisis del médico. En el caso de los trastornos del ritmo cardíaco, dichos trastornos simples incluyen las taquicardias auriculares focales, taquicardias auriculares multifocales (MAT) , reentrada en el nodulo sinusal o taquicardia sinusal inapropiada (VT) , complejos auriculares prematuros (PAC) y complejos ventriculares prematuros (PVC) .

La invención incluye un proceso y un sistema para recopilar datos, que incluyen dispositivos de detección y sistemas de registro. Los datos recopilados incluyen al menos la ubicación de cada sensor, que transmite una o más señales, y el tiempo de inicio en que ocurre cada señal de activación o duración del tiempo de activación. El procesador recibe esta información y ordena secuencialmente los tiempos de inicio de la activación. El resultado de este cómputo es la creación de una trayectoria de activación que crea un patrón único para el patrón e indica la ubicación y el tipo de causa del trastorno, es decir, si es un rotor, una causa focal o un patrón disperso, o sea, una causa no localizada, luego de lo cual se requiere recopilar más datos de un área diferente del corazón u otra región del cuerpo. Una vez que los datos se ordenan de esta manera, se crea una trayectoria de activación que puede representarse visualmente en una pantalla para mostrar, en el caso de un origen de rotor, el patrón rotacional real del rotor, de modo tal que el centro del rotor es aparente visualmente y se puede identificar fácilmente, y por lo tanto, tratarse. Vale decir lo mismo para la representación de un origen que emana radialmente, tal como un latido focal . El ordenamiento secuencial de los tiempos de inicio de la activación en cada sensor permite la ubicación de los trastornos rítmicos focales, de modo tal que el centro focal se puede ubicar fácilmente en la pantalla visual para lograr un tratamiento dirigido y preciso. De forma deseable, los orígenes o causas del ritmo se muestran durante un período de tiempo para permitirle al médico observar plenamente el punto causal o el área, y poder realizar una evaluación confiable con respecto al tratamiento adecuado de la ubicación causal. En una realización, los datos y/o las representaciones visuales de los datos procesados (una "película" de la trayectoria de la activación) esclarece el patrón único de la causa del trastorno rítmico. La información almacenada le permite al médico consultar patrones anteriores para contribuir a mejorar la' identificación, localización y tratamiento de causas similares. En algunos casos, dicha información almacenada permite la extrapolación de los datos medidos en tiempo real para proporcionar modelos predictivos o para aclarar determinados patrones medidos usando patrones conocidos similares.

Una realización adicional de la invención proporciona un proceso y un sistema para el tratamiento de dichas causas, a menudo, mediante la modificación o destrucción del tejido donde reside la causa. En sexto lugar, una realización preferida permite que la invención sea usada en un modo "desconectado" de revisión no en tiempo real, en lugar de directamente durante un procedimiento para tratar a un paciente .

El proceso y el sistema de la invención se pueden usar para localizar las fuentes (es decir, buscar la ubicación física de la causa) de la generación o propagación de impulsos eléctricos anormales en el cerebro o el sistema nervioso central usando el electroencefalograma u otro índice para guiar la terapia invasiva (cirugía) o irradiación de haces externos para identificar y tratar convulsiones o focos epilépticos, o tumores focales (malignos u otros) . La invención también se puede usar para identificar las fuentes de la propagación de impulsos anormales en el músculo estriado (tal como una lesión en el músculo esquelético) , el sistema gastrointestinal (tal como el espasmo esofágico) , y los sistemas urogenital y respiratorio. Asimismo, la invención se puede usar para detectar tumores (malignos u otros) en cualquier sistema corporal. La invención también tiene aplicaciones fuera de la medicina, tal como ubicar la fuente de' un evento sísmico o para buscar fuentes de energía en serie con métodos, tales como radares o sonares.

La invención tiene diversos aspectos con respecto a su proceso y sistema para llevar a cabo el proceso. A modo de ejemplo y de modo no taxativo, en un aspecto de la invención, se detectan señales de varios lugares en un órgano en el trastorno rítmico, alternando el espacio entre los sensores para optimizar la claridad de dicha detección. Una realización particularmente deseable también registra estas señales del corazón, u otra parte del cuerpo, durante un trastorno rítmico, y las almacena en una base de datos. La ubicación de cada sensor asociado con una señal específica, así como los tiempos de inicio de la activación en cada sensor, se transmiten a un procesador para su análisis, que incluye el orden secuencial para formar la trayectoria de activación que identifica la causa del trastorno y su ubicación específica en el cuerpo. La creación de una base de datos de causas, que se puede actualizar manual o automáticamente, permite acceder a la base de datos para contribuir a la identificación y localización de las causas del trastorno. Esto se usa cuando la recopilación de datos en el paciente es de calidad limitada, para comparar el patrón en un paciente con ritmos registrados previamente en el paciente para determinar si el ritmo es el mismo o es diferente, o para comparar el patrón en un paciente al patrón de otro paciente, por ejemplo, uno con características clínicas similares. Los datos almacenados previamente de un caso anterior · se pueden usar para ayudar a identificar, ubicar y mostrar causas del trastorno rítmico en un caso actual .

Es extremadamente útil para el médico percibir visualmente los orígenes del trastorno, porque le sirve como guía visual para la existencia y ubicación de la causa, y facilita el posterior tratamiento dirigido y preciso para mejorar o eliminar el trastorno rítmico.

En otros aspectos de la invención, los datos previamente almacenados de otro caso se pueden usar para identificar, ubicar y mostrar las causas del trastorno rítmico en un caso actual. Esto luego se puede usar para planificar el uso de esta invención en un procedimiento futuro.

Descripción de componentes, módulos y dispositivos útiles La figura 1 muestra un esquema de diversos componentes útiles (módulos) que se pueden usar en el proceso y sistema de la invención. Los módulos pueden estar separados entre sí y comunicarse de forma cooperativa para prestar su función, o uno o más de ellos pueden estar integrados entre sí o contenidos en el procesador, de modo que el sistema tiene menos unidades de hardware independientes . La figura 1 muestra una realización que permite ubicar la causa de un trastorno durante un procedimiento percutáneo mínimamente invasivo, u otros procedimiento, tal como usar un electrocardiograma superficial, un magnetocardiograma, un ecocardiograma y/o mediciones Doppler de ultrasonido, radiación electromagnética, ondas sonoras, microondas o cambios de impedancia eléctrica.

En la figura 1, los eventos eléctricos en el corazón se registran con electrodos de detección. Estos electrodos pueden ser catéteres (20) ubicados dentro de la cavidad o vasculatura del corazón, lo que incluye catéteres de registro diseñados especialmente y que se muestran en las figuras 2 - 4 . Los electrodos también pueden ser extensiones de los conductores de un marcapasos o desfibrilador cardioversor implantado, catéteres usados para registrar los potenciales de acción monofásicos u otras señales, que generalmente llegan a través de la vena cava ( 20 -21 ) o el seno coronario ( 22 ) . Por lo tanto, si bien son particularmente útiles en la invención, el proceso y el sistema de la invención no necesitan emplear los catéteres especializados de las figuras 2 - 4 , ya que se puede emplear cualquier catéter o dispositivo de detección dentro o fuera del cuerpo que sean capaces de transmitir con exactitud los tiempos de activación y la ubicación de su ocurrencia.

Los electrodos ( 23 ) pueden tomar registros de la superficie epicárdica o pericárdica del corazón, accediendo a través de los electrodos ( 21 ) en el seno coronario, a través de los electrodos ( 23 ) en el espacio pericárdico u otras rutas . Los electrodos se pueden ubicar en la proximidad de los nervios que abastecen al corazón ( 15 ) , que pueden ubicarse en la aurícula y ventrículos izquierdos. Los electrodos pueden ser electrodos virtuales (computados) de un sistema de mapeo computarizado, electrodos de mapeo de ECG de alta resolución o de rutina ( 30 ) , electrodos implantados debajo o sobre la piel, o derivados de métodos para detectar señales de manera no invasiva sin estar en contacto directo con el corazón o el cuerpo. La información de los electrodos también se puede derivar de electrogramas almacenados en la base de datos ( 160 ) .

Un electrodo ( 25 ) ubicado cerca del corazón se puede usar para modificar o destruir las regiones que están cerca de la causa del trastorno rítmico o en la causa misma. Si el electrodo es un catéter de ablación, se comunica con un generador de energía ( 60 ) . Otros electrodos se pueden comunicar con un controlador ( 40 ) y módulo de electroestimulación ( 50 ) , y de forma deseable, todos se comunican con un controlador de procesos ( 70 ) . La ablación o electroestimulación puede dirigirse a los nervios que abastecen el corazón ( 15 ) , que están ubicados en varios lugares del corazón. Los electrodos de ablación interna se pueden reemplazar con un sistema externo de ablación, tal como sondas externas durante una cirugía, o como en una irradiación dirigida externa o rayo de fotones, como se usa en el tratamiento del cáncer. Asimismo, se puede lograr la modificación de las causas, es decir, el tratamiento de las causas del trastorno, al administrar composiciones farmacéuticas apropiadas, terapia de genes, terapia celular, o al extirpar tejido (en una cirugía o usando dispositivos especializados) .

El controlador de procesos ( 70 ) puede incluir diversos componentes o módulos . Dicho componente o módulo incluye un módulo de muestreo ( 80 ) que es capaz de registrar señales durante el trastorno rítmico, registrando a diversas frecuencias no en el trastorno rítmico (con electroestimulación) , y/o registrando durante frecuencias que estimulan el trastorno del ritmo cardíaco (con electroestimulación u otros métodos) . Se pueden usar amplificadores de señal (no se muestran) para mejorar la claridad y potencia de la señal, y el controlador de procesos también puede asignar de forma inteligente el menor número de amplificadores de registro para detectar de una cantidad suficiente de lugares para identificar y ubicar la causa. Por ejemplo, el sistema puede usar solo 50 - 60 canales de amplificación físicos para registrar desde 128 sensores (por ejemplo, desde dos catéteres multipolares disponibles en el mercado) , al registrar esos 128 sensores en una modalidad de "tiempo compartido" dividiendo el tiempo, o activando sensores individuales o múltiples cerca de una causa del ritmo a la vez que se desactivan otros. Esta funcionalidad de intercambio puede ser efectuada por un componente de intercambio que conecta el dispositivo sensor con el sistema de control electrónico, y que puede realizarse en uno o más componentes . El intercambio puede ser manual o automático determinado, por ejemplo, en dónde radican las causas del trastorno de ritmo cardíaco. El módulo ( 90 ) se conecta con el módulo de electroestimulación para proporcionar ritmos cardíacos adicionales para detectar la bioseñal. Esto es particularmente útil para el modo en tiempo no real (modo 6), descrito en la presente, porque puede estudiar el corazón a diferentes frecuencias cardíacas cuando no se presenta el trastorno del ritmo cardíaco particular que se está diagnosticando y tratando.

El método y el sistema de la invención procesan los datos recabados usando métodos analíticos, que se pueden realizar mediante módulos analíticos. Por ejemplo, en la figura 1, el módulo 100 es la parte I de un "instrumento analítico" . Esta porción del instrumento analítico determina el inicio y finalización para la señal biológica con el transcurso del tiempo, en cada ubicación detectada. Esto se implementa al crear una serie de tiempos de activación (tiempo de inicio) y tiempo de recuperación (tiempo de finalización) durante el ritmo con el transcurso del tiempo (se ilustra en la figura 6) . La señal se representa generalmente como voltaje sobre tiempo (es decir, como una serie volta e-tiempo) . El tiempo de activación se puede procesar de diversas maneras. La manera más simple incluye la asignación manual en cada ubicación. Se puede lograr la asignación automática o calculada usando el cero de la primera derivada para definir máximo o mínimo, cero de la segunda derivada para indicar el recorrido ascendente o descendente máximo, o métodos similares. Los tiempos de inicio y finalización de la activación se pueden asignar cuando la serie de voltaje-tiempo atraviesa el umbral. Otro método posible para asignar los tiempos de activación es usar la comparación de patrones. Por ejemplo, un patrón seleccionado para representar la duración de la activación se puede comparar con la señal en múltiples puntos en el transcurso del tiempo. El momento en que dichos valores de correlación son altos indica recurrencias de dicha plantilla, y por lo tanto, se consideran tiempos de activación. La plantilla usada para este análisis también se puede obtener de datos almacenados en una base de datos, o computados de una estimación de frecuencia para el ritmo en esa ubicación. El registro simultáneo de múltiples sensores puede ayudar a analizar la activación, en particular, para ritmos complejos, tales como fibrilación auricular o fibrilación ventricular, cuando la calidad de la señal puede ser ruidosa, de poca calidad o puede mostrar múltiples componentes en diferentes momentos. Se selecciona una señal de referencia de los registros simultáneos, preferiblemente en una ubicación cercana al canal que se está analizando. Las señales en el canal de referencia se usan para seleccionar la señal o componentes de la señal en el canal que se está analizando. Esto se puede llevar a cabo usando componentes que retienen un tiempo similar con el transcurso del tiempo, usando la comparación de patrones o funciones de correlación, el análisis vectorial u otros métodos. Si se requieren varios métodos, se puede aplicar la heurística, métodos de reconocimiento de patrones y enfoques denominados de "lógica difusa", con la limitación de la patofisiología conocida de la aurícula.

El módulo 110 es la parte II del instrumento analítico que en realidad computa y localiza, es decir, determina la existencia y ubicación de las causas del trastorno del ritmo cardíaco.

Algunas realizaciones de la invención incluyen un "instrumento terapéutico", que puede contener uno o más módulos diseñados para efectuar de forma cooperativa diferentes funciones en el sistema y proceso. Por ejemplo, el módulo 120 en la figura 1 puede ser responsable de determinar el patrón de ubicación y migración de causas del trastorno rítmico dentro del corazón. Este puede ser el primer módulo del motor terapéutico y se usa para computar la ubicación y región espacial que se requiere modificar a fin de tratar o eliminar el trastorno rítmico. El tratamiento se puede realizar al administrar energía de ablación u otros medios, como se describe en la presente, y no es simplemente en un punto o región, si la causa migra durante la ablación. El módulo 130 representa otro módulo del instrumento terapéutico, y de forma deseable, se conecta directamente con el generador de energía para extirpar (destruir) , modificar (extirpar o controlar) o estimular (controlar) el tejido en lugares que probablemente representen las causas . En forma alternativa, el módulo 130 se puede usar para modificar el tejido sin energía destructiva, por ejemplo, al administrar agentes farmacéuticos, o terapia celular o de genes.

El módulo 170 del sistema ilustrado en la figura 1 representa una herramienta para mostrar la identificación o ubicación de las causas visualmente o auditivamente, para ayudar al médico a tratar o eliminar el trastorno rítmico. Por ejemplo, este módulo puede incluir una pantalla que permite la visualización textual, gráfica y/o auditiva del rotor, causa focal u otra causa del trastorno, para que el médico pueda verla claramente. En algunas realizaciones, se presentará en la pantalla una "película" del trastorno detectado. Este clip es una presentación en tiempo real de la causa real y ubicación del trastorno. Por ejemplo, una vez que se realizó el análisis de los datos de acuerdo con el proceso de la invención, es decir, se ordenaron secuencialmente la ubicación de las señales y sus tiempos de inicio de la activación, el resultado de este análisis y cómputo se mostrará en la pantalla en forma de una trayectoria de activación. Si el patrón de la trayectoria de activación supone una serie de activaciones girando alrededor de un centro, entonces se detectó un rotor y éste es de hecho la causa del trastorno. En forma similar, si el patrón de la trayectoria de activación supone una serie de activaciones que emanan radialmente de una región central, entonces se detectó un latido focal y éste es de hecho la causa del trastorno. Por lo tanto, el proceso de la invención permite el descubrimiento directo de la causa del trastorno y la visualización conveniente de la existencia, tipo y ubicación del trastorno para el médico. En caso de que no se detecte un patrón detectable, es decir, que no se localice la trayectoria de activación, puede ser conveniente efectuar un muestreo adicional de señales moviendo las ubicaciones de los sensores y/o activando los sensores ya ubicados. Las muestras de señales adicionales se pueden procesar de acuerdo con la invención y se pueden mostrar en la pantalla. Si la causa se detecta a través del muestreo y procesamiento adicional de los datos, se podrá tomar una decisión con respecto al tratamiento adecuado. En caso de que se detecte una trayectoria de activación dispersa, puede ser recomendable realizar un muestreo adicional hasta que el médico considere suficiente. En algunos casos, el resultado de este proceso detectará la existencia y ubicación de un rotor o un foco que emana radialmente. En otros casos, cuando permanece un patrón dispersado incluso tras la repetición del muestreo y procesamiento, se podrá hacer un diagnóstico descartando el rotor o los latidos focales como la causa. Por lo tanto, la detección de un rotor o un punto focal (latido) será esencialmente una detección y un diagnóstico en forma simultánea, mientras que la ausencia de dicho descubrimiento será un diagnóstico que descarte la presencia de uno u otro como causas del trastorno.

Modo 1. Muestreo de señales (figura 1, referencia 80) .

El muestreo de señales se puede realizar en tiempo real, durante un procedimiento para extirpar o tratar el trastorno rítmico, con antelación para planificar un procedimiento, o posteriormente, para revisar el trastorno. Tal como se establece anteriormente, las señales se recopilan en una o más ubicaciones del órgano usando una variedad de tipos de sensores. Los sensores de contacto deben estar en el contacto más estrecho posible con el tejido. En un modo preferido, los electrodos deben registrar en múltiples sitios simultáneamente o casi simultáneamente. Los trastornos del ritmo cardíaco más acelerados, tales como la fibrilación auricular, tienen duraciones de ciclo > 100 ms, por lo que la adquisición de señal por sustancialmente menos que este tiempo se considera "casi simultánea" . Un modo alternativo de operación permite mover un sensor a sitios secuenciales . La invención se puede usar con cualquier aparato sensor existente .

Si bien se pueden usar una variedad de dispositivos sensores disponibles en el mercado para obtener el muestreo de señales, las realizaciones del dispositivo particularmente útil para el muestreo de señales se muestran en las figuras 2 - 4 . Estos aparatos usan múltiples sensores que se pueden activar o desactivar individualmente, o mover en relación con uno y otro. Esto permite la resolución especial adaptativa, ya que el espacio entre sensores se puede aumentar o disminuir como se desee. Los sensores separados por un gran espacio proporcionan un amplio campo de visión para estudiar el ritmo en una gran porción del órgano (por ejemplo, aurícula izquierda del corazón) . Una vez que se aproxima a la ubicación de la causa, de forma deseable, la configuración se altera para reducir el espacio entre los sensores para obtener una resolución espacial mayor sobre un campo de vista estrecho. Una configuración de sensores separados por menos espacio se prefiere para aplicar energía en una región específica para tratar la causa.

