RU2556974C2 - Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма - Google Patents
Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма Download PDFInfo
- Publication number
- RU2556974C2 RU2556974C2 RU2012146904/14A RU2012146904A RU2556974C2 RU 2556974 C2 RU2556974 C2 RU 2556974C2 RU 2012146904/14 A RU2012146904/14 A RU 2012146904/14A RU 2012146904 A RU2012146904 A RU 2012146904A RU 2556974 C2 RU2556974 C2 RU 2556974C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- activation
- unexpressed
- signals
- pulses
- heart
- Prior art date
Links
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 title claims abstract description 245
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 205
- 210000002216 heart Anatomy 0.000 claims abstract description 260
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 26
- 230000004913 activation Effects 0.000 claims description 620
- 239000013598 vector Substances 0.000 claims description 107
- 238000013459 approach Methods 0.000 claims description 32
- 238000013500 data storage Methods 0.000 claims description 10
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 4
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 abstract description 69
- 238000011084 recovery Methods 0.000 abstract description 30
- 230000008859 change Effects 0.000 abstract description 12
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 12
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 11
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 238000001994 activation Methods 0.000 description 575
- 206010003658 Atrial Fibrillation Diseases 0.000 description 141
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 87
- 238000002679 ablation Methods 0.000 description 64
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 54
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 53
- 208000003663 ventricular fibrillation Diseases 0.000 description 37
- 210000002837 heart atrium Anatomy 0.000 description 35
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 34
- 230000036982 action potential Effects 0.000 description 31
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 31
- 230000004044 response Effects 0.000 description 27
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 26
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 description 24
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 23
- 241000282414 Homo sapiens Species 0.000 description 22
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 22
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 21
- 210000005246 left atrium Anatomy 0.000 description 21
- 206010047302 ventricular tachycardia Diseases 0.000 description 20
- 230000006870 function Effects 0.000 description 18
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 17
- 230000001746 atrial effect Effects 0.000 description 16
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 16
- 230000008569 process Effects 0.000 description 16
- 210000003492 pulmonary vein Anatomy 0.000 description 15
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 15
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 14
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 description 14
- 206010003668 atrial tachycardia Diseases 0.000 description 13
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 13
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 13
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 13
- 206010003662 Atrial flutter Diseases 0.000 description 12
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 12
- 230000015654 memory Effects 0.000 description 10
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 10
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 9
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 description 9
- 230000003205 diastolic effect Effects 0.000 description 9
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 9
- 230000002085 persistent effect Effects 0.000 description 9
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 9
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 9
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 8
- 230000002336 repolarization Effects 0.000 description 8
- 210000003748 coronary sinus Anatomy 0.000 description 7
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 7
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 description 7
- 239000000463 material Substances 0.000 description 7
- 238000009448 modified atmosphere packaging Methods 0.000 description 7
- 230000001314 paroxysmal effect Effects 0.000 description 7
- 208000003734 Supraventricular Tachycardia Diseases 0.000 description 6
- 238000000098 azimuthal photoelectron diffraction Methods 0.000 description 6
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 6
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 6
- 230000028161 membrane depolarization Effects 0.000 description 6
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 6
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 6
- 230000002159 abnormal effect Effects 0.000 description 5
- 210000005242 cardiac chamber Anatomy 0.000 description 5
- 238000002659 cell therapy Methods 0.000 description 5
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 5
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 5
- 210000001035 gastrointestinal tract Anatomy 0.000 description 5
- 238000001415 gene therapy Methods 0.000 description 5
- 210000005240 left ventricle Anatomy 0.000 description 5
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 5
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 5
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 5
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 4