La resolución especial adaptativa es una ventaja importante de diversas realizaciones de la presente invención. Esto se puede lograr moviendo los sensores físicamente. La figura 2 muestra hélices concéntricas (elemento 200 ) , con múltiples elementos de detección (electrodos o sondas) para detectar señales, y en algunos casos, administrar energía u otra terapia de tratamiento (elemento 2 05 ) . Las hélices es án bien separadas cuando las partes del catéter no se despliegan (elemento 210 ) dentro del eje (elemento 215 ) . La rotación y avance del ensamblaje introduce más sondas en la cavidad y reduce el espacio. La figura 3 es otra realización de un catéter sensor de la invención en forma de un catéter giratorio ajustable, con múltiples meridianos (elemento 23 0 ) , cada uno de los cuales contiene múltiples elementos sensores (electrodos o sondas) (elementos 240 ) , también para la detección y en algunos casos, para administrar energía u otra terapia de tratamiento. Mediante una combinación de movimientos giratorios o torsionales a lo largo del eje (elemento 245 ) , tal como se ilustra en las figuras, los meridianos pueden estar más espaciados (elemento 23 0 ) o menos espaciados (elemento 235 ) , es decir, se ajustan espacialmente. La figura 4 muestra otra realización de un catéter sensor de la invención en forma de un diseño de corcho ajustable, con una menor cantidad de meridianos espirales (elemento 260 ) que terminan en un extremo romo no traumático (elemento 270 ) . Tal como las estructuras de diseño en las figuras 2 y 3 , los meridianos de la figura 4 pueden incluir múltiples elementos (electrodos o sondas) (elementos 265 ) . El corcho puede avanzar o retroceder en la cubierta manipulando el eje (elemento 280 ) , para aumentar o disminuir el tamaño del corcho y/o el espacio entre las sondas. Estos diseños se pueden hacer más grandes o más pequeños para adaptarse a órganos más grandes o pequeños (por ejemplo, aurículas de tamaños variables), o subestructuras , por ejemplo, venas pulmonares o la vena cava superior, que pueden ser causas de ritmos, tal como la fibrilación auricular. El movimiento físico lo puede lograr manualmente el médico o automáticamente usando máquinas . Dadas las propiedades observadas de las causas de trastornos del ritmo cardíaco estudiados por los inventores, es conveniente que los sensores detecten desde al menos aproximadamente 25% del área superficial de una o más cavidades del corazón. Estos diseños son únicamente ilustrativos y no pretenden limitar el diseño físico o aplicación real de la invención.

El contacto óptimo para cada sensor se puede monitorear mediante el controlador de procesos ( 70 ) para observar su conveniencia de diversas maneras. Por ejemplo, el controlador de procesos ( 70 ) puede verificar el contacto mediante la estabilidad en la amplitud de las señales detectadas. En forma alternativa, el controlador de procesos ( 70 ) puede acondicionar el módulo de estimulación ( 50 ) para emitir señales a través de los electrodos ( 20 - 3 0 ) , y usar la amplitud de las respuestas evocadas para verificar el contacto. Como tercera alternativa, el módulo de procesamiento ( 70 ) puede determinar el contacto al confirmar la impedancia del tejido estable (en la fibrilación auricular, por ejemplo, donde no es posible la estimulación) . Se pueden usar como otras alternativas catéteres diseñados para examinar los patrones de lesiones leves, o diseñados para medir directamente la fuerza de contacto. Asimismo, la manipulación de los catéteres se puede controlar robóticamente en forma automática o semiautomática, así como manualmente.

La resolución especial adaptativa también se puede lograr por medios electrónicos . Los sensores en este dispositivo sensor ajustable se conectan a un sistema de control electrónico que puede activar o desactivar sensores individuales. Esto se puede realizar manualmente, por ejemplo, si el médico desea enfocarse solamente en una región del órgano, o automáticamente mediante el controlador de proceso en la figura 1, para enfocarse en una región donde se considera que radica la causa del ritmo cardíaco. Un aparato de intercambio electrónico controla el intercambio independiente de las conexiones entre los sensores y el sistema de control electrónico, a fin de maximizar el uso de una cantidad práctica de canales amplificadores. Estos componentes electrónicos se pueden realizar mediante diversas combinaciones de electrodos tradicionales (con cable) , fibra óptica, diseños de circuitos de placa grabada, sensores biológicos, sensores químicos, sensores farmacéuticos, sensores piezoeléctricos , sensores infrarrojos, imágenes ópticas adecuadas para el paciente, optrodos, sensores remotos y otros diseños.

El intercambio electrónico también se puede lograr por la división de tiempo. Es posible que sé requiera una gran cantidad de lugares para detector, pero la cantidad de canales de detección puede ser limitada. La división de tiempo de señales puede registrar una gran cantidad de canales de detección de una cantidad pequeña de canales . Por ejemplo, las señales se suelen muestrear cada 1 ms (a l kHz) aunque los datos adquiridos cada aproximadamente 10 milisegundos (ms) suele ser suficiente para el análisis de las causas de la fibrilación auricular o fibrilación ventricular. Por lo tanto, el sistema puede detectar en la ubicación 1 durante 3 ms, ubicaciones 2 y 3 durante 3 ms, cada una, y luego regresar al sensor 1 para repetir el ciclo en el intervalo de ms . De esta forma, se pueden detectar 90 lugares usando 30 canales. Se puede usar cualquier configuración apropiada, dependiendo del tiempo de intercambio en el hardware o software, y permitiendo los factores de ruido al cambiar entre un canal y otro. Se pueden usar muchos otros métodos para aumentar la cantidad eficaz de canales, por ejemplo, enviar señales multiplexadas a través de fibra óptica u otro dispositivo, o almacenar señales en una memoria de acceso aleatorio, y luego usar el análisis desconectado para amplificar y analizar cada una.

La cantidad de lugares detectados también se puede aumentar usando una combinación de sensores que permanecen en contacto con diferentes planos del corazón. Por ejemplo, se pueden complementar los electrodos en la superficie endocárdica (interior) del corazón con electrodos en la superficie epicárdica (exterior) y posiblemente con los del mismo músculo cardíaco (mediante electrodos implantados) para aumentar la resolución espacial global. Esto tiene particular interés en la aurícula, cuya pared es delgada y donde los electrodos epicárdicos y endocárdicos pueden apuntar a regiones similares. En el ventrículo, o en regiones de la aurícula con paredes gruesas, los planos diferentes pueden proporcionar información diferente.

En ciertas realizaciones preferidas, la detección se puede llevar a cabo usando uno o más sensores (sondas) que se mueven secuencialmente dentro del órgano durante un trastorno del ritmo cardíaco. Cuando se usa una sola sonda, las señales de cada ubicación se alinean en relación con una señal fiduciaria de tiempo. Este método es fácil de aplicar cuando un ritmo es relativamente regular dentro del corazón, tal como los trastornos "simples" de taquicardia auricular focal o aleteo auricular. Sin embargo, este método también se puede usar como una guía aproximada si el ritmo es irregular dentro del corazón, tales como los ritmos complejos de fibrilación auricular o fibrilación ventricular. Esto tiene la ventaja de requerir menos sensores y funcionará si las causas muestran cierta estabilidad en el espacio. Por ejemplo, si bien la fibrilación auricular es irregular, la activación puede ser regular en las causas localizadas, por ejemplo, en determinados lugares, por ejemplo, cerca de las venas pulmonares .

Una realización particularmente útil para usar la detección secuencial en múltiples ubicaciones se ilustra para una sonda móvil con dos sensores (tal como, los dos bipolos de un catéter tetrapolar clínico) , aunque se pueden aplicar más sensores, si se dispone de ellos. En cada lugar, un sensor se considera la referencia y los tiempos de inicio para los ciclos sucesivos (latidos) son fiduciarios. La diferencia en el tiempo de activación en el segundo sensor se usa para indicar el tiempo relativo. La sonda se mueve para que un sensor permanezca sobre el lugar previamente detectado. El segundo sensor detecta una nueva ubicación y puede registrar allí los inicios de tiempo relativo para múltiples latidos. El proceso se repite para toda la región de interés. Dado que este proceso introduce estabilidad en el tiempo relativo entre las ubicaciones, se puede reintroducir la variabilidad estocásticamente usando las variaciones observadas de tiempo de un latido a otro en cada ubicación.

Un enfoque alternativa es usar gradientes en frecuencia y/u organización dentro de la cavidad, en comparación con los datos almacenados de una base de datos para ese ritmo (por ejemplo, fibrilación auricular o fibrilación ventricular) .

Luego de detectar ubicaciones secuenciales , la velocidad de activación en ambas cavidades se compara con patrones almacenados que describen esta relación en diversas causas (rotores o latidos focales) y los sitios circundantes. Se puede usar un enfoque de minimización de errores (tal como errores mínimos cuadrados) para estimar la ubicación de la causa. Las estimaciones se pueden refinar de forma adaptativa, en base a similitud con subconjuntos de patrones almacenados y usando esquemas de reconocimiento de patrones algorítmicos, heurísticos, de lógica difusa u otro tipo. Este proceso se repite varias veces. En el caso de una causa uniforme desde el punto de vista espacial, la segunda y siguientes repeticiones añadirán precisión a la estimación original, y pueden enfocarse en lugares más cercanos a la causa estimada.

La administración de la terapia de tratamiento puede ser otra característica del dispositivo sensor, que se describirá detalladamente más adelante en este documento.

Modo 2. Cómputo de causas de trastornos del ritmo cardíaco.

El primer paso en el análisis es determinar el tipo de señal, usando la tabla de búsqueda que se ilustra en la figura 5, numerales de referencia 400-460. Este paso determina si la señal surge del corazón (cardíaca) , cerebro, sistema respiratorio, tracto gastrointestinal, sistema urogenital, etc. Si es cardíaca, la señal puede ser ECG superficial, intracardíaca, ecocardiográfica u otra señal. Si es intracardíaca, la señal se clasifica además como potencial de acción (potencial de acción monofásico) , electrograma bipolar, electrograma unipolar u otro. Algunas de estas señales proporcionan información de alta calidad (por ejemplo, registros de potencial de acción monofásico en el corazón) , mientras que otras no lo hacen. Es más probable que las señales de calidad inferior requieran un procesamiento anterior, filtro, promedio, comparación con señales almacenadas en una base de datos, en ese paciente en diferentes momentos y otros pasos computacionales para permitir la localización de la causa.

En la figura 6 , la señal se analiza entre los pasos 800- 840 para identificar su tipo en la tabla de búsqueda (de la figura 5 ) . Esto incluye asignar el inicio y la finalización de la activación, y el intervalo entre latidos (intervalo diastólico) que depende del tipo de señal ilustrado en la tabla de búsqueda en la figura 5. La tabla de búsqueda puede ser un inventario completo de bioseñales, con datos sobre el rol fisiológico único de cada componente a los efectos computacionales . Los componentes pueden variar con la frecuencia y pueden fluctuar de un latido a otro. Cada componente de la señal puede reflejar un aspecto único de fisiología normal o anormal, y por lo tanto, puede indicar la probabilidad de que el trastorno rítmico pueda presentarse. No se pretende que los ejemplos limiten el alcance de la tabla de búsqueda, que puede incluir señales de otros músculos (por ejemplo, músculo esquelético, vejiga y tracto gastrointestinal) , el cerebro y el sistema nervioso.

El siguiente paso en el análisis es analizar, para cada ubicación detectada, la señal fisiológica a ser analizada. El objetivo es que la señal resultante sea la mejor que represente la activación fisiológica real y la recuperación que ocurre en el trastorno del ritmo cardíaco en cada ubicación. Cuando la señal registrada está "limpia" (tiene una alta relación señal-ruido) , esa será la señal fisiológica. Si las señales son ruidosas, quizá se requiera un filtrado, reducción de ruido y otros esquemas para revelar la señal fisiológica. Dichos esquemas de ruido pueden requerir el registro mientras el paciente aguanta su respiración durante varios segundos . Para el análisis de trastornos del ritmo auricular, la señal fisiológica es la mejor registrada entre las activaciones ventriculares (en el intervalo R-R) , que pueden facilitarse si la frecuencia cardíaca se reduce (el intervalo R-R se prolonga) usando agentes para endentecer la frecuencia ventricular o reduciendo la frecuencia del marcapasos en pacientes con dichos dispositivos.

En la figura 7 , paneles 600- 670 , se ilustra una realización particularmente útil para construir las señales fisiológicas usando métodos computacionales para compensar las limitaciones originadas por el ruido o los datos de baja calidad. En primer lugar, se determina la respuesta a la frecuencia de cada tipo de señal (potenciales de acción monofásico, MAP, ilustrados en los panales 600 , 620 , 640 ) . Esto se realiza detectando señales a frecuencias variables cuando se presenta el trastorno rítmico, o cuando no se presenta el trastorno (tal como, mediante electroestimulación, véase modo 6 ) . La respuesta de la duración de señales (ilustrada para MAP) a la frecuencia se muestra en los paneles 610 , 630 , 650 , y muestra que el MAP se acorta a una frecuencia mayor (es decir, cuando el intervalo diastólico disminuye) . Cabe señalar que la repuesta al mismo grupo de frecuencias puede variar si es paciente presenta o no el trastorno del ritmo cardíaco. En la figura 8 , paneles 700 a 710 , se muestra este aspecto. La electroestimulación con administración de un único latido extra en el panel 700 resulta en el esquema de restitución indicado en la figura 6 , 710 , tan pronto como comienza la fibrilación auricular. Sin embargo, tras varios minutos, la curva de restitución cambia, tal como se indica en los paneles 720-740 .

Un enfoque realizado en la presente invención es crear una señal "híbrida" al insertar un patrón fisiológico en el momento de cada inicio del tiempo de activación (paneles 660-670) . El patrón fisiológico se puede obtener al promediar las señales registradas con el transcurso del tiempo (algebraicamente, a partir del promedio de latido medio u otro método) , promediar las señales en las ubicaciones cercanas (promedio espacial) , a partir de potenciales de acción monofásico en diversas ubicaciones (paneles 660-670) , filtrar las señales existentes unipolares o bipolares en el dominio de frecuencia o tiempo- frecuencia, o al usar patrones almacenados de una base de datos (figura 1, 160) . Cuando se usan las señales almacenadas, las propiedades, que incluyen la duración de estos patrones fisiológicos, se pueden ajustar para la frecuencia usando el comportamiento de frecuencia-respuesta (restitución) . Las señales almacenadas se pueden obtener de este paciente, otro paciente con características similares u otra relación almacenada. Estos procesos se pueden aplicar a activaciones individuales o a una señal entera .

Este método origina una representación fisiológica de la actividad en cada ubicación con el transcurso del tiempo que sería difícil de obtener en el corazón latente de pacientes durante procedimientos mínimamente invasivos. Tiene otras aplicaciones, además de los trastornos del ritmo cardíaco. Por ejemplo, dicho patrón fisiológico puede ser un modelo de función de iones celulares. Esto permite que la función de estas corrientes de iones en cada sensor sean células modeladas, sincronizadas con cada activación observada, para el estudio de la dinámica de flujos de calcio, corrientes de potasio u otros procesos dentro de un corazón latente de un paciente. A modo de ejemplo adicional, este patrón fisiológico puede ser un modelo de un ligando farmacológico, permitiendo el estudio del comportamiento del corazón latente a agentes farmacológicos específicos. En el tracto gastrointestinal, se pueden estudiar los modelos de liberación de hormonas celulares para cada movimiento peristáltico. En el cerebro, la cinética conocida de la liberación de neurotransmisores o endorfinas para las ondas cerebrales discretas (no invasivas, mediante el electroencefalograma sobre el cuero cabelludo o invasivas, como cirugía) puede ayudar a entender y tratar diversos trastornos. El tratamiento de trastornos de epilepsia, por ejemplo, usando la presente invención, es una realización de la invención. La invención también incluye un método para determinar el efecto de un agente farmacológico o bioeficaz en el cuerpo al correlacionar el comportamiento del corazón latente o el ritmo de otra parte del cuerpo con la liberación, capacidad o velocidad de unión, u otra acción del agente en el cuerpo .

Se determina un trayecto de activación a partir de secuencias de activación en la señal fisiológica en múltiples lugares. La forma más simple de este análisis es ordenar la activación en cada ubicación secuencialmente en el tiempo. En otras realizaciones, el análisis puede identificar y ubicar causas de un trastorno rítmico usando métodos de dominio de frecuencia, métodos de dominio de tiempo o métodos de fase espacial. Los métodos de dominio de frecuencia incluyen la transformada de Hilbert o la transformada de ondículas, o métodos de retraso de fase. Los métodos de fase especial consisten en analizar las interrelaciones espaciales entre los sitios que muestran activación en un determinado lugar, a fin de definir la trayectoria de la activación.

Con respecto a los métodos de fase especial, una técnica muy conocida asigna una fase a la señal en cada electrodo y en cada intervalo de tiempo. La fase en la ubicación exacta de la punta del rotor está indefinida y la suma de la fase de los electrodos cercanos resulta un "salto de fase" de 2n. Por lo tanto, la ubicación del rotor corresponde a una singularidad de la fase. Matemáticamente, estas singularidades de la fase pueden encontrarse al evaluar una integral de línea sobre una curva cerrada como donde la integral de línea se toma sobre una vía 1 que rodea la singularidad de la fase. Dado que la señal del electrodo es observable por única vez, la determinación de la fase requiere especial atención. Se emplearán varios métodos diferentes dependiendo de la calidad de la señal del electrodo .

Se utilizará el primer método de fase especial si la señal de los electrodos es ruidosa y/o tiene una amplitud pequeña. En este caso, se determinarán los tiempos de activación para cada electrodo, seguido de un novedoso análisis de la dinámica del frente de ondas . Como primer paso, la resolución espacial de las sondas y sus tiempos de activación se pueden aumentar usando un esquema de interpolación bilineal que interpola la activación usando un cuadro regular fino creado sobre la superficie. En las señales fisiológicas de alta calidad que contienen información sobre la activación, recuperación e intervalo diastólico, esto da como resultado un trazo de tiempo V(t) para cada punto del cuadro refinado.

Dado que la forma del potencial de acción puede ser estable entre cada latido, a continuación el método define un mapeo desde el potencial de la membrana V hasta la fase f. Este mapa asigna un valor único de f a cada valor de V, de forma tal que el máximo y mínimo de la variable de fase difiere por 2n. La forma detallada de este mapa es arbitraria y la fase se computa usando f = 2n(V- 0.5) . El correspondiente trazo de tiempo de la variable de fase da como resultado la construcción de la señal y su fase instantáneamente como en la figura 8 (paneles 710-730) .

Una vez que se construye el mapa de la fase, el método calculará, para cada tiempo, la suma de la fase para los cuatro puntos del cuadro regular fino, separados por un espacio de cuadro que forma un cuadrado (método de carga topológica) . Un resultado no igual a cero indica la existencia de una singularidad de fase y un rotor. El análisis se complementará además con el seguimiento de los frentes de ondas . La ubicación de esos frentes se computará usando el cuadro fino regular al determinar dónde y cuándo V cruza un valor umbral con una derivada positiva dV/dt. Realizar este cálculo a lo largo de la dirección x e y del cuadro regular fino y usar la interpolación linear entre los puntos del cuadro dará como resultado un conjunto de puntos que radican en el frente de ondas .

A continuación, el frente de ondas se construye conectando estos puntos. Se realizará un análisis similar para la fase, donde se siguen las líneas de isofase. Se construye una representación visual bidimensional que traza, para cada intervalo de tiempo, el valor del potencial de membrana usando una escala de grises o colores, líneas que representan los frentes de ondas, líneas que representan una fase similar (líneas de isofase) y símbolos que ubican' las singularidades de la fase. Esta ayuda visual beneficiará significativamente al médico al interpretar los resultados del proceso y sistema de la invención. Debe tomarse en cuenta que las intersecciones de las líneas que representan los frentes de ondas y las líneas de isofase representan la singularidad de la fase. Las singularidades de la fase indican regiones centrales, y por lo tanto, se pueden usar para localizar los rotores.

La transformada de fase es capaz de demostrar los latidos focales en la fibrilación auricular, por lo general, como fuentes centrífugas que emanan de un área localizada. Un latido focal se caracteriza por una ubicación que cumple tres criterios: 1) su tiempo de activación es anterior que en los lugares circundantes; 2) esta región estaba previamente inactiva (en diástole) por un período de tiempo especificado; 3) la propagación subsiguiente de la activación emana radialmente desde la región central. Reconociendo estos 3 criterios, la invención busca estas fuentes automáticamente. Este algoritmo determinará primero las ubicaciones que exhiben tiempos de activación antes de sus cuatro puntos anteriores más cercanos y cuatro puntos siguientes más cercanos y las marcará como posibles causas focales. Luego, determina los tiempos de activación en lugares que rodean la posible causa focal. Si los tiempos de activación de estas ubicaciones son anteriores a los de los electrodos circundantes, se confirma la posible causa focal y se marca como corresponde. Estos sitios se trazan usando nuestra técnica de trazado descrita anteriormente, ayudando en gran medida al médico a ubicar e interpretar estas causas.

En forma alternativa, se pueden usar métodos de dominio de frecuencia. Se pueden emplear diversos métodos en la señal fisiológica durante el trastorno de ritmo cardíaco, la cual puede ser una señal grabada o una señal derivada tras el filtrado, reducción de ruido y otras estrategias descritas anteriormente .

Uno de esos métodos es la transformada de Hilbert. La transformada de Hilbert cambia la fase de las frecuencias negativas de una señal por n/2 y la fase de las frecuencias positivas por -n/2. En este enfoque, la determinación de la fase f de la señal se logra trazando el voltaje contra la transformada Hilbert del voltaje. La realización particularmente útil aplica un algoritmo contrario a la tendencia para fijar los voltajes en los tiempos de activación (dV/dt máximo) en cero. La transformada de Hilbert se usa para construir el plano de fase de señales contrarias a la tendencia. La transformada de Hilbert en todas las ubicaciones se interpola a lo largo del cuadro regular fino creado a lo largo de la superficie biológica. La fase se calcula a partir del trazo del espacio de estado del voltaje en comparación con su transformada de Hilbert. Nuevamente, las distribuciones espaciales de la fase se analizarán con la técnica de la carga topológica descrita anteriormente para ubicar las singularidades de la fase asociadas con las singularidades de la fase (los extremos de los frentes de ondas) , tal como en la punta de una onda reentrante. Los frentes de ondas de activación se construyen usando la misma técnica descrita anteriormente, a la vez que se trazarán las isolíneas de la fase cero. Un ejemplo de nuestros métodos en la aurícula humana se muestra en la figura 12 , elementos 1030 y 1040 , que muestran rotores en la aurícula izquierda computados usando métodos de dominio de frecuencia .

Otro método útil emplea una técnica de incrustación de retraso de tiempo para determinar la fase de la señal. Esta técnica consiste en trazar V(t+r) -V* versus V(t)-V* por una demora de tiempo fijo r y compensar V*, lo que da como resultado un valor de la fase f para cada intervalo de tiempo y cada ubicación. En la práctica, la demora de tiempo y la compensación las determinarán un medico luego de examinar estos trazos para diferentes ubicaciones usando diferentes valores para t y V* . Los valores óptimos conducen a trayectorias que no se cruzan (que conducirían a un valor no único para la fase) y que rodean el origen (asegurando que la fase mínima y máxima difiere por 2n ) . Tanto la señal como la fase se interpolan a lo largo del cuadro regular fino creado a lo largo de la superficie biológica. El mapa de fase resultante será examinado para detectar singularidades de fase y se hará un seguimiento de las frentes de ondas, como se describe anteriormente.

Otro método útil para determinar la fase de la señal es la transformada de ondículas. La forma exacta de estas ondículas es variable y un ejemplo incluye las ondículas de Haar. La transformada de ondículas se computará para cada ubicación. Las ondículas nos permiten ver la señal en múltiples resoluciones de frecuencia. Esto nos permitirá filtrar el ruido no deseado en frecuencias específicas (o bandas de frecuencia) . En este enfoque, la transformación de fase se logra trazando el voltaje contra la transformada de ondículas del voltaje con fase cambiada. Una vez que se calcula la fase f, procederemos como antes, lo que incluye refinar el cuadro a través de la interpolación bilineal, buscar la singularidad de fase y seguir los frentes de ondas.

También puede ayudar en la identificación y ubicación de las causas otro tipo de información, tal como las ubicaciones dentro del órgano de sitios de frecuencia rápida durante el trastorno rítmico, la presencia de sitios muy regulares rodeados de sitios menos regulares, la presencia de una configuración (forma) estable de un latido a otro para señales sucesivas en contraposición a configuraciones de señales variables, proximidad a características anatómicas conocidas que se sabe están asociadas con trastornos rítmicos particulares (tales como las venas pulmonares en la fibrilación auricular, el sistema His-Purkinje en la fibrilación ventricular) , o una combinación de lo anterior.

Se pueden obtener diversos tipos de trayectos de activación, que producen los correspondientes patrones únicos detectables para diversos tipos de causas para un trastorno rítmico. Un trayecto de activación en el que las secuencias de activación giran alrededor de una región central se denomina rotor. Un trayecto de activación que emana radialmente de una región central se denomina latido focal (o un sitio de activaciones o latidos focales repetitivos) . Otro tipo de trayecto de activación tiene un patrón disperso, en el que la causa localizada no se puede identificar claramente. En una realización particularmente útil, en tales casos, la detección de señales se repite en lugares adicionales o por períodos de tiempo adicionales. La localización de la causa de un trastorno del ritmo cardíaco se basa en la ubicación de la región central y la activación adicional a partir de esta región. Algunas realizaciones identifican la región central directamente. Por ejemplo, los métodos de asignación de fase directa y la transformada de Hilbert identifican la región central como el lugar donde se cruzan las partes reales e imaginarias del análisis. En contraste, el método de orden secuencial directo de la presente invención indica una región central ya sea de forma visual o analítica.

La figura 10, paneles 1400-1495, describe el proceso para identificar, ubicar y seleccionar de forma óptima las causas que más probablemente indican las causas primarias del trastorno rítmico. En una realización particularmente deseable, se construye un mapa de probabilidades (1480) para buscar las causas del trastorno. Esto indica una probabilidad de que cada ubicación detectada alberga una causa del trastorno rítmico, en relación con las otras ubicaciones detectadas. Se asigna una probabilidad relativa mayor a los sitios donde las regiones centrales permanecen por períodos de tiempo mayores (o por más rotaciones o latidos), donde la velocidad de activación es más rápida, donde la velocidad de activación es más organizada, que activan el tejido circundante a una relación 1:1 (es decir, el electrograma se une) y activan regiones más grandes de tejido en fase (y por lo tanto, tienen una constante de espacio más grande) , cuando se identifican menos causas simultáneas, para causas que radican cerca de regiones que se conoce tiene una alta probabilidad de trastornos rítmicos, como las venas pulmonares en la fibrilación auricular humana, para fuentes con menos migración con el transcurso del tiempo, y para tipos de causas de rotores en contraposición a latidos focales. En una realización particularmente útil, se asignan probabilidades luego de la comparación con ejemplos almacenados en una base de datos . La comparación puede adoptar la forma de una comparación multivariable paso a paso. En el caso limitado, una causa fijada espacialmente, es decir, un rotor eléctrico solitario y que activa directamente todo el órgano, es por definición una causa primaria de ese trastorno del ritmo cardíaco.

También existen sustitutos para la trayectoria de activación. Estos son datos que aproximan la identificación y localización proporcionada por la invención usando datos de menos ubicaciones, registros menos prolongados o detallados, o usando información de otros recursos, tales como el ECG, en lugar de información desde dentro del corazón. Por lo tanto, los sustitutos permiten la aproximación de la trayectoria de activación usando una cantidad reducida de ubicaciones de sensores en comparación con un análisis que mide directamente la trayectoria de activación. Estos sustitutos, usados independientemente o en combinaciones, incluyen sitios de frecuencia rápida durante el trastorno rítmico, la presencia de sitios muy regulares rodeados de sitios menos regulares, la presencia de una configuración (forma) estable de un latido a otro para señales sucesivas en contraposición a configuraciones de señales variables, señales donde la amplitud es particularmente baja, señales que son muy prolongadas porque cada activación es muy prolongada, proximidad a características anatómicas conocidas que se sabe están asociadas con trastornos rítmicos particulares (tales como las venas pulmonares en la fibrilación auricular, el sistema His-Purkinje en la fibrilación ventricular) , o una combinación de lo anterior, y también pueden ayudar en la identificación y ubicación de las causas.

Los sustitutos se pueden detectar en el ECG, y por ende, se pueden usar para planificar un procedimiento o guiar la terapia en un paciente. Los análisis vectoriales del ECG para regiones de regularidad y frecuencia alta, particularmente si están rodeadas por regiones de frecuencia y regularidad alta, indican ubicaciones dentro del corazón donde radican las causas .

La figura 10, paneles 1400-1495, resume el enfoque para identificar y ubicar las causas. Los paneles 1400-1450 determinan si existe una resolución suficiente en los sensores para identificar una causa. Los criterios para determinar la suficiencia incluyen la ausencia de discontinuidades en el cálculo del frente de ondas, y ausencia de saltos en la ubicación de regiones centrales, y un espacio absoluto entre sensores que no debería exceder aproximadamente 1 cm. Esto se basa en los cálculos que indican que la circunferencia mínima de una onda de reentrada es > 2 cm en la aurícula humana y es mayor en el ventrículo humano. Los paneles 1460-1490 usan una combinación de datos detectados optimizados y datos almacenados para computar las causas, que luego se tratan en el panel 1495. La presente invención incluye un amplio uso de datos clínicos filtrados y sin filtrar, datos de una base de datos que incluye éste y otros pacientes, o estimaciones computacionales para representar la señal a ser analizada, así como los resultados del análisis. Asimismo, el uso híbrido de datos existentes adquiridos del paciente, métodos de procesamiento de señales, métodos numéricos y señales almacenadas de una base de datos son las principales ventajas del proceso y sistema de la invención, en especial, porque puede ser sumamente difícil, si no imposible, obtener los datos fisiológicos de alta resolución de la aurícula o ventrículos humanos en un estudio electrofisiológico clínico sin practicar una cirugía a corazón abierto.

Todos los enfoques descritos anteriormente se pueden aplicar a cualquier ritmo complejo, incluso la fibrilación ventricular. Por supuesto, estos enfoques también se pueden aplicar a "ritmos simples", tal como la reentrada alrededor de un obstáculo anatómico o rotores anclados a tejido cicatricial (tal como el aleteo auricular) .

Los procesos de la invención se pueden implementar en software, se pueden operar rápidamente y son adecuados para el análisis tanto en tiempo real como desconectado, usando componentes de pequeña escala, tales como los que se encuentran en dispositivos implantados, máquinas ambulatorias portátiles, dispositivos del tamaño de un reloj de pulsera, así como computadoras de mayor escala que se hallan en laboratorios electrofisiológicos .

Modo 3. Almacenamiento de datos sobre las causas del ritmo cardíaco en una base de datos.

Los datos sobre las causas de trastornos rítmicos se pueden almacenar de forma deseable en una base de datos (160) . Esto puede ser útil para clasificar las causas en diferentes pacientes, para ayudar a identificar las causas en un único paciente, o para determinar si un paciente ha regresado con la misma causa o una diferente. Por lo tanto, los datos de la base de datos incluirán las características descritas anteriormente, por ejemplo, la cantidad de causas simultáneas, frecuencia, variabilidad en la frecuencia con el tiempo, duración, tamaño del órgano biológico cuya activación está directamente provocada por la causa (la constante de espacio) , ubicación, si la ubicación migra con el tiempo, frecuencia dentro de múltiples regiones del corazón en el momento en que se detecta la causa (tal como frecuencia en la aurícula izquierda y derecha durante la fibrilación auricular) , y la respuesta de cada causa a la ablación.

La información adicional que puede almacenarse en la base de datos incluye uno o más factores clínicos de un grupo que comprende género (masculino y femenino) , edad, peso, altura, presencia de diabetes mellitus, presión arterial, tamaño de la aurícula, tamaño del ventrículo, regiones cicatriciales de la aurícula o ventrículo, y la fracción de eyección ventricular izquierda.

En una realización particularmente útil, la base de datos de causas de la fibrilación auricular (160) se actualizará continuamente, en base a la localización de nuevas causas de casos adicionales. Esto se usará para ayudar a la localización de causas para los médicos que estudian nuevos pacientes, mediante un sistema experto de software que comparará el nuevo paciente con patrones ya almacenados .

Los datos de las causas a almacenarse serán analizados para lograr uniformidad con los datos existentes, comparándolos con las variables anteriores. Solamente se incorporarán los datos sin procesar que cumplan los rigurosos estándares de integridad; los demás se rechazarán. Tras asegurar la integridad de los datos, éstos se añadirán a la base de datos para mejorar la localización para futuros pacientes .

La interfaz de la invención y la base de datos pueden incluir un sistema experto que compara los datos actuales con datos almacenados . Según la coincidencia o coincidencias más próximas, la lógica de la invención determina si deben estudiarse causas del ritmo cardiaco o características adicionales, y éstas se pueden encontrar en la información almacenada. Esto usa una "bondad de ajuste" en comparación con diversos parámetros almacenados. Se incluye esta funcionalidad porque, en la práctica, la cantidad de ubicaciones detectadas está limitada por las restricciones de tiempo, en la práctica, muchas ubicaciones de sensores pueden proporcionar datos no tan buenos, limitando así la resolución real detectada, y porque el inventor ha observado que muchos pacientes demuestran ubicaciones y características de causas similares .

Las actualizaciones de la base de datos se ofrecerán al médico con regularidad a partir de una base de datos segura y central que contiene la información que antecede. No se incluirá ninguna información sobre el nombre del paciente, ubicación geográfica, fecha del estudio u otros elementos prohibidos por la Ley de Responsabilidad y Transíeribilidad del Seguro Médico (HIPAA) . La base de datos se conservará en un lugar remoto, pero estará disponible electrónicamente, por medios que incluyen las comunicaciones con cables e inalámbricas, medios electrónicos, tales como CD, DVD y dispositivos de almacenamiento en estado sólido.

Modo 4. Exhibición de las causas de trastornos del ritmo biológico .

La invención incluye métodos y aparatos para comunicar al médico la identificación, la ubicación y las características anteriores de las causas de trastornos del ritmo biológico. Esto incluye una pantalla visual, en general, en forma de una pantalla gráfica en el monitor de una computadora, o una impresión que muestre la causa en relación con la anatomía cardíaca, o un resumen de líneas textuales básicas de la ubicación y/o el sitio de los sensores donde radica la causa.

También se puede usar una herramienta auditiva, que verbalice al médico la identificación, la ubicación y las características anteriores de las causas de trastornos del ritmo biológico. En una realización, esto incluiría las conclusiones o un resumen del análisis, en lugar de los resultados del análisis.

Modo 5. Terapia sobre las causas del trastorno del ritmo biológico .

Además de los procesos y sistemas de la invención usados para detectar y diagnosticar la causa del trastorno rítmico, la invención también incluye dispositivos y métodos para tratar la causa del trastorno del ritmo biológico, a fin de modificar, mejorar o eliminar dicho trastorno rítmico.

El tratamiento de la causa puede emplear cualquier técnica útil, lo que incluye la ablación con radiofrecuencia, energía congelante, microondas u otras causas. La modificación también puede incluir la terapia celular (tal como, con células madre) , terapia de genes, administración farmacéutica, radiación ionizante o no ionizante administrada por dispositivos dentro o fuera del corazón, u otras intervenciones .

El tratamiento se administra para modificar la causa. En un trastorno simple del ritmo cardíaco, tal como taquicardia auricular o aleteo auricular, se aplica energía directamente para eliminar la causa. En un trastorno rítmico complejo, tal como la fibrilación auricular, se puede aplicar energía para extirpar (destruir) la causa, para aislar la causa al destruir el tejido entre la causa y el resto de la cavidad cardíaca viable, o para modular la interacción entre las diferentes causas. Esta última forma de tratamiento es muy novedosa y el inventor ha demostrado en experimentos que es extremadamente eficaz. La modulación se puede realizar de una forma estocástica.

En una realización particularmente deseable, la terapia se dirige a la región central de una causa identificada o ubicada para el trastorno rítmico, con la intención de eliminar dicha causa para tratar el trastorno del ritmo cardíaco. Esto se puede aplicar secuencialmente para identificar, ubicar y tratar más de una causa del referido trastorno.

En forma alternativa, la terapia se puede dirigir a lugares cercanos a la región central de una causa, con la intención de desconectar la causa del tejido circundante.

En forma alternativa, la terapia se puede dirigir a lugares próximos a la región central de una causa, con la intención de provocar que la causa migre hacia el tejido donde se puede lograr más fácilmente un tratamiento definitivo. Por ejemplo, si la causa radica en un lugar donde la ablación es difícil debido a la anatomía, grosor del tejido u otros factores, la ablación en un costado de la causa puede provocar que ésta migre hacia un lugar donde sea más fácil aplicar la ablación debido a que el tejido es más delgado o a factores anatómicos. En forma alternativa, la terapia se puede dirigir a lugares cercanos a la región central de una causa, con la intención de evitar el movimiento de la causa, y por lo tanto, lograr compartimentarla .

En forma alternativa, la terapia se puede dirigir a lugares cercanos a la región central de una causa, con la intención de reducir la masa de tejido disponible para que la causa permanezca, y por lo tanto, provocar su eliminación.

El tratamiento puede adoptar la forma de ablación, administrada a través de un catéter en el corazón (elemento 25 en la figura 1) , en la superficie epicárdica, o un electrodo presente en uno de los diseños de catéter de varios electrodos incluidos en la presente, por ejemplo, véase figuras 2-4.

Cuando se observa una trayectoria de activación dispersa, primero se apunta a lugares donde pueden radicar las causas que sean difíciles de identificar. En pacientes con fibrilación auricular, dichos lugares incluyen las venas pulmonares y otras venas torácicas, y las orejuelas auriculares. Por lo tanto, la aislación de la vena pulmonar se realiza primero, seguida de la terapia en los sitios adicionales, si existen las sospechas clínicas. Luego se repite la detección de señales para identificar y ubicar una causa.

En una realización particularmente deseable, el catéter de varios sensores (figuras 2-4) incluye un ensamblaje que puede administrar la terapia en forma de ablación. En esta realización, se activan los sensores en los lugares donde radican las causas para administrar la energía de ablación para modificar y eliminar la causa.

El sistema puede administrar la terapia en una posición espacial, así como en lugares fijos. En este sistema, la ubicación de la región central de la causa se analiza constantemente durante la terapia. La terapia, por ejemplo, la energía de ablación, se dirige a ubicaciones variables y potencialmente múltiples lugares para limitar el movimiento de la causa. Una analogía es construir un "cerco" del tejido sometido a ablación alrededor de una causa móvil para mantenerla en un solo lugar. Esto puede requerir la administración de la terapia (tal como la ablación) en múltiples sensores de dichos polos del referido ensamblaje simultáneamente. Este proceso se continúa hasta que el ritmo termina o cuando una causa remota se vuelve dominante.

Esta invención es útil para dirigir la terapia realizada quirúrgicamente en el quirófano con exposición directa del corazón. Esto se puede realizar mediante un enfoque mínimamente invasivo o la exposición tradicional del corazón con una toracotomía. La elección del electrodo de registro, enchufe, placa u otro equipo es a entera discreción del cirujano y no altera los principios de la terapia.

En forma alternativa, la referida modulación se puede aplicar estimulando (con electroestimulación) el tejido. Para la electroestimulación, el controlador de procesos ( 70 ) acondiciona el módulo de electroestimulación ( 50 ) para estimular el corazón usando electrodos en el corazón ( 20 -25 ) , electrodos en la superficie del cuerpo ( 3 0 ) , o electrodos en otro lugar, por ejemplo, el esófago ( 150 ) . El controlador de electrodos ( 40 ) recibe señales de los electrodos antes, durante y después de la electroestimulación. La electroestimulación se usa para aumentar la frecuencia cardíaca e introduce latidos extra.

En una realización alternativa, la invención puede incluir la ablación o estimulación de los nervios cardíacos para modificar o eliminar la causa. Por lo tanto, si la causa radica en lugares del plexo ganglionar cardíaco, se puede usar la ablación o la electroestimulación en dichos lugares para modificar la causa.

Si el ritmo anormal termina luego de modificar o eliminar las causas, se pueden realizar intentos parar reiniciar el ritmo. En el caso de trastornos del ritmo cardiaco, esto puede incluir una electroestimulación muy rápida, la administración de isoproterenol u otras intervenciones . A continuación, se repite toda la aplicación de la invención.

En el caso de que no se pueda iniciar el ritmo anormal, el médico adoptará su criterio para modificar regiones adicionales que puedan ser posibles causas. Esta información puede estar disponible directamente de los datos almacenados en la base de datos, comparando pacientes con una clasificación similar con el paciente actual.

Modo 6. Modo de revisión no en tiempo real .

En un modo importante de operación, la invención se puede usar en un análisis desconectado no en tiempo real. Este modo de revisión se puede aplicar a datos de este individuo en otro momento, por ejemplo, antes de un estudio electrofisiológico, datos de un dispositivo diferente (tal como un marcapasos o desfibrilador implantado) o incluso una ablación anterior fallida. Esto se puede usar para revisar los resultados de un procedimiento anterior, revisar los datos de un paciente antes de planificar la aplicación de esta invención, o evaluar si el mismo paciente ahora presenta la misma o una causa diferente del trastorno rítmico.

Primero las señales se cargan desde electrogramas almacenados en una base de datos ( 160 ) al controlador de procesos ( 70 ) . Esta base de datos puede ser la base de datos principal que almacena datos de múltiples pacientes o una base de datos específica para ese paciente. El almacenamiento y la recuperación de datos se pueden implementar para cualquier tipo de señal . Las señales almacenadas se pueden derivar de cualquier causa, una causa catalogada, o señales computadas o virtuales, tales como las extraídas de Ensite 3000 o NavX de St Jude Medical, o Carto de Biosense-Webster . Las señales se pueden derivar de otro individuo, consultando la base de datos para un paciente con datos demográficos y un trastorno cardíaco similares.

En un modo separado en tiempo no real, la invención puede usar los datos obtenidos cuando el paciente no presenta el trastorno del ritmo cardíaco para identificar y ubicar las causas de un trastorno rítmico. Esto puede ser útil, por ejemplo, si el trastorno del ritmo cardíaco no se observa en el momento del procedimiento y no se puede iniciar usando método convencionales. Este modo usa las propiedades biológicas de la cavidad para predecir los lugares donde podrían radicar las fuentes/causas del trastorno del ritmo cardíaco. Dichos lugares incluyen sitios donde la pendiente máxima de la restitución de la duración del potencial de acción es >1 , sitios donde se observan oscilaciones de un latido a otro en la forma o duración de la señal de repolarización, o donde la restitución de la velocidad de conducción es amplia, lo que indica una conducción más lenta en frecuencias críticas.

En la realización preferida, para medir la restitución es necesario detectar señales para una amplia gama de frecuencias en cada ubicación, tal como en la figura 1 , elemento 90 . Esto se puede lograr usando la electroestimulación. En este caso, el controlador de procesos (figura 1 , elemento 70 ) acondiciona el módulo de electroestimulación ( 50 ) para estimular el corazón usando electrodos en el corazón ( 20- 25 ) , en la superficie del cuerpo ( 3 0 ) , en el esófago ( 150 ) o en otro lugar. Cuando más amplio el rango de frecuencias, particularmente las frecuencias más rápidas, más exhaustivo será el rango de datos para esa señal para realizar el análisis de restitución. Cuando la electroestimulación no es una opción, la invención le indicará al usuario aumentar la frecuencia cardíaca usando otras opciones o usar la información almacenada en una base de datos .

En esta realización, se crea la curva de frecuencia-respuesta ("restitución") en cada frecuencia para cada componente de señales indicadas en la figura 5 . Por ejemplo, este paso puede computar cómo varía la duración del potencial de acción monofásico (tiempo desde la fase 0 a la fase 3 ) con la frecuencia (restitución de la frecuencia APD) . Los ejemplos de restitución de APD auricular se muestran en las figuras 5 y 6 (elementos 600-720 ) . El uso de la electroestimulación para aumentar el rango de frecuencias cardíacas muestreadas proporciona una evaluación exhaustiva de la respuesta de la frecuencia de cada bioseñal.

La figura 7 (referencias 600 , 620 , 640 ) muestra una realización útil, en la cual cada uno de los registros de potenciales de acción humana tomados por el inventor en la aurícula izquierda ( 420 ) proporciona información de alta calidad, por ejemplo, despolarización (fase 0 ) , repolarización (fases 1 - 3 ) amplitud (fase 2 ) y duración del potencial de acción (intervalo de tiempo de la fase 0 a la fase 3 ) . La fase 4 indica el intervalo entre un latido y el siguiente. La invención puede determinar la frecuencia-respuesta (restitución) de múltiples componentes, enfocándose en la frecuencia-respuesta de la duración del potencial de acción (tiempo desde la fase 0 -3 ) y la amplitud del potencial de acción de la fase II.

La referencia 400 (figura 5) es un ECG. Esto incluye componentes intraauriculares (onda P e intervalo PR) y componentes ventriculares , por ejemplo, despolarización (complejo QRS) y repolarización (onda T) . Para la aurícula, la invención registra cómo varía la duración de la onda P con la frecuencia, usando análisis que se muestran más adelante en la figura 7 (600-650) . Para el ventrículo, la invención registra cómo el intervalo QT varía con la frecuencia como una medida de la frecuencia-comportamiento (restitución) de APD ventricular. Los complejos QRS individuales se alinean usando una de las técnicas en columnas, por ejemplo, métodos que alinean electrogramas alrededor del punto de pendiente positiva o negativa más grande, sus valores pico, o que minimizan las diferencias de medias cuadráticas, o métricas basadas en señales derivadas. Las ondas T se identifican y alinean en forma similar. Se considera que la actividad auricular radica en los intervalos intercalados .

Si la señal es un electrograma unipolar, también se analiza de forma análoga. Cada uno se analiza para detectar la forma del frente de ondas así como la duración. La figura 5, elementos 430-440, indica electrogramas unipolares de la aurícula izquierda humana (430) y el ventrículo izquierdo (440) , respectivamente, con despolarización y repolarización medidas colectivamente como el intervalo de activación-recuperación, un sustituto de la duración del potencial de acción monofásico. La invención determina el ajuste de diversos componentes para la frecuencia.

Las señales también pueden ser electrogramas bipolares (elementos 450, 460) y la invención determina la frecuencia-respuesta de cada componente.

En una realización alternativa, los datos del ECG y el electrograma se cargan desde una base de datos ( 160 ) para analizarse de forma análoga a la descrita en el modo de operación en tiempo real. Los datos de la base de datos pueden provenir del mismo paciente o de otros, registrase en cualquier momento y usando cualquier sistema de adquisición.

En la fibrilación auricular, la restitución de MAP puede diferir de MAP cuando no se presenta la fibrilación auricular. La figura 8 , elemento 700 , muestra el inicio de la fibrilación auricular después de la electroestimulación. El elemento 710 muestra la restitución de MAP durante la electroestimulación en negro. Inmediatamente después del inicio de la fibrilación auricular (puntos rojos) , la APD sigue la restitución de MAP derivada previamente. Sin embargo, esto puede no ser verdad para la fibrilación auricular de larga duración. Los elementos 720 , 730 y 740 muestran los pacientes con fibrilación auricular de larga duración, en los que la restitución de APD difiere de la obtenida en la electroestimulación antes de la fibrilación auricular .

Por lo tanto, puede ser ventajoso usar la restitución de APD obtenida de un paciente con fibrilación auricular, en este momento o antes, o de APD almacenadas en este u otros pacientes, o datos filtrados o computados, para el procesamiento y análisis de las señales.

Ahora se pueden predecir las ubicaciones donde pueden surgir las causas durante el siguiente trastorno del ritmo cardíaco a partir de estos análisis. Para el caso de los potenciales de acción monofásicos, el sitio donde la pendiente máxima de la frecuencia-comportamiento de MAPD (restitución) >1 puede estar inmediatamente adyacente a las causas de la fibrilacion ventricular o fibrilacion auricular. Otros índices de alta probabilidad para el inicio de trastornos del ritmo cardíaco incluyen una amplia frecuencia-respuesta (restitución) de conducción, dado que dichos sitios de conducción dinámica enlentecida indican los sitios donde radican las causas del ritmo cardíaco El generador de energía (70) puede activarse para aplicar energía destructiva (ya sea por radiofrecuencia, crioablación o radiación de microondas) mediante el electrodo de ablación (25) . El operador puede mover este electrodo del corazón manualmente, que es el enfoque tradicional, o en forma remota, usando una guía robotica o asistida por computadora .

La implementación del sistema descrito en la presente puede basarse en gran medida en técnicas digitales de procesamiento de señales. Sin embargo, debe apreciarse que un experto en esta área de la tecnología podrá adaptar fácilmente las técnicas digitales para el procesamiento análogo de señales.

Diversas características de la invención se establecen en las siguientes reivindicaciones .

Si bien la invención se describe en relación con realizaciones particularmente deseables, no se pretende limitar el alcance de la invención a la forma particular establecida, sino que, por el contrario, se pretende cubrir las alternativas, modificaciones y equivalentes que se puedan incluir dentro del espíritu y alcance de la invención, según se definen en las reivindicaciones adjuntas.

Ejemplos Identificación y ubicación de causas de la fibrilacion auricular en un hombre de 47 años.

La figura 11, paneles 900-910, ilustra un paciente representativo, un hombre de 47 años con fibrilacion auricular (AF) persistente durante cinco años. El paciente continuó padeciendo aceleración cardíaca sintomática, que lo obligó a asistir a la sala de emergencias del hospital para recibir tratamiento, a pesar de diversas terapias con amiodarona y otras terapias adecuadas, y a pesar de los procedimientos de ablación previos para la fibrilacion auricular. Dada la severidad de los síntomas, el paciente optó por regresar al laboratorio de electrofisiología para someterse a una evaluación y ablación adicionales.

La figura 11, paneles 900-910, muestra señales de la aurícula derecha e izquierda durante la fibrilacion auricular en el comienzo del estudio electrofisiológico . Se puede observar que la duración del ciclo de la fibrilacion auricular (tiempo entre los tiempos sucesivos de inicios de la activación) es bastante corto, como se muestra a 172 ms y 165 ms para los primeros ciclos en la aurícula derecha (panel 910 ) y varía, tal como es típico en la fibrilacion auricular. Notablemente, las señales estaban más fraccionadas y desorganizadas en su forma en la aurícula izquierda ('post LA') y el seno coronario ("CSP" seno coronario proximal; "CSD" seno coronario distal) que en la aurícula derecha ("HRA" aurícula derecha superior; "Lat RA" aurícula derecha lateral; "post RA" aurícula derecha posterior), como es común.

Estos descubrimientos normalmente guiarían la ablación a través de la aurícula izquierda. Un procedimiento típico en este caso comenzaría con la ablación cerca de las venas pulmonares y la confirmación del aislamiento, seguido de ablación adicional en sitios seleccionados, por ejemplo: (a) sitios de la aurícula izquierda de electrogramas fraccionados, ablación lineal en el techo, ablación lineal en la válvula mitral, otra ablación lineal, luego (b) ablación en la aurícula derecha, que incluye sitios de fraccionamiento y el istmo cavotricuspídeo . Este procedimiento propuesto llevaría aproximadamente 2 -3 horas con una probabilidad <50% de eliminar la fibrilacion auricular, lo que significa que se requeriría la cardioversión eléctrica para restablecer el ritmo normal al concluir el procedimiento (Calkins, Brugada et al. 2007) . En vez de usar este enfoque conocido, se aplicó una realización del método y tratamiento de la presente invención. Se insertó un ensamblaje de catéter que contenía 64 sensores (electrodos) a través de las venas femorales en la aurícula derecha y a través de la punción transeptal en la aurícula izquierda del paciente. Estos se conectaron a través de cables a un sistema de registro para recopilar las señales en cada sensor durante la fibrilación auricular. Estas señales se convirtieron a formato digital y se ingresaron en un programa informático. Se registraron los tiempos de inicio de la activación durante 2 segundos de la fibrilación auricular en cada sensor. Si bien se usaron 2 segundos con este paciente, pueden ser útiles períodos de tiempo mayores o menores. En forma deseable, se puede usar un segundo o menos. En algunas realizaciones, se pueden usar milisegundos . Los tiempos de inicio de la activación en la ubicación de cada sensor se ordenaron secuencialmente en el tiempo. Se usaron trazos de potencial de acción almacenados para crear un electografo (serie volta e-tiempo) , al insertar dichos trazos en los inicios del tiempo de activación para cada sensor. Finalmente, se usó una técnica de asignación directa de fase para identificar una región central. Se indica directamente una trayectoria de activación mediante la relación de estas secuencias de activación con una región central: si giran alrededor de un centro, se detecta un rotor eléctrico y se considera como una causa, pero si emanan radialmente de una región central, se detecta un latido focal y se considera como una causa. Los resultados se mostraron en forma de una animación en el monitor de una computadora para revisión del médico.

La trayectoria de activación (panel 1035 en la figura 12 ) reveló un rotor eléctrico como la causa de la fibrilación auricular de este hombre. En la figura 12 , panel 1000 , se puede observar que los tiempos de inicio de la activación giran alrededor de una región central en la aurícula derecha en tiempos con escala de grises y codificados alfabéticamente desde 10 ms (nivel "a") a 200 ms (nivel "f") (panel 1010 ) . No se detectó causa localizada en la aurícula izquierda (panel 1020 ) . El panel 1040 muestra este mismo rotor en una forma diferente, como tres tomas en el tiempo del tejido que está despolarizado (activado, "rojo") y repolarizado (no activado, "azul"). Vistas en orden cronológico (de izquierda a derecha) , estas tomas también trazan las secuencias de activación que giran alrededor de una región central (un rotor) . Esta región central tenía una alta probabilidad de ser una causa, ya que era una fuente solitaria que controlaba la activación eléctrica de prácticamente toda la aurícula circundante (constante de espacio grande) Clínicamente, era sorprendente que este rotor eléctrico radicara en la aurícula derecha. El sitio del rotor de la aurícula derecha no mostraba una frecuencia dominante de alto especto, ni señales fraccionadas de baja amplitud, ni tampoco se identificaría o apuntaría normalmente para la ablación.

La ablación comenzó directamente en el centro del rotor en la aurícula derecha (panel 21050 ) , en un sitio indicado por el punto oscuro en la figura 12 , panel 1060 . Notablemente, la fibrilacion auricular se enlenteció dentro de los 30 segundos de administración de la energía a una duración del ciclo de 227 ms. La ablación siguiente en sitios inmediatamente adyacentes, indicados por puntos blancos en la figura 10 , panel 1050 , enlenteció aún más la fibrilacion auricular, hasta que terminó en un ritmo sinusal dentro de los 6 minutos de la ablación, tal como se muestra en la figura 13 En la figura 13 , paneles 1100 a 1120 , se puede observar que la fibrilacion auricular se detiene (panel 1110 ) , seguida del restablecimiento del ritmo sinusal normal (identificado como 1120 ) . En este momento, la fibrilacion auricular no se pudo reiniciar usando la técnica típica de electroestimulacion rápida, tal como se muestra en la figura 14 , donde el panel 1210 muestra la electroestimulacion rápida con captura de la aurícula, el panel 1220 no muestra inducción de la fibrilacion auricular y el panel 1230 muestra un ritmo sinusal al final de la electroestimulacion.

Este resultado cambia el paradigma en comparación con la técnica actual, donde el enlentecimiento de la fibrilación auricular típicamente ocurre tras una prolongada ablación que se aplica de forma amplia y empírica (al 30 -40% de la aurícula) , sin embargo, la eliminación de la fibrilación auricular persistente es aún poco común. Por el contrario, logramos enlentecer y terminar radicalmente la fibrilación auricular con ablación de menos de aproximadamente 2 - 3 % de la aurícula. Hasta el momento, no se dispone de información de haberse realizado una ablación de únicamente un lugar identificado a priori en la fibrilación auricular persistente ni se había observado el enlentecimiento y eliminación inmediatos de la fibrilación auricular.

Otros ejemplos de identificación y localización de causas de fibrilación auricular Un hombre de 77 años se presenta para realizarse ablación de la fibrilación auricular. Entre sus antecedentes, se destaca una fibrilación auricular paroxismal a pesar de múltiples medicamentos antiarrítmicos, una aurícula izquierda levemente agrandada (diámetro: 45 mm) y una fracción de eyección ventricular izquierda normal ( 58 % ) . En el estudio de electrofisiología invasiva, se insertaron catéteres en la aurícula como se describió. La invención se aplicó en múltiples sensores. En la figura 15 , panel 900 , se muestra una causa localizada en forma de un rotor eléctrico cerca de la vena pulmonar inferior izquierda. La inspección de los paneles de izquierda a derecha (hacia adelante en el tiempo) muestra que el tejido despolarizado (activado) en colores más cálidos (rojo) gira en el sentido de las agujas del reloj alrededor de una región central en el labio central de la vena pulmonar inferior izquierda (ver diseño similar a reloj de arena negro) . La ablación en ese lugar eliminó radicalmente la fibrilacion auricular.

Un paciente de 40 años con fibrilacion auricular persistente se presentó para someterse a ablación. La fibrilacion auricular era resistente a la flecainida y otros medicamentos antiarrítmicos, el diámetro de la aurícula izquierda era 52 mm y la fracción de eyección ventricular izquierda era 69% . En el estudio de electrofisiología invasiva, se insertaron catéteres en la aurícula como se describió anteriormente. La invención se aplicó en múltiples sensores. La figura 15 , panel 910 , muestra una causa localizada en forma de un rotor eléctrico en la pared posterior de la aurícula izquierda. Nuevamente, al observar los paneles de izquierda a derecha, se muestra que el tejido activado (despolarizado) gira en sentido contrario a las agujas del reloj alrededor de una región central en la pared posterior de la aurícula izquierda entre las venas pulmonares. Tras la ablación en este sitio, el paciente no padeció más la fibrilacion auricular.

Un paciente de 56 años con fibrilación auricular paroxismal y síntomas significativos se presentó para someterse a ablación. La fibrilación auricular continuó a pesar de la administración de diversos medicamentos antiarrítmicos. La auricular izquierda estaba moderadamente agrandada. En el estudio de electrofisiología invasiva, se insertaron catéteres en la aurícula como se describió anteriormente. La invención se aplicó en múltiples sensores. La figura 16 , panel 16 , muestra la salida de una causa localizada en la aurícula izquierda, entre las venas pulmonares, si bien no radica en estas venas. La causa era repetitiva (panel 1620 ) . En el panel 1630 , la trayectoria de activación ( 1630 ) muestra que la activación emana radialmente desde ese sitio. En el panel 1640 , se observa que la activación de la aurícula izquierda es fibrilatoria (desorganizada) . Se aplicó ablación a esta causa de latido focal y se eliminó radicalmente la fibrilación auricular. Hasta el momento de la presentación, el paciente se mantuvo libre de fibrilación auricular durante varios meses. Esto cambia el paradigma porque las lesiones de ablación normales en este paciente, que rodean las venas pulmonares, no habrían podido detectar esta causa. Por lo tanto, probablemente este paciente habría regresado después de la ablación, si se hubieran usado las técnicas anteriores para tratar la fibrilación auricular.

Las figuras 17A-17C ilustran un método para reconstruir las señales cardíacas asociadas con un trastorno rítmico complejo, recibidas de una pluralidad de canales del corazón de un paciente. Las señales cardíacas pueden ser señales de electrocardiograma (ECG) , señales del interior del corazón (electrogramas) , representaciones de estas señales, por ejemplo, señales de magnetocardiograma o representaciones de actividad mecánica (ecocardiografía, con o sin Doppler) , o generalmente cualquier señal que represente los ritmos biológicos del paciente. Las señales cardíacas se pueden recibir y registrar en un medio de almacenamiento. Estas señales se captan por medio de una pluralidad de sensores desde el corazón de un paciente y se transmiten a través de canales hacia al menos un dispositivo informático. Dicho dispositivo informático está configurado para reconstruir las señales cardíacas de acuerdo con las figuras 17A-17C. Las figuras 17A-17C también ilustran un método constituyente para determinar el tiempo de activación de un latido en un trastorno rítmico complejo. Dicho dispositivo informático se configure además para determinar el tiempo de activación del latido de acuerdo con las figuras 17A-17C.

La figura 17A ilustra un diagrama de flujo de un método ejemplar para clasificar la pluralidad de canales de acuerdo con la calidad de latidos en señales recibidas a través de los canales. El método comienza en la operación 100A, en la que el canal se selecciona de una pluralidad de canales. Se extrae una señal (o una parte de una señal) recibida a través del canal. En la operación 105A, se aplican uno o más filtros para eliminar las fluctuaciones de la línea de base y el ruido de la señal. Se puede realizar filtros adicionales de la señal, tales como filtro de dominio de frecuencia (por ejemplo, filtro de paso de banda, paso alto, paso bajo y/u otros filtros de dominio de frecuencia) y filtros de dominio de tiempo (por ejemplo, filtro de latido medio, comparación de plantillas para producir un filtro de correlación y/u otros filtros de dominio de tiempo) . En la operación 110A, se identifica una porción de la señal recibida o se selecciona como una representación con nivel de confianza alto de un latido (por e emplo, plantilla de latido) . Por ejemplo, la plantilla de latido se puede seleccionar (algorítmicamente, desde una base de datos o mediante la interacción del usuario) con uno o más atributos que incluyen, entre otros: una amplitud aceptable (relación señal-ruido >1) , una duración de ciclo aceptable (mayor que la duración esperada del potencial de acción relacionado con la frecuencia) y ausencia de ruido identificable que pueda distorsionar la forma de la señal. La plantilla de latido seleccionada se usa para identificar otros latidos de confianza alta en la señal. En una realización, la plantilla de latido se puede seleccionar usando un sistema experto (115A) de una colección de tipos de latidos de acuerdo con uno o más criterios asociados con el paciente o la señal. Estos criterios incluyen, entre otros: edad, tipo de fibrilación auricular (paroxismal o persistente) , prolongación de los antecedentes de fibrilación auricular, duración del ciclo de fibrilación auricular, amplitud de señal, lugar de registro dentro de la aurícula (por ejemplo, aurícula izquierda, aurícula derecha, seno coronario) , fracción de eyección ventricular izquierda.

En la operación 120A, se identifican latidos sucesivos en la señal, por ejemplo, al realizar una comparación de plantillas usando la plantilla de latido seleccionada. También se pueden usar métodos alternativos para identificar los latidos en la señal, por ejemplo, voltaje sobre un umbral o tasa máxima de cambio de voltaje (primera derivada, dV/dt) que supera un umbral. En la operación 125A, se realiza una determinación en cuanto a si la señal seleccionada tiene una relación señal -ruido aceptable (SNR) . La SNR es generalmente mayor que uno (1) (es decir, la señal es mayor que el nivel mínimo de ruido) pero puede variar dependiendo de la ubicación de los sensores y la naturaleza del ruido. Por ejemplo, si la señal y el ruido son periódicos pero con diferentes períodos, se pueden separar según sus diferentes características espectrales. Si en la operación 125A se determina que la SNR de la señal no es aceptable, el canal se marca como un canal no apto de interpretación o uso en la operación 130A. En forma alternativa, si en la operación 125A se determina que la SNR de la señal es aceptable, el método ejemplar continúa con las operaciones 135A-175A para clasificar el canal como un canal de confianza alta o un canal de confianza baja de acuerdo con los latidos en la señal asociados con este canal.

En la operación 135A, se selecciona un latido identificado de una pluralidad de latidos identificados en la señal del canal seleccionado. En la operación 140A, se determina si el latido seleccionado incluye múltiples componentes que podrían representar un inicio de la activación (por ejemplo, desviaciones), uno de los cuales se puede seleccionar como el inicio de la activación del latido seleccionado. Si en la operación 140A se determina que el latido seleccionado tiene múltiples componentes, en la operación 145A, el latido seleccionado se etiqueta como un latido de "clase B" y se selecciona un inicio de la activación en asociación con un componente del latido seleccionado. Un latido de clase B es uno en el que el inicio de la activación no se puede determinar con un alto grado de confianza, en contraposición a un latido de "clase A", que es generalmente monofásico (es decir, un latido no complejo en el que no existen dudas sobre el inicio de la activación) en un entorno de poco ruido, y por lo tanto, se considera un latido con un alto grado de confianza.

El inicio de la activación se selecciona en base al menos a uno de los siguientes: dv/dt máximo del latido seleccionado; comparación del latido con una plantilla (seleccionada automáticamente, o desde una base de datos según el tipo de paciente y ubicación dentro del corazón, o interactivamente por el usuario) ; amplitud del latido seleccionado; una comparación de los componentes en el latido seleccionado con componentes de latidos correspondientes en canales adyacentes; y/u uno o más criterios adicionales de selección. En lo sucesivo, el método continúa en la operación 150A que se describe a continuación. En forma alternativa, si en la operación 140A se determina que el latido seleccionado no tiene múltiples componentes que representarían un inicio de la activación (por ejemplo, latido de clase A, como se define anteriormente; generalmente, un latido monofásico en un área de poco ruido) , se selecciona un inicio de la activación y el método también continúa en la operación 150A como se describe a continuación.

En la operación 150A, se determina si es aceptable la duración del ciclo del latido seleccionado según el inicio de la activación escogido. Una duración de ciclo aceptable que se extiende desde el inicio de la activación seleccionado se define como una duración que varía desde el mínimo (duración del potencial de acción relacionada con la frecuencia, APD) hasta el máximo (duración del ciclo definido, CL) . Por ejemplo, en la figura 19C, las desviaciones (608A) no son aceptables porque están comprendidas dentro de la APD relacionada con la frecuencia mínima que comienza desde ese inicio de la activación (ilustrado en 606A) . La duración del ciclo máximo es una medida de tiempo desde el inicio de la activación seleccionado hasta el siguiente latido. En base a las observaciones del inventor, la APD relacionada con la frecuencia mínima puede variar de 90 a 400 ms . La duración del ciclo máxima también puede variar de aproximadamente 90 ms a 400 ms . Si en la operación 150A se determina que la duración del ciclo es aceptable, el latido seleccionado se etiqueta como un latido de "clase A" en la operación 153.

Sin embargo, si en la operación 150A la duración del ciclo determinado no es aceptable, en las operaciones 156A, 158A, los componentes (desviaciones) del latido seleccionado se repiten por una cantidad predeterminada de repeticiones (por ejemplo, 2 repeticiones) hasta que se determina que la duración del ciclo que se extiende desde el inicio de la activación del componente seleccionado es aceptable en la operación 150A. Los latidos que se consideran "clase A" (en la operación 140A) por lo general no se modifican, es decir, estas operaciones no alteran su inicio de la activación. En lo sucesivo, en la operación 160A, se selecciona un siguiente latido de la señal seleccionada y las operaciones 135A-160A se repiten para el latido seleccionado, hasta que no quedan latidos en la señal seleccionada (o por una cantidad predeterminada de latidos examinados) .

En la operación 165A, se determina si los latidos "clase A" llegan a un porcentaje predeterminado de una cantidad total de latidos o cantidad de latidos examinados en la señal del canal seleccionado. El porcentaje predeterminado se puede seleccionar en 75% de los latidos totales o latidos examinados. Cabe señalar que se pueden usar otros porcentajes predeterminados . Si se determina que hay una cantidad suficiente de latidos clase A en la operación 165A, en la operación 170A, el canal seleccionado se clasifica como un canal de confianza alta. Alternativamente, si se determina que no hay una cantidad suficiente de latidos clase A en la operación 165A, en la operación 175A, el canal seleccionado se clasifica como un canal de confianza baja. El método continúa en la operación 180A, donde se selecciona el siguiente canal de la pluralidad de canales y las operaciones 100A-175A se repiten para este canal seleccionado, hasta que se haya clasificado la pluralidad de canales de acuerdo con el método ejemplar ilustrado en la figura 17A.

La figura 17B ilustra un diagrama de flujo de un método ejemplar para revisar o actualizar los inicios de activación seleccionados de ciertos latidos de calidad en señales recibidas a través de los canales. Específicamente, el método de la figura 17B se repite en los latidos de clase B de la pluralidad de canales para revisar o actualizar potencialmente los inicios de la activación seleccionados . En consecuencia, el método comienza en la operación 200A, donde se selecciona un canal y se selecciona un latido de clase B en el canal escogido. Una vez que se procesan los latidos de clase B en el canal seleccionado, se selecciona el siguiente canal que tiene latidos de clase B hasta que se procesan los latidos de clase B de la pluralidad de canales (excepto canales marcados como no aptos de interpretación en la operación 13 OA de la figura 17A) .

En las operaciones 210A, se determina si hay latidos de clase A que corresponden al latido de clase B (por ejemplo, están dentro de un tiempo predeterminado del latido de clase B) en los canales adyacentes al canal seleccionado. Si en la operación 210A, se determina que existen latidos de clase A correspondientes en las señales de los canales adyacentes, el método continúa con las operaciones 220A-240A. Alternativamente, si en la operación 210A, se determina que no existen latidos de clase A correspondientes en las señales de los canales adyacentes, el método continúa en la operación 250A, descrita a continuación.

En la operación 220A, se computa un vector usando los inicios de la activación de los latidos de clase A correspondientes (cercanos) para guiar la selección del inicio de la activación en el latido de clase B seleccionado.

En la operación 230A, el vector computado se perfecciona en base al menos a una propiedad. El vector computado se define mediante ubicaciones de canales que rodean al canal de interés. Tal como se muestra en la figura 19B, los inicios de la activación definen para el latido en consideración en cada uno de estos canales. Estos inicios de la activación se usan para definir un conjunto de vectores posibles, tal como se muestra en la figura 19B (sabiendo la ubicación espacial de cada canal) . El vector basado en estas ubicaciones de canales circundantes permitirá que se determine el mejor tiempo de inicio de la activación para el canal de interés para se latido (por ejemplo, figuras 19D, 21A, 22A-22C) . El vector también se puede perfeccionar en base a la forma o cambio de polaridad del latido seleccionado, o si la activación desde ese sitio es rotacional (es decir, un rotor) o radial (es decir, un latido focal) (ambos dan vectores cero en el latido de clase B seleccionado) y/o una o más propiedades adicionales. Claramente, este vector puede variar de un latido a otro (de un ciclo a otro) .

En la operación 240A, se define un intervalo de tiempo (es decir, ventana de aceptación) para el latido de clase B seleccionado. El intervalo de tiempo indica el inicio permitido más temprano del latido de clase B seleccionado (en relación con un latido previo) y el inicio permitido más tarde del latido de clase B seleccionado (en base a por lo menos una propiedad) . Las propiedades consideradas o usadas incluyen el vector, la restitución de APD, la restitución de la velocidad de conducción (CV) , el intervalo diastólico (DI) , los ángulos de fibra, uno o más factores anatómicos, así como una o más propiedades adicionales. Específicamente, el inventor registró mediciones de la velocidad de conducción en diversas regiones de la aurícula a diversas frecuencias en diferentes tipos de pacientes; esta dinámica de la velocidad de conducción se puede usar para determinar si una desviación de una señal propuesta ocurre demasiado temprano o demasiado tarde para ser conducida a lo largo del vector computado. En forma similar, el inventor registró mediciones de la dinámica de frecuencia de la duración del potencial de acción en base a las orientaciones del ángulo de fibra en múltiples ubicaciones de la aurícula, así como factores anatómicos (tales como la propensión conocida de regiones como la crista terminalis de exhibir bloqueo de conducción) .

En una realización, las propiedades se pueden proporcionar a través de un sistema experto (245A) a partir de una colección de propiedades de acuerdo con uno o más criterios asociados con el paciente (por ejemplo, si el paciente es de avanzada edad o tiene una aurícula demasiado grande, ambos factores predicen una conducción más lenta) o la señal (por ejemplo, si las señales son relativamente simples o más complejas). Los parámetros considerados en el sistema experto (245A) incluyen edad, género, si la fibrilación auricular es paroxismal o persistente, presión arterial, volumen de la aurícula, fracción de eyección ventricular izquierda, presencia de diabetes mellitus, y uno o más criterios adicionales. Más adelante en el presente documento se describe detalladamente el uso del intervalo diastólico para definir una ventana de aceptación.

En la operación 250A, el inicio de la activación previamente seleccionado del latido de clase B seleccionado se revisa o actualiza mediante comparación con los inicios de la activación de los componentes seleccionados (desviaciones) de la señal del latido de clase B que se hallan dentro de la ventana de aceptación. En una realización, se puede seleccionar el componente más cercano al vector computado a través del latido de clase B seleccionado. En otra realización, se puede usar un sistema experto ( 255A) , que almacena una colección de formas de señales de acuerdo con uno o más criterios asociados con el paciente o la señal, para seleccionar un componente del latido de clase B seleccionado dentro de la ventana de aceptación. Por ejemplo, se puede usar la edad, el género y uno o más criterios para clasificar las formas de las señales en el sistema experto ( 255A) . Por lo tanto, la ventana de aceptación se puede definir por latido, en base a la frecuencia, ubicación, datos demográficos del paciente y/o uno o más factores adicionales.

En la operación 260A, se determina si existen al menos dos latidos de clase A en el canal seleccionado. Si en la operación 260A se determina que existen al menos dos latidos de clase A en el canal seleccionado, entonces el método continúa con la operación 265A para determinar el intervalo de tiempo de la duración del ciclo entre los latidos de clase A (por ejemplo, restando el tiempo de inicio de la activación de los latidos de clase A) . En la operación 270A, el intervalo de tiempo determinado se avanza sucesivamente a lo largo de la señal del canal seleccionado para determinar si una desviación de la señal se halla en este intervalo de tiempo o cerca de éste, dentro de la ventana de aceptación. En una realización, el intervalo de tiempo se puede promediar (o se puede usar un promedio) en base a latidos de clase A sucesivos, si está disponible en la señal del canal seleccionado. Sin embargo, si se determina en la operación 260A que no existen latidos de clase A en el canal seleccionado, entonces el método continúa a la operación 290A.

En la operación 280A, se concilia el inicio de la activación revisado o actualizado del latido de clase B seleccionado con el segundo inicio de la activación del intervalo de tiempo determinado y se le asigna un inicio de la activación concillado. En una realización, se puede seleccionar una desviación (dentro de la ventana de aceptación) que esté más cercana al promedio de estos inicios como el inicio de la activación concillado. Otras realizaciones pueden usar las desviaciones más cercanas a uno de estos tiempos de activación (ponderados en orden de importancia) u otros resultados de las operaciones 145A, 250A o 270A.

En la operación 290A, se selecciona el siguiente latido de clase A de la señal del canal seleccionado y el método se repite a lo largo de las operaciones 200A-290A para el siguiente latido de clase B. Una vez que se procesan los latidos de clase B en el canal seleccionado, se selecciona el siguiente canal que tiene latidos de clase B hasta que se procesan los latidos de clase B de la pluralidad de canales de acuerdo con la figura 17B, excepto los canales marcados como no aptos de interpretación en la figura 17A.

La figura 17C ilustra un diagrama de flujo de un método ejemplar para seleccionar los inicios de la activación finales de todos los latidos en las señales recibidas a través de una pluralidad de canales. Específicamente, el método de la figura 17C se repite en los latidos de clase A y clase B en una pluralidad de canales (canales de confianza alta y confianza baja, excepto los canales marcados como no aptos de interpretación en la figura 17A) para finalizar los inicios de activación asociados con los latidos. Por lo tanto, el método comienza en la operación 300, donde se selecciona un canal. En la operación 310A, se selecciona un latido en el canal seleccionado.

En la operación 320A, se computa un vector a través del latido seleccionado y se define una ventana de aceptación para el latido seleccionado, tal como se describe en las operaciones 220A y 240A de la figura 17B, respectivamente. Las operaciones de la figura 17C difieren de las operaciones anteriores porque los vectores ahora se pueden computar desde latidos de clase A y latidos de clase B (tal como se revisa en la figura 17B) . La finalidad es asegurar que los inicios de la activación son uniformes entre todos los latidos de clase A y los latidos de clase B. El ajuste final de los inicios de la activación se puede realizar para minimizar las incoherencias que puedan surgir. En una realización, un sistema experto (325A) se puede usar para proporcionar una o más propiedades para definir la ventana de aceptación, tal como restitución de APD y CV, DI, y/u otras propiedades. En la operación 330A, el vector computado se perfecciona en base al menos a una propiedad. Por ejemplo, el vector computado se puede perfeccionar en base a la curvatura del frente de ondas cuando se mapea sobre la aurícula, forma de la señal del latido, factores anatómicos conocidos, como el bloqueo de conducción de crista terminalis, ángulos de fibra supuestos y/o una o más propiedades adicionales. En una realización, estos factores se cuantifican y codifican en un sistema experto (335A) en base a la edad del paciente, género, si la fibrilación auricular es paroxismal o persistente, presión arterial, volumen de la aurícula, fracción de eyección ventricular izquierda, presencia de diabetes mellitus, y uno o más criterios adicionales. En la operación 338A, el inicio de la activación se determina para el latido seleccionado dentro de la ventana de activación donde el vector atraviesa el latido seleccionado.

En la operación 340A, se determina si el inicio de la activación previo del latido seleccionado (de la figura 17B) es aproximadamente equivalente (por ejemplo, dentro del umbral predeterminado) al inicio de la activación determinado actualmente del latido seleccionado. Si en la operación 340A se determina que el inicio de la activación previo del latido seleccionado es aproximadamente equivalente, entonces el método continúa con la operación 370A a continuación. En forma alternativa, si en la operación 340A se determina que el inicio de la activación previo del latido seleccionado no es aproximadamente equivalente, entonces el método continúa con la operación 350A.

En la operación 350A, el inicio de la activación previo se concilia con el inicio de la activación actual para obtener un inicio de la activación concillado. En una realización, se puede seleccionar una desviación (dentro de la ventana de aceptación) que esté más cercana al promedio de estos inicios de la activación como el inicio de la activación concillado. Se puede usar un sistema experto (355A) para proporcionar las estimaciones de la duración del ciclo, que se puede .usar para estimar la posición de cada inicio de la activación luego de un latido específico, asumiendo en este caso que las señales demuestran regularidad en este canal. En la operación 360A , se determina si se requiere la conciliación de los inicios de la activación. Si en la operación 360A se requiere la conciliación, entonces en la operación 3 63A , el etiquetado del latido seleccionado se actualiza a un latido de clase B. Sin embargo, si en la operación 3 60A no se requiere la conciliación, entonces en la operación 368A, el etiquetado del latido seleccionado se actualiza a un latido de clase A.

Luego de las operaciones 363A y 368A, el método continúa con la operación 370A, en donde se selecciona el inicio de la activación concillado, el inicio de la activación determinado (de la operación 338A) o el inicio de la activación existente (de la operación 208A o como se describe en referencia a las operaciones 140a y 153A para latidos de clase A) como el inicio de la activación final del latido seleccionado. En la operación 380, se selecciona el siguiente latido en el canal seleccionado y se repiten las operaciones 320A-370A para el latido seleccionado hasta que se hayan procesado todos los latidos en el canal seleccionado. Una vez que se hayan procesado todos los latidos en el canal seleccionado, se selecciona el siguiente canal en la operación 390A y se repiten las operaciones 310A-380A para el canal seleccionado, hasta gue se hayan procesado todos los canales de acuerdo con la figura 17C, excepto los canales no aptos para interpretación marcados en la figura 17A.

Se puede usar el intervalo diastólico (DI) y la relación de la duración del potencial de acción (APD) para identificar los inicios de la activación en un latido de una señal . En trastornos rítmicos complejos (por ejemplo, fibrilación cardíaca) , cuando la calidad de una señal no es suficiente para determinar con exactitud el inicio de la activación de un latido de clase B en una señal recibida a través de un canal, se puede usar el inicio de la activación de un latido de clase A conjuntamente con la dependencia de APD en un intervalo diastólico previo para estimar una ventana de aceptación para el latido de clase B. Más específicamente, se puede definir una APD para cada ciclo de activación en base a un intervalo diastólico previo para reconstruir el trazo de un potencial de acción (AP) a partir de la señal.

Se considera que el intento de reconstrucción del AP falló cuando la APD definida es menor que un mínimo predefinido (por ejemplo, 90 ms) o supera la duración del ciclo disponible dentro del cual debe ajustarse la APD. El trazo del AP mostrado en la figura 18 ilustra dicha falla.

Por ejemplo, considerando que las lineas discontinuadas son inicios de la activación seleccionados y las líneas verticales curvas es una APD en la reconstrucción del AP, la quinta APD no llegó a un nivel aceptable para la reactivación antes de que se alcance el siguiente inicio de la activación. Esto se considera una falla de reconstrucción e implica que la relación de APD-DI usada, unida con el DI inicial usado para calcular la primera APD (origen de DI) no es válida para representar las APD reales . Podría ser que la relación APD-DI era incorrecta, el origen de DI era incorrecto, o ambos.

Si se conoce la relación entre los DI y las APD, se puede usar una curva de restitución específica para el paciente para verificar una serie de inicios de la activación seleccionados sin realizar una cantidad de cálculos a través de un rango de valores para las constantes en la relación entre DI y APD. De acuerdo con la curva de restitución específica del cliente, una serie de inicios de la activación se considera incorrecta si no hay orígenes de DI que resulten en un trazo de AP correctamente reconstruido. Cuando se reconstruye el trazo de AP, si una gran cantidad desproporcionada de intentos de reconstrucción (para cada origen de DI) falla para cualquier inicio de la activación de confianza baja (después de los primeros cuatro inicios de la activación) , ese inicio de la activación se considera incorrecto y debe reevaluarse.

Se puede usar una función lineal o logarítmica (algoritmo) para relacionar el DI y la APD. Por ejemplo, una función lineal puede ser APD=C1*DI+C2. Una función logarítmica puede ser APD=Cl*ln (DI ) + C2. Si se conocen las constantes en la relación entre DI y APD, se puede asumir la función lineal APD=d*DI+C2. Las reconstrucciones de AP se pueden realizar para orígenes de DI posibles y para constantes posibles de Cl y C2. La cantidad total de fallas de reconstrucción de AP se pueden rastrear para cada inicio de la activación que está marcado. Se prevé que ocurra una cantidad mayor de fallas en la reconstrucción de AP en los primeros inicios de activación, ya que los orígenes de DI y constantes incorrectos generalmente no podrán ajustarse a la secuencia dentro de los primeros inicios de la activación. Si ocurre una gran cantidad desproporcionada de fallas más tarde en la reconstrucción de AP, el inicio de la activación se considera "imposible" y se marca para una revisión y/o análisis posterior.

Si se asume que la relación entre DI y APD es invariable para todas las ubicaciones en el corazón, la exactitud del cálculo se puede mejorar al excluir las constantes Cl y C2 que condujeron a reconstrucciones fallidas del trazo en señales que tienen inicios de la activación de confianza alta. De esta forma, el algoritmo que antecede excluirá todas las relaciones matemáticas entre DI y APD que probablemente no correspondan al paciente específico que se está analizando .

La figura 19A muestra una pluralidad de señales variables (404) con el tiempo, que se obtuvieron de sensores que reciben actividad cardíaca (eléctrica) del corazón de un paciente durante un trastorno rítmico complejo. Los sensores se pueden incluir en un catéter cardíaco que se introduce dentro del paciente o los sensores se pueden disponer fuera de su cuerpo. Cada una de las señales se representa con un identificador de señal, tal como "A1A2", "B3B4" y ,B5B6". Una toma o ventana ejemplar (402A) , que se indica con una porción sombreada en la figura 19A, representa la actividad ejemplar en cada una de las doce (12) señales cardíacas (404A) dentro de un período de tiempo especificado (por ejemplo, 2 ms) . Las señales cardíacas (402A) representan la actividad cardíaca eléctrica, durante un trastorno rítmico complejo, tal como la fibrilación auricular (AF) , de diversas ubicaciones en la aurícula, en las cuales se ubica un correspondiente sensor. Se debe observar que la detección del inicio de activación "más temprano" es imposible a través de la mera inspección visual de las señales cardíacas (404A) que se muestran en la figura 19A, ya que no hay un período quiescente detectable en las señales cardíacas (404A) para permitir la detección del inicio de la activación más temprano a partir de las señales (404A) .

La figura 19B muestra solo esa porción de la actividad eléctrica dentro de la ventana (402A) resaltada en la figura 19A. Las líneas verticales (504A) representan los inicios de la activación para cada una de las señales cardíacas variables en el tiempo. Como se puede apreciar fácilmente de las señales cardíacas indicadas en la figura 19B, no están bien definidos los inicios de la activación (504A) para al menos las señales identificadas por C5C6, C7C8 y D7D8. Las flechas (512A) definen un vector que conecta los puntos correspondientes en señales cardíacas adyacentes variables en el tiempo. Como se puede observar, no hay un inicio de la activación temprano detectable en las señales indicadas en la figura 19B. En otras palabras, no es posible rastrear simplemente la activación hasta el canal más temprano (que en este ejemplo es el canal C7C8) . Esto se debe a que pueden existir ondas coexistente en la fibrilación auricular (a diferencia de ritmos como la taquicardia supraventricular) . La figura 19D muestra algunas de estas posibles direcciones de las ondas, indicando posibles vías de ondas múltiples. Las consideraciones de la velocidad de conducción potencial máxima y mínima, y otras propiedades fisiológicas descritas anteriormente, determinará las vías de ondas que tienen más o menos probabilidades de explicar las señales continuas, variables y complejas observadas en cada electrodo.

La figura 19C muestra una vista expandida de la señal identificada por C7C8 para la cual no se puede determinar un inicio de la activación debido a múltiples desviaciones, y una indicación de la correspondiente duración del potencial de activación (APD) ajustado por la frecuencia, elemento 606. La APD ajustada por la frecuencia (606) indica que las señales en este canal particular (C7C8) no pueden ocurrir hasta casi el final de la APD ajustada por la frecuencia (606A) . Este hecho se usa para eliminar las desviaciones de la señal (C7C8) que ocurren dentro de la APD (606A) , tal como se muestra por las flechas (608A) y evitar contar las desviaciones como inicios de la activación Esto se debe a que el tejido cardíaco no es capaz de reactivarse físicamente por la duración de la APD ("repolarización") (606A). Naturalmente, la posición real de la APD (606A) depende del tiempo del inicio de la activación previo (610A) .

La figura 19D es una representación bidimensional de las posiciones de los sensores cardíacos, que proporciona un cuadro en la aurícula de un paciente. La representación de los puntos en el cuadro, tal como WB78", "C56" y "D12", corresponde a los electrodos o sensores que se usan para proporcionar las señales cardíacas variables en el tiempo, tal como "B7B8", "C5C6" y "D1D2", respectivamente, tal como se muestra en las figuras 19A y 19B. Por lo tanto, el sensor "B78" corresponde a la señal cardíaca variable en el tiempo "B7B8" y el sensor "C56" corresponde a la señal cardíaca "C5C6". Las flechas (714A) que conectan los sensores especificados en la figura 19D representan el vector dirigido entre las ubicaciones correspondientes de la aurícula del paciente. Por lo tanto, usando solo la información en la señal cardíaca (C5C6) , se puede determinar el inicio de la activación asociado con la señal C5C6 usando la interpolación no lineal del vector desde los sensores C78 a C34, cuyas activaciones son conocidas. Los vectores alternativos, tales como los de los sensores B3 a C34, son improbables, ya que requiere una velocidad de conducción que es demasiado rápida para ser exhibida por el tejido cardíaco. La señal cardíaca D7D8 por lo general se descarta por ser un canal o señal no apta de interpretación.

La figura 20A muestra ejemplos de diversos métodos para detectar latidos, determinando los inicios de la activación e ignorando el ruido en las señales cardíacas variables con el tiempo que se muestran en la figura 19A. Se muestra una señal cardíaca variable en el tiempo de un canal de confianza alta como la señal 802A. A fin de marcar o etiquetar los inicios de la activación en la señal 802A, se puede derivar una plantilla de una de las desviaciones (o latidos) más detectables en un determinado período de tiempo de la señal 802A. Esta plantilla (804A) se uede usar para detectar latidos siguientes y anteriores en la señal ( 802 ) usando funciones de correlación u otros métodos. Se muestra otro método que se puede usar para etiquetar los inicios de la activación en la señal (802A) empleando una APD adaptada a la frecuencia (806A) , que ya se describió esencialmente en referencia a la figura 19C. Es decir, se eliminan las desviaciones que ocurren en la señal (802) antes de la finalización (808A) de la APD (806A) o se clasifican como ruido, ya que el tejido cardíaco es físicamente incapaz de reactivarse durante este tiempo. En consecuencia, se eliminan las desviaciones indicadas por la flecha (810) y dejan de considerarse inicios de la activación. Otro método para determinar los inicios de la activación con precisión es filtrar el ruido dentro de un rango de frecuencia o ancho de banda especificado, tal como se muestra por las flechas (812A) en la figura 20A, lo cual luego se elimina y deja de considerarse inicios de la activación. Los tiempos de inicio de la activación se determinan usando una combinación de lo siguiente: comparación de plantillas, umbral de voltaje predeterminado y dv/dt máximo, que se define como la máxima velocidad de cambio del voltaje con respecto al tiempo o pendiente de la señal cardíaca variable en el tiempo.

La figura 20B muestra una señal (902A) de un canal de confianza baja. Para los canales de frecuencia baja, se pueden usar diferentes plantillas para detectar diversas formas de componentes o desviaciones de la señal . Por lo tanto, se podría definir y usar una plantilla diferente para detectar los inicios de la activación asociados con una pluralidad de formas diferentes identificadas como "A", "B" y "C" en la figura 20B.

La figura 20C muestra una seña (1010A) de un canal complejo, en el que las formas de las representaciones individuales de latidos varían significativamente de un latido a otro. Los métodos de restitución de APD y vector se encuentran entre los métodos descritos anteriormente, que se pueden usar para determinar los inicios de la activación para este tipo de señal.

Las figuras 21A y 21B proporcionan detalles adicionales a los indicados en las figuras 19B y 19D, respectivamente, para definir un método para determinar los inicios de la activación de latidos de clase B usando vectores . Como en la figura 19B, las líneas verticales cortas (1102A) indicadas en la figura 21A representan un ejemplo de inicios de la activación determinados con respecto a las señales cardíacas variables en el tiempo. Los números (1104A) indicados en la proximidad de cada una de las líneas verticales representan el tiempo de los inicios de la activación para la correspondiente señal cardíaca variable en el tiempo, en relación con un tiempo de inicio determinado. Por ejemplo, el tiempo del inicio de la activación para la señal cardíaca B3B4, que se proporciona como "37", ocurre antes del tiempo del inicio de la activación para la señal cardíaca B1B2, que se proporciona como "42". La figura 21B muestra la matriz o cuadro de sensores identificados como 1106, tal como "B34", "B12", "C12" y D12" . Los vectores probables se muestran en la figura 21B como flechas o líneas (1108A) que conectan sensores específicos (1106A) . Por ejemplo, se asume que el inicio de la activación en la señal cardíaca C5C6, que se denota como un canal B, se debe determinar usando vectores de los canales circundantes que tienen inicios de la activación determinados. De la figura 21B, las vías de vector más probables a través de la señal cardíaca C5C6 (con el inicio de la activación desconocido) es desde el sensor C78 al C34, dado que las vías alternativas, por ejemplo, a través del sensor C56, exhibirían una velocidad de conducción que es demasiado rápida (por ejemplo, del sensor B56 al C56) , o menos probable (por ejemplo, una progresión en zigzag a través de los sensores B78, B56, C78 y C56) que la de los sensores C78 a C34. En consecuencia, el resultado del análisis indica que el inicio de la activación para la señal cardíaca C5C6 se deriva usando un vector, que no es necesariamente lineal, entre los inicios de la activación asociados con los sensores C78 y C.l, y por ende, las señales cardíacas C7C8 y C3C4, respectivamente.

Las figuras 22A-22C muestran imágenes de las vías de ondas reconstruidas en la fibrilación de los inicios de la activación seleccionados, de acuerdo con el método y sistemas descritos en esta solicitud. Los inicios de la activación se proporcionan como números (en unidades de milisegundos ) dispuestos en un arreglo o cuadro bidimensional . El cuadro de números que se muestra en las figuras 22A-22C corresponde al cuadro de sensores cardíacos que se muestran en las figuras 19B, 19D y 21B, y por lo tanto, representa los tiempos de inicio de la activación determinados por los sensores cardíacos en el mismo lugar. Para cada canal, el latido en consideración se proporciona con un número que representa su tiempo de inicio de la activación en milisegundos, y por tanto, el vector de activación resultante sobre este espacio bidimensional. Cabe señalar que estos tiempos de activación pueden indicar latidos de clase B o también latidos de clase B tras la asignación inicial de la figura 17B. Los canales de confianza baja se marcan con un signo de interrogación. Las vías de ondas se reconstruyen como curvas espaciales de inicios de la activación iguales o similares. Por ejemplo, en la figura 22A, se dibuja una curva de nivel (1302A) para conectar dos sensores con inicios de la activación muy similares (12 ms y 11 ms) para representar la ubicación de un frente de ondas a aproximadamente 11 ms a 12 ms . En forma similar, se dibuja una curva de nivel (1304A) para conectar los sensores asociados con tiempos de inicio de la activación similares (90 ms, 81 ms y 81 ms) para representar la ubicación de un frente de ondas a aproximadamente 81 ms a 90 ms . Cada una de las curvas se nivel se marcan para indicar el tiempo relativo de cada curva de nivel con respecto a las restantes curvas de nivel. En consecuencia, la curva de nivel más temprana se indicará con ?e", y la última curva de nivel, identificada como la línea 1306A, se indicará como Las flechas (1310A, 1312A) indican la dirección del vector a medida que la onda se propaga a través de las curvas de nivel. Por lo tanto, la figura 22A muestra una colisión de dos vectores independientes (1310A, 1312A) . Las curvas de nivel y los vectores se usan para definir los inicios de la activación en señales de confianza baja marcados con un signo de interrogación.

Asimismo, los inicios de la activación se determinan usando la restitución de APD y los tiempos de repolarización, así como los ángulos de fibra (vías anatómicas) . Por ejemplo, si los ángulos de fibra son perpendiculares al vector de propagación en la colisión indicada, esto añade confianza a los resultados. De lo contario, se podrá requerir otra repetición para asegurar que los tiempos de inicio de la activación no estén distorsionados por las desviaciones particulares en los canales de clase B que dieron esta apariencia de enlentecimiento . En general, se espera que la propagación de ondas perpendicular a los ángulos de fibra sea más lenta que la propagación paralela a los ángulos de fibra. Los ángulos de fibra se proporcionan a partir de la experimentación, y a partir de ángulos conocidos y aniostropía en determinados lugares de la aurícula, tal como la pared auricular izquierda posterior y el circuito septopulmonar de Papez .

Los cambios de forma de los latidos y las discontinuidades se muestran como líneas azules. En general, se considera que la inversión de la polaridad de la señal del latido indica que la onda está pasando el electrodo de registro bipolar en la dirección contraria. La información se puede usar como un paso de verificación adicional para determinar si las curvas de onda se alteraron en los momentos de cambio sustancial de polaridad del latido.

En forma similar, la figura 22B muestra otra imagen ejemplar, excepto que el frente de ondas definido allí es un rotor o un patrón rotacional, tal como se indica por la progresión de la curva-de nivel (1402A-1412A) de a "/", y una flecha (1414A) .

En forma similar, la figura 22C muestra una imagen ejemplar que representa un latido focal que emana de una ubicación central definida por la curva de nivel (1502A), que procede hacia afuera a lo largo de las flechas (1504A) hacia la curva de nivel (1506A) .

La figura 23A muestra una representación bidimensional de una matriz de sensores (1602A) , que se muestran como puntos o posiciones de electrodos superpuestos en una superficie auricular cardíaca, indicada por la forma trazada a mano. Esta forma indica la aurícula izquierda, cortada horizontalmente a través del plano de la válvula mitral, con las dos mitades dobladas hacia arriba y hacia abajo. Por lo tanto, la porción superior indica la válvula mitral superior y la porción inferior indica la válvula mitral inferior.

La figura 23B muestra señales cardíacas variables en el tiempo obtenidas de nueve (9) de los electrodos o sensores cardíacos (1602A) representados en la figura 23A. Las señales cardíacas se muestran como señales sin procesar (1702A) ya que se obtienen directamente, o con una cantidad mínima de procesamiento o filtro, desde los sensores cardíacos.

La figura 23C muestra una imagen ejemplar obtenida de las señales sin procesar (1702A) representadas en la figura 23B usando métodos convencionales conocidos en la técnica. Dado que la imagen se obtiene directamente a partir de las señales sin procesar, ( el resultado es un mapa confuso con una pluralidad de patrones errantes que no indican ningún patrón del origen o inicio de la activación más temprano asociado con el trastorno rítmico complejo (es decir, no indica la trayectoria de activación) . La imagen de la figura 24A corresponde al cuadro que se muestra en la figura 23A, ya que las ubicaciones en el cuadro corresponden a la posición de los sensores, relacionados con las ubicaciones en el volumen cardíaco. Las áreas sombradas que se muestran en la imagen representan los inicios de la activación relativos a un tiempo de inicio determinado de acuerdo con la escala 1802A en el costado derecho de la imagen. La escala de grises (1802A) indica el sombreado asociado con los inicios de la activación (por ejemplo, en milisegundos ) . Entonces, por ejemplo, las porciones de la imagen que se muestran en el área 1804A tienen un tiempo de inicio de la activación anterior que las porciones que se muestran en el área 1806A, que son anteriores que las porciones que se muestran en el área 1808A.

La figura 23C muestra el resultado de etiquetar inicios de la activación para latidos en cada una de las nueve señales sin procesar de acuerdo con los sistemas y el método descrito en la presente. Los inicios de la activación se muestran como líneas punteadas (1902A) . Los procesos descritos en las figures 17A-17C se usan para generar los tiempos de activación para cada latido en cada canal indicado por las líneas verticales en la figura 23C.

La figura 24B muestra una imagen ejemplar derivada del etiquetado de los tiempos de inicio de la activación en la figura 23C, en la que se muestra un rotor donde el área roja (indicada como "R") se une con el área azul (indicada como "B") a través de los diferentes tonos de la escala de grises entre estas tonalidades, según se muestra por la flecha (2002) alrededor de un centro. Este centro es el punto de apoyo alrededor del cual la activación rota para crear un roto. Debe observarse que la imagen en la figura 24B indica claramente el rotor que no era detectable en la imagen que se muestran en la figura 24A. Asimismo, la ubicación precisa del ~ centro del rotor puede moverse en el espacio (migrar) con el tiempo, pero por lo general permanece dentro de un pequeño lugar .

La figura 23D muestra una reconstrucción de la duración del potencial de activación (APD) (2102A) , que comienza en los inicios de la activación determinados en la figura 23A y se extiende por un tiempo especificado o se debilita posteriormente. En consecuencia la APD (2102A) comienza con los inicios de la activación (2104A) y se extiende hasta el final (2103A) de la APD.

La figura 24C muestra una imagen en la que los tiempos de activación etiquetados y determinados en la figura 23C y la APD reconstruida y determinada en la figura 23D se usan para definir la intersección entre una línea de despolarización, que se indica por una curva de nivel (2202A) y una línea de repolarización, que se indica por una curva de nivel (2204A) . Específicamente, cada serie de tiempo de APD reconstruida se usa como un ingreso en la transformada de Hilbert. Se aplica un algoritmo contrario a la tendencia para fijar los voltajes en los tiempo de activación en cero. La transformada de Hilbert se usa para construir el plano de fase de señales contrarias a la tendencia. Luego, la transformada de Hilbert en todos los electrodos se interpola sobre un cuadro regular fino. Las distribuciones espaciales de la fase se analizan con una técnica de carga topológica para ubicar las singularidades de la fase asociadas con los extremos de los frentes de ondas , tal como en la punta de una onda reentrante. Los frentes de ondas de activación se construyen rastreando las isolíneas de fase cero usando una técnica de borde activo. En resumen, para una fotografía en el tiempo, la línea 2202A indica el borde principal de despolarización a través del tejido, y la línea 2204A indica el borden de salida de repolarización. La intersección de estas líneas indica el centro de un rotor. Se ha demostrado mediante la reducción clínica a la práctica que el centro de este rotor es la ubicación donde la energía de ablación puede eliminar la fibrilación auricular. Otros tratamientos, como la administración de una corriente despolarizante o repolarizante, y la administración de terapia de genes u otros agentes activos también se puede aplicar al lugar del tejido (región espacial) donde radica el rotor.

Cabe señalar que estas técnicas exactas también pueden revelar un latido focal, para el cual las curvas de tiempo de activación y la transformada de Hilbert revelarían activaciones que emanan del origen de un latido focal, con una desorganización posterior, si el ritmo resulta en fibrilación auricular o fibrilación ventricular (para lo cual se describe anteriormente un tratamiento ejemplar) .

La figura 25 es un diagrama de bloque de un sistema informático 2300A. El sistema informático ( 2300A) puede incluir un conjunto de instrucciones que pueden ejecutarse para ordenar al sistema informático ( 2300A) a realizar uno o más de los métodos o funciones informáticas descritas en la presente con respectó a las figuras 17A-24C. El sistema informático ( 2300A) o cualquier porción del mismo, puede funcionar como un dispositivo independiente o puede estar conectado (por ejemplo, usando una red 2324A) a otros sistemas o dispositivos informáticos descritos con respecto a las figuras 17A-24C. Por ejemplo, el sistema informático (2300A) puede incluir o estar incluido dentro de uno o más catéteres, dispositivos informáticos, servidores, sensores biológicos y/o cualquier otro dispositivo o sistema descrito en la presente con respecto a las figuras 1-24C.

En un entorno de red, el sistema informático (2300A) puede funcionar como un servidor o una máquina cliente en un entorno de red servidor-cliente, o una máquina pare en un entorno de red par a par (o distribuido) . El sistema informático ( 2300A) también se puede implementar o incorporar en diversos dispositivos, tal como una computadora personal (PC) , una tableta PC, un asistente personal digital (PDA) , una aplicación web, un dispositivo de comunicaciones, un dispositivo móvil, un servidor, un cliente o cualquier otra máquina capaz de ejecutar un conjunto de instrucciones (secuenciales o de otro tipo) que especifican acciones que deben ser realizadas por la máquina. Asimismo, si bien se ilustra un único sistema informático (2300A) , el término "sistema" debe entenderse que incluye cualquier colección de sistemas o subsistemas que individual o conjuntamente ejecutan un conjunto o varios conjuntos de instrucciones para realizar una o más funciones informáticas.

Tal como se ilustra en la figura 25, el sistema informático (2300A) puede incluir un procesador (2302A) por ejemplo, una unidad de procesamiento central (CPU, una unidad de procesamiento de gráficos (GPU) o ambos. Asimismo, el sistema informático (2300A) puede incluir una memoria principal (2304A) y una memoria estática (2306A) que se pueden comunicar entre sí a través de un bus (2326A) . Tal como se indica, el sistema informático (2300A) puede incluir además una pantalla de video (2310A) , tal como una pantalla de cristal líquido (LCD) , un diodo orgánico de emisión de luz (OLED) , una pantalla plana, una pantalla de estado sólido o un tubo de rayos catódicos (CRT) . Adicionalmente, el sistema informático (2300A) puede incluir un dispositivo de ingreso (2312A) , tal como un teclado y un dispositivo de control del cursor (2314A) , tal como un mouse. El sistema informático (2300A) también puede incluir una unidad de disco (2316A) , un dispositivo de generación de señales (2322A) , tal como un altavoz o un control remoto, y un dispositivo de interfaz de red (2308A) .

En una realización particular, como se ilustra en la figura 25, la unidad de disco (2316A) puede incluir un soporte magnético (2318A) en el que se pueden incorporar uno o más conjuntos de instrucciones (2320A) (por ejemplo, software) . Asimismo, las instrucciones (2320A) pueden incorporar uno o más de los métodos, funciones o lógica descritos en el presente con referencia a las figuras 1-24C. En una realización particular, las instrucciones (2320A) pueden residir completamente, o al menos, parcialmente, dentro de la memoria principal (2304A) , la memoria estática (2306A) y/o dentro del procesador (2302A) durante la ejecución por parte del sistema informático (2300A) . La memoria principal (2304A) y el procesador (2302A) también pueden incluir soportes magnéticos .

En una realización alternativa, se pueden construir implementaciones de hardware específicas, tales como circuitos integrados específicos para la aplicación, disposiciones lógicas programables y otros dispositivos de hardware, para implementar uno o más de los métodos, funciones o lógica descritos en la presente. Las aplicaciones que pueden incluir el aparato y los sistemas de las diversas realizaciones pueden comprender ampliamente una variedad de sistemas electrónicos e informáticos. Una o más realizaciones descritas en la presente pueden implementar funciones que usen dos o más módulos específicos de hardware interconectados o dispositivos con señales de datos y control relacionado que se pueden comunicar entre y mediante los módulos, o como porciones de un circuito integrado específico de la aplicación. En consecuencia, la presente invención comprende implementaciones de software, firmware y hardware.

De acuerdo con las diversas realizaciones, los métodos, funciones o lógica descritos en la presente pueden implementarse mediante programas de software que se realizan tangiblemente en un medio que puede ser leído y ejecutado por un procesador. Asimismo, en una realización ejemplar no limitante, las implementaciones pueden incluir el procesamiento distribuido, el procesamiento distribuido de componentes/ob etos , así como procesamiento paralelo. En forma alternativa, se puede construir un procesamiento de sistema informático virtual para implementar uno o más de los métodos, funcionalidades o lógica descritos en la presente.

Si bien el soporte magnético se muestra como un único soporte, el término "soporte magnético" incluye un único soporte o múltiples soportes, tales como una base de datos centralizada o distribuida, y/o cachés o servidores asociados que almacenan uno o más conjuntos de instrucciones. El término "soporte magnético" también incluirá cualquier soporte que sea capaz de almacenar, codificar o transportar un conjunto de instrucciones para que un procesador las ejecute o que ordenan a un sistema informático realizar uno o más de los métodos, funciones, lógica u operaciones descritas en la presente.

En una realización ejemplar no limitante, el soporte magnético puede incluir una memoria en estado sólido, como una tarjeta de memoria u otro paquete que albergue una o más memorias de lectura no volátil. Asimismo, el soporte magnético puede ser una memoria de acceso aleatorio u otra memoria grabable volátil. Adicionalmente, el soporte magnético puede incluir un soporte magneto-óptico u óptico, tal como un disco o cintas, u otro dispositivo de almacenamiento para capturar las señales de ondas del vehículo, tal como señales comunicadas a través de un medio de transmisión. Un archivo digital adjunto a un correo electrónico u otro archivo con información incorporada o conjunto de archivos se puede considerar un medio de distribución que es equivalente a un medio de almacenamiento tangible. En consecuencia, se considera que la invención incluye uno o más soportes magnéticos o un medio de distribución, u otros equivalentes y medios sucesores, en los que se pueden almacenar datos o instrucciones.

De acuerdo con diversas realizaciones, los métodos, funciones y lógica descrita en la presente se puede implementar como uno o más programas de software que se ejecutan en un procesador informático. Asimismo, se pueden construir implementaciones de hardware específicas, entre ellas, circuitos integrados específicos para la aplicación, disposiciones lógicas programables y otros dispositivos de hardware, para implementar los métodos descritos en la presente Además, las implementaciones alternativas de software que incluyen, entre otras, el procesamiento distribuido o el procesamiento distribuido de componentes/obj etos , el procesamiento paralelo o el procesamiento de máquina virtual, también se pueden construir para implementar los métodos, funciones o lógica descrita en la presente.

También debe notarse que el software que implementa los métodos, funciones o lógica descritos podrá opcionalmente almacenarse en un medio de almacenamiento tangible, tal como: un soporte magnético, tal como un disco o cinta; un soporte magneto-óptico u óptico, tal como un disco; o un soporte en estado sólido, tal como una tarjeta de memoria u otro paquete que albergue una o más memorias de lectura no volátil, memorias de acceso aleatorio, u otras memorias de escritura (volátil) . Un archivo digital adjunto a un correo electrónico u otro archivo con información incorporada o conjunto de archivos se considera un medio de distribución que es equivalente a un medio de almacenamiento tangible. En consecuencia, se considera que la invención incluye un medio de almacenamiento tangible o un medio de distribución, tal como se indica en la presente u otros equivalentes y medios sucesores, en los que se pueden almacenar las implementaciones de software descritas aquí.

Por lo tanto, se han descrito métodos, sistemas y aparatos para la detección, diagnóstico y tratamiento de trastornos rítmicos biológicos (complejos). Si bien se han descrito realizaciones ejemplares específicas, será evidente que se pueden efectuar diversas modificaciones y cambios a estas realizaciones sin apartarse del alcance más amplio del objeto de la invención que se describe aquí. En consecuencia, la memoria descriptiva y los dibujos deben considerarse ilustrativos, en lugar de restrictivos. Los dibujos adjuntos que forman parte de la presente muestran a modo de ilustración, y no de limitación, las realizaciones específicas en las que se puede poner en práctica el objeto. Las realizaciones ilustradas se describen con suficiente detalles como para permitir a un experto en la técnica poner en práctica los conocimientos que se divulgan en la presente. Se pueden utilizar y extraer otras realizaciones a partir de las descritas, de modo tal que las sustituciones y cambios lógicos y estructurales se hagan sin apartarse del alcance de esta invención. Por lo tanto, esta descripción detallada no debe considerase en el sentido limitante y el alcance de las diversas realizaciones se define únicamente por las reivindicaciones adjuntas, conjuntamente con el amplio rango de equivalentes que merecen dichas reivindicaciones.

Las realizaciones del objeto de la invención se pueden mencionar en la presente en forma individual y/o colectiva con el término "invención" meramente por conveniencia y sin la intención de limitar voluntariamente el alcance de esta solicitud a ninguna invención o concepto de la invención si de hecho se describe más de uno. Por ende, si bien se ilustran y describen en la presente realizaciones específicas, debe apreciarse que cualquier arreglo calculado para lograr el mismo propósito se puede sustituir por las realizaciones específicas mostradas. Se pretende que el presente documento cubra todas y cualesquiera adaptaciones o variaciones de las diversas realizaciones. Las combinaciones de las realizaciones anteriores y otras realizaciones no descritas específicamente en la presente serán a aparentes para los expertos en la técnica tras revisar la descripción que antecede.

En la descripción de realizaciones que antecede, diversas características están agrupadas en una única realización con el fin de simplificar la descripción. No debe interpretarse que este método de divulgación refleja que las realizaciones reivindicadas tienen más características que las establecidas expresamente en cada reivindicación. Por el contrario, tal como reflejan las siguientes reivindicaciones, el objeto de la invención no radica en la totalidad de las características de una única realización descrita. Por lo tanto, las siguientes reivindicaciones se incorporan a la descripción de las realizaciones, cada una de las cuales es independiente como una realización ejemplar separada.

Referencias Abreu Filho, C. A. C, L. A. F. Lisboa, et al. (2005) . "Effectiveness of the Maze Procedure Using Cooled-Tip Radiofrequency Ablation in Patients with Permanent Atrial Fibrillation and Rheumatic Mitral Valve Disease." Circulation 112 (9_suppl) : 1-20-25.

Allessie, M. A., J. Ausma, et al. (2002) . "Electrical , Contractile and Structural Remodeling during Atrial Fibrillation." Cardiovasc Res 54(2) : 230-246.

Bardy, G. H., K. L. Lee, et al. (2005) . "Amiodarone or an Implantable Cardioverter-Defibrillator for Congestive Heart Failure." N Engl J Med 352(3) : 225-237.

Calkins, H., J. Brugada, et al. (2007) . "HRS/EHRA/ECAS expert Consensus Statement on catheter and surgical ablation of atrial fibrillation: recommendations for personnel, policy, procedures and follow-up. A report of the Heart Rhythm Society (HRS) Task Forcé on catheter and surgical ablation of atrial fibrillation. European Heart Rhythm Association (EHRA) ; European Cardiac Arrhythmia Society (ECAS) ; American College of Cardiology (ACC) ; American Heart Association (AHA) ; Society of Thoracic Surgeons (STS)." Heart Rhythm 4(6) : 816-61.

Cappato, R. , H. Calkins, et al . (2005) . "Worldwide Survey on the Methods, Efficacy, and Safety of Catheter Ablation for Human Atrial Fibrillation. " Circulation 11(9) : 1100-1105.

Cappato, R. , H. Calkins, et al. (2009) . "Prevalence and causes of fatal outcome in catheter ablation of atrial fibrillation." J Am Col! Cardiol(19) : 1798-803.

Cheema, A., C. R. Vasamreddy, et al. (2006) . "Long-term single procedure efficacy of catheter ablation of atrial fibrillation" J Interv Card Electrophysiol (3 ) ; 145-155.

Cox, J. L . (2004) . "Cardiac Surgery For Arrhythmias." Cardiovasc Electrophysiol. 15: 250-262.

Cox, J. L. (2005) . "The central controversy surrounding the interventional-surgical treatment of atrial fibrillation." J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 129(1) : 1-4.

Ellis, E. R., S. D. Culler, et al. (2009) . "Trends in utilization and complications of catheter ablation for atrial fibrillation in Medicare beneficiarles." Heart Rhythm 6(9) :1267-73.

Gaspo, R., R. F. Bosch, et al. (1997) . "Functional Mechanisms Underlying Tachycardia-lnduced Sustained Atrial Fibrillation in a Chronic Dog Model . " Circulation 96(11) : 4027 -4035 .

Kalifa, J., K . Tanaka, et al . (2006). " echanisms of Wave Fractionation at Boundaries of High-Frequency Excitation in the Posterior Left Atrium of the Isolated Sheep Heart During Atrial Fibrillation." Circulation 113(5): 626- 633 .

Knecht, S., F. Sacher, et al. (2009 ) . "Long Term Follow-Up of Idiopathic Ventricular Fibrillation Ablation: A Multicenter Study." J Am Coll Cardiol54 ( 6 ) : 552-528.

Masse, S., E. Downar, et al. (2007). "Ventricular fibrillation in myopathic human hearts : mechanistic insights from in vivo global endocardial and epicardial mapping." Am J Physiol Heart Circ Physiol(6): H2589-97.

Myerburg, R. J. and A. Castellanos ( 2006 ) . "Emerging paradigms of the epidemiology and demographics of sudden cardiac arrest." Heart Rhythm 3(2): 235-239 .

Nademanee, K., J. McKenzie, et al. ( 2004a ) . "A new approach for catheter ablation of atrial fibrillation: mapping of the electrophysiologic substrate." J. Am. Coll. Cardiol. 43 (11) : 2044-2053.

Narayan, S. M. , D. E. Krummen, et al. (2006d) .

"Evaluating Fluctuations in Human Atrial Fibrillatory Cycle Length Using Monophasic Action Potentials." Pacing Clin Electrophysiol29 (11) : 1209-1218.

Nash, M. P., A. Mourad, et al. ( 2006 ) . "Evidence for Múltiple Mechanisms in Human Ventricular Fibrillation" Circulation 114: 536-542.

Ng, J., A. H. Kadish, et al . (2006) . "Effect of electrogram characteristics on the relationship of dominant frequency to atrial activation rate in atrial fibrillation. " Heart Rhyt m 3 (11) : 1295-1305.

Ng, J., A. H. Kadish, et al . (2007) . "Technical considerations for dominant frequency analysis . " J Cardiovasc Electrophysiol (7) : 757-64.

Oral, H. , A. Chugh, et al . (2007) . "Radiofrequency catheter ablation of chronic atrial fibrillation guided by complex electrograms . " Circulation 115(20) : 2606-12.

Oral, H . , A. Chugh, et al. (2009) . "A randomized assessment of the incremental role of ablation of complex fractionated atrial electrograms after antral pulmonary vein isolation for long-lasting persistent atrial fibrillation." J Am Coll Cardiol (9) : 782-9.

Reddy, V. Y., M. R. Reynolds, et al. (2007) . "Prophylactic catheter ablation for the prevention of defibrillator therapy. " N Engl J Med 357(26) : 2657-65.

Ryu, K . , S. C. Shroff, et al. (2005) . "Mapping of Atrial Activation During Sustained Atrial Fibrillation in Dogs with Rapid Ventricular Pacing Induced Heart Failure: Evidence for a Role of Driver Regions . " Journal of Cardiovascular Electrophysiology 16(12) : 1348-1358.

Sahadevan, J., K. Ryu, et al. (2004) . "Epicardial Mapping of Chronic Atrial Fibrillation in Patients: Preliminary Observations." Circulation 110(21) : 3293-3299.

Sanders, P. , O. Berenfeld, et al . (2005a) . "Spectral Analysis Identifies Sites of High-Frequency Activity Maintaining Atrial Fibrillation in Humans . " Circulation 112 (6) :789-797.

Singh, B. N. , S. N. Singh, et al . (2005) . "Amiodarone versus Sotalol for Atrial Fibrillation." N Engl J Med 352 (18) : 1861-1872.

Skanes, A. C, R. Mandapati, et al . (1998) .

"Spatiotemporal Periodicity During Atrial Fibrillation in the Isolated S eep Heart." Circulation 98(12) : 1236-1248.

Tabereaux, P. B., G. P. Walcott, et al. (2007) . "Activation patterns of Purkinje fibers during long-duration ventricular fibrillation in an isolated canine heart model . " Circulation 116 (10) : 1113-9.

Vaquero, M. , D. Calvo, et al. (2008) . "Cardiac fibrillation: From ion channels to rotors in the human heart . " Heart Rhythm.

Waldo, A. L. and G. K. Feld (2008) . "Inter-relationships of atrial fibrillation and atrial flutter mechanisms and clinical implications." J Am Coll Cardiol 51(8) : 779-86.

Warren, M. , P. K. Guha, et al. (2003) . "Blockade of the in ard rectifying potassium current terminates ventricular fibrillation in the guinea pig heart." J Cardiovasc Electrophysiol 14(6) : 621-31.

Wijffels, M. C, C. J. Kirchhof, et al . (1995) . "Atrial fibrillation begets atrial fibrillation: a study in awake chronically instrumented goats." Circulation 92: 1954-1968.

Se hace constar que con relación a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención.

Claims

REIVINDICACIONES 1. Un sistema para reconstruir la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho sistema incluye: al menos, un dispositivo informático configurado para: recibir señales de información cardíaca del corazón del paciente sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja dentro de una ventana de aceptación; ordenar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo. 2. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables. 3. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde el trastorno rítmico complejo no incluye ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes. 4. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde el trastorno rítmico complejo no comprende ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca. 5. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático clasifica las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja usando al menos uno de los siguientes: inicio de activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dv/dt máximo, comparación de plantillas, frecuencia y amplitud. 6. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático determina la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: ADP, velocidad de conducción (CV) , ángulo de fibra, vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables y factores anatómicos. 7. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático elimina las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca, y filtra las señales de información cardíaca. 8. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático ignora al menos una de las señales de información cardíaca usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas, frecuencia y amplitud. 9. El sistema de acuerdo con la reivindicación 5, donde dicho dispositivo informático realiza comparación de plantillas al identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas. 10. El sistema de acuerdo con la reivindicación 5 que comprende además un sistema experto que realiza la comparación de plantillas. sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático clasifica los latidos asociados con las señales de información cardíaca según una forma asociada con los latidos a ser clasificados. 12. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático clasifica los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor o igual que la duración del potencial de acción (APD) mínima y menor o igual que la duración del ciclo máxima. 13. El sistema de la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático clasifica los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o mayor que la duración del ciclo máxima. 14. El sistema de acuerdo con la reivindicación 2, donde dicho dispositivo informático modifica el vector de vía de ondas usando al menos una de las siguientes: forma del latido, polaridad del latido y emanación radial/rotativa circundante. 15. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1 que comprende además un sistema experto que determina la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , vector de vía de ondas que conecta al menos dos inicios de la activación detectables, frecuencia y ángulo de fibra. 16. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1 que comprende además un sistema experto que determina los inicios de la activación usando formas de ondas . 17. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase. 18. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1, donde dicho dispositivo informático determina los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja al conciliar los inicios de la activación determinados usando al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase. 19. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1 que comprende además : al menos un dispositivo de almacenamiento configurado para almacenar señales de información cardíaca recibidas del corazón de un paciente; dicho dispositivo de almacenamiento es acoplable, desde el punto de vista operativo, al dispositivo informático para proporcionar señales al referido dispositivo informático. 20. El sistema de acuerdo con la reivindicación 1 que comprende además : un catéter que comprende una pluralidad de sensores para recibir señales de información cardíaca del corazón de un paciente y acoplable, desde el punto de vista operativo, a dicho dispositivo informático para proporcionar señales de información cardíaca al referido dispositivo informático. 21. El sistema de acuerdo con una o más de las reivindicaciones 1-20, donde dicho dispositivo informático comprende un soporte magnético que tiene instrucciones almacenadas, las cuales, al ser ejecutadas por el dispositivo informático, ordenan al dispositivo de procesamiento que realice las operaciones de dicho dispositivo informático. 22. El sistema de acuerdo con una o más de las reivindicaciones 1-21. 23. Un ensamblaje para facilitar la reconstrucción de información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho ensamblaje incluye : un catéter que comprende una pluralidad de sensores configurados para proporcionar señales de información cardíaca; y un soporte magnético acoplable, desde el punto de vista operativo, a los sensores; dicho soporte magnético incluye instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo al: recibir señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja dentro de una ventana de aceptación; ordenar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardiaco complejo. 24. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables . 25. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el trastorno rítmico complejo no incluye ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes. 26. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el trastorno rítmico complejo no comprende ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca. 27 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo al clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja usando al menos uno de los siguientes: inicio de la activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dv/dt máximo, comparación de plantillas, frecuencia y amplitud. 28 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar la ventana de aceptación usando al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , ángulo de fibra, vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables, y factores anatómicos. 29 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al: eliminar las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca; y filtrar las señales de información cardíaca. 30 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al ignorar al menos una de las señales de información cardíaca usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas, frecuencia y amplitud. 31. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al realizar comparación de plantillas al identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas. 32. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al realizar comparación de plantillas usando un sistema experto, el cual usa tipos de latidos para realizar la comparación de plantillas . 33 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca según una forma asociada con los latidos a ser clasificados. 34 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o menor que la duración del ciclo máxima. 35 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima o mayor que la duración del ciclo máxima. 36. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 24, donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al modificar el vector de vía de ondas usando al menos una de las siguientes : forma del latido, polaridad del latido y emanación radial/rotativa circundante. 37. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar la ventana de aceptación usando un sistema experto, que usa al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables, frecuencia y ángulo de fibra, para determinar la ventana de aceptación. 38 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar los inicios de la activación usando un sistema experto que comprende formas de ondas . 39 . El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 , donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase. 40. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23, donde el soporte magnético comprende instrucciones, las cuales, al ser ejecutadas por un dispositivo informático, ordenan al dispositivo informático que reconstruya la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar el origen del trastorno rítmico complejo al determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase. 41. El ensamblaje de acuerdo con la reivindicación 23 que comprende además : al menos un dispositivo de almacenamiento configurado para almacenar señales de información cardíaca recibidas del catéter; dicho dispositivo de almacenamiento es accesible para el soporte magnético para proporcionar señales de información cardíaca al dispositivo informático. 42. El ensamblaje de acuerdo con una o más de las reivindicaciones 23-41. 43. Un método para reconstruir la información cardíaca que representa un trastorno rítmico complejo asociado con el corazón de un paciente para indicar un origen del trastorno rítmico complejo, y dicho método incluye: recibir señales de información cardíaca de una pluralidad de sensores durante el trastorno rítmico complejo; clasificar, mediante un dispositivo informático, las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde las señales de confianza alta y baja se separan por un umbral de confianza; determinar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja dentro de una ventana de aceptación; ordenar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja y los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta; y generar, mediante el dispositivo informático, los inicios de la activación asociados con las señales de confianza alta y baja para indicar un origen del trastorno del ritmo cardíaco complejo. 44 . El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde la determinación comprende además determinar los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja usando un vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables. 45 . El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde el trastorno rítmico complejo no incluye ningún período detectable durante el cual las señales de información cardíaca están quiescentes. 46 . El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde el trastorno rítmico complejo no comprende ningún inicio precoz de la activación asociado con las señales de información cardíaca. 47 . El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde la clasificación incluye además usar al menos un inicio de la activación, duración del ciclo (CL) , duración del potencial de acción (APD) y amplitud para clasificar las señales de información cardíaca en señales de confianza alta y baja, en donde el inicio de la activación se determina usando al menos uno de los siguientes: dV/dt máximo, comparación de plantillas, frecuencia y amplitud. 48. El método de acuerdo con la reivindicación 43, donde la ventana de aceptación se determina usando al menos uno de los siguientes: ADP, velocidad de conducción (CV) , ángulo de fibra, vector de vía de ondas que conecte al menos dos inicios de la activación detectables y factores anatómicos. 49. El método de acuerdo con la reivindicación 43 que adicionalmente comprende: eliminar las fluctuaciones de base y el ruido de las señales de información cardíaca; y filtrar las señales de información . cardíaca . 50. El método de acuerdo con la reivindicación 43 que comprende además ignorar al menos una de las señales de información cardíaca usando al menos uno de los siguientes: relación señal-ruido (SNR) , comparación de plantillas, frecuencia y amplitud. 51. El método de acuerdo con la reivindicación 47, donde la comparación de plantillas comprende además identificar latidos con un alto nivel de confianza asociados con las señales de información cardíaca como plantillas. 52. El método de acuerdo con la reivindicación 47 , donde la comparación de plantillas se realiza usando un sistema experto, el cual usa tipos de latidos para realizar la comparación de plantillas. 53. El método de la reivindicación 43 que comprende además los latidos asociados con las señales de información cardiaca según una forma asociada con los latidos a ser clasificados . 54. El método de acuerdo con la reivindicación 43, donde la clasificación de las señales de información cardíaca comprende además clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza alta en respuesta- a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es mayor que la duración del potencial de acción (APD) mínima y menor que la duración del ciclo máxima. 55. El método de acuerdo con la reivindicación 44 que comprende además modificar el vector de vía de ondas usando al menos una de las siguientes: forma del latido, polaridad del latido y emanación radial /rotativa circundante. 56. El método de acuerdo con la reivindicación 43, donde la clasificación de las señales de información cardíaca comprende además clasificar los latidos asociados con las señales de información cardíaca como latidos de confianza baja en respuesta a que la duración del ciclo (CL) asociada con el latido a ser clasificado es menor que la duración del potencial de acción (APD) mínima y mayor que la duración del ciclo máxima. 57. El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde la determinación de la ventana de aceptación comprende además el uso de un sistema experto, el cual usa al menos uno de los siguientes: APD, velocidad de conducción (CV) , vector de vía de ondas que conecta al menos dos inicios de la activación detectables, frecuencia y ángulo de fibra, para determinar la ventana de aceptación. 58 . El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde la determinación de los inicios de la activación comprende además el uso de un sistema experto que comprende formas de ondas . 59 . El método de acuerdo con la reivindicación 43 , donde la determinación de los inicios de la activación asociados con las señales de confianza baja incluye además determinar los inicios de la activación usando al menos uno de los siguientes: promedio móvil y sincronización de fase. 60. El método de acuerdo con la reivindicación 43, donde la determinación de los inicios de la activación asociados con señales de confianza baja incluye además conciliar los inicios de la activación determinados al usar al menos dos de los siguientes: vector de vía de ondas, ventana de aceptación, promedio móvil y sincronización de fase. 61. El método de acuerdo con una o más de las reivindicaciones 43-60.