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 4
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 4
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 4
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 238000013461 design Methods 0.000 description 4
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 4
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 4
- 230000001953 sensory effect Effects 0.000 description 4
- 210000001013 sinoatrial node Anatomy 0.000 description 4
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 3
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 3
- 208000007888 Sinus Tachycardia Diseases 0.000 description 3
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 3
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 3
- 230000003044 adaptive effect Effects 0.000 description 3
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 3
- 239000003416 antiarrhythmic agent Substances 0.000 description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 3
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 3
- 210000000133 brain stem Anatomy 0.000 description 3
- 206010061592 cardiac fibrillation Diseases 0.000 description 3
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 3
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 3
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 3
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 3
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 3
- 230000034994 death Effects 0.000 description 3
- 206010012601 diabetes mellitus Diseases 0.000 description 3
- 206010015037 epilepsy Diseases 0.000 description 3
- 210000005003 heart tissue Anatomy 0.000 description 3
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 3
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 3
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 3
- 210000004115 mitral valve Anatomy 0.000 description 3
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 3
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 3
- 230000000661 pacemaking effect Effects 0.000 description 3
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 3
- 238000000718 qrs complex Methods 0.000 description 3
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 3
- 230000001020 rhythmical effect Effects 0.000 description 3
- 210000002027 skeletal muscle Anatomy 0.000 description 3
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 3
- 210000002229 urogenital system Anatomy 0.000 description 3
- 208000002102 Atrial Premature Complexes Diseases 0.000 description 2
- 241000387514 Waldo Species 0.000 description 2
- 230000009471 action Effects 0.000 description 2
- 238000010171 animal model Methods 0.000 description 2
- 238000003491 array Methods 0.000 description 2
- 230000002457 bidirectional effect Effects 0.000 description 2
- 230000036471 bradycardia Effects 0.000 description 2
- 208000006218 bradycardia Diseases 0.000 description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 2
- 210000003169 central nervous system Anatomy 0.000 description 2
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 2
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 2
- 230000003111 delayed effect Effects 0.000 description 2
- 238000002001 electrophysiology Methods 0.000 description 2
- 230000007831 electrophysiology Effects 0.000 description 2
- 230000008030 elimination Effects 0.000 description 2
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 description 2
- 210000003238 esophagus Anatomy 0.000 description 2
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 2
- 230000002600 fibrillogenic effect Effects 0.000 description 2
- 230000036541 health Effects 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 2
- 230000002427 irreversible effect Effects 0.000 description 2
- 238000012886 linear function Methods 0.000 description 2
- 230000003211 malignant effect Effects 0.000 description 2
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 2
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 2
- 230000005012 migration Effects 0.000 description 2
- 238000013508 migration Methods 0.000 description 2
- 208000017972 multifocal atrial tachycardia Diseases 0.000 description 2
- 210000000653 nervous system Anatomy 0.000 description 2
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 2
- 230000037361 pathway Effects 0.000 description 2
- 239000002831 pharmacologic agent Substances 0.000 description 2
- 230000000144 pharmacologic effect Effects 0.000 description 2
- 238000011422 pharmacological therapy Methods 0.000 description 2
- 230000001766 physiological effect Effects 0.000 description 2
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 2
- 210000002345 respiratory system Anatomy 0.000 description 2
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 2
- 210000002460 smooth muscle Anatomy 0.000 description 2
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 2
- 210000000130 stem cell Anatomy 0.000 description 2
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 2
- 208000024891 symptom Diseases 0.000 description 2
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 2
- 238000012800 visualization Methods 0.000 description 2
- JWZZKOKVBUJMES-UHFFFAOYSA-N (+-)-Isoprenaline Chemical compound CC(C)NCC(O)C1=CC=C(O)C(O)=C1 JWZZKOKVBUJMES-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010002091 Anaesthesia Diseases 0.000 description 1
- 206010003130 Arrhythmia supraventricular Diseases 0.000 description 1
- 206010003671 Atrioventricular Block Diseases 0.000 description 1
- OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N Calcium Chemical compound [Ca] OYPRJOBELJOOCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 208000020446 Cardiac disease Diseases 0.000 description 1
- 208000005872 Diffuse Esophageal Spasm Diseases 0.000 description 1
- 102000009025 Endorphins Human genes 0.000 description 1
- 108010049140 Endorphins Proteins 0.000 description 1
- 239000004606 Fillers/Extenders Substances 0.000 description 1
- 206010030184 Oesophageal spasm Diseases 0.000 description 1
- ZLMJMSJWJFRBEC-UHFFFAOYSA-N Potassium Chemical compound [K] ZLMJMSJWJFRBEC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010040741 Sinus bradycardia Diseases 0.000 description 1
- 208000006011 Stroke Diseases 0.000 description 1
- 208000001871 Tachycardia Diseases 0.000 description 1
- 208000009729 Ventricular Premature Complexes Diseases 0.000 description 1
- 206010047289 Ventricular extrasystoles Diseases 0.000 description 1
- 230000001594 aberrant effect Effects 0.000 description 1
- 238000000516 activation analysis Methods 0.000 description 1
- 239000013543 active substance Substances 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- IYIKLHRQXLHMJQ-UHFFFAOYSA-N amiodarone Chemical compound CCCCC=1OC2=CC=CC=C2C=1C(=O)C1=CC(I)=C(OCCN(CC)CC)C(I)=C1 IYIKLHRQXLHMJQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229960005260 amiodarone Drugs 0.000 description 1
- 230000037005 anaesthesia Effects 0.000 description 1
- 238000003556 assay Methods 0.000 description 1
- 210000001992 atrioventricular node Anatomy 0.000 description 1
- 230000004071 biological effect Effects 0.000 description 1
- -1 biological sensors Substances 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 239000011575 calcium Substances 0.000 description 1
- 229910052791 calcium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000007675 cardiac surgery Methods 0.000 description 1
- 239000000496 cardiotonic agent Substances 0.000 description 1
- 238000013194 cardioversion Methods 0.000 description 1
- 238000013153 catheter ablation Methods 0.000 description 1
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000003086 colorant Substances 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 238000000205 computational method Methods 0.000 description 1
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 1
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 238000005314 correlation function Methods 0.000 description 1
- 238000007405 data analysis Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 230000002999 depolarising effect Effects 0.000 description 1
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 238000002405 diagnostic procedure Methods 0.000 description 1
- 230000001079 digestive effect Effects 0.000 description 1
- 210000002249 digestive system Anatomy 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 238000002651 drug therapy Methods 0.000 description 1
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 description 1
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 description 1
- 230000000763 evoking effect Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 210000003191 femoral vein Anatomy 0.000 description 1
- 230000002332 fibrillatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 description 1
- 238000005194 fractionation Methods 0.000 description 1
- 230000008014 freezing Effects 0.000 description 1
- 238000007710 freezing Methods 0.000 description 1
- 230000000574 ganglionic effect Effects 0.000 description 1
- 230000014509 gene expression Effects 0.000 description 1
- 230000007274 generation of a signal involved in cell-cell signaling Effects 0.000 description 1
- 238000000227 grinding Methods 0.000 description 1
- 208000019622 heart disease Diseases 0.000 description 1
- 239000005556 hormone Substances 0.000 description 1
- 229940088597 hormone Drugs 0.000 description 1
- 230000006698 induction Effects 0.000 description 1
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 1
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 230000005865 ionizing radiation Effects 0.000 description 1
- 229940039009 isoproterenol Drugs 0.000 description 1
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 1
- 239000003446 ligand Substances 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 230000005923 long-lasting effect Effects 0.000 description 1
- 210000005244 lower chamber Anatomy 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 230000009525 mild injury Effects 0.000 description 1
- 235000019837 monoammonium phosphate Nutrition 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 description 1
- IFYDWYVPVAMGRO-UHFFFAOYSA-N n-[3-(dimethylamino)propyl]tetradecanamide Chemical compound CCCCCCCCCCCCCC(=O)NCCCN(C)C IFYDWYVPVAMGRO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000002858 neurotransmitter agent Substances 0.000 description 1
- 238000011275 oncology therapy Methods 0.000 description 1
- 238000012634 optical imaging Methods 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000001151 other effect Effects 0.000 description 1
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 1
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 1
- 230000007310 pathophysiology Effects 0.000 description 1
- 238000003909 pattern recognition Methods 0.000 description 1
- 238000012567 pattern recognition method Methods 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 210000001428 peripheral nervous system Anatomy 0.000 description 1
- 230000002572 peristaltic effect Effects 0.000 description 1
- 239000008194 pharmaceutical composition Substances 0.000 description 1
- 238000005191 phase separation Methods 0.000 description 1
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 description 1
- 239000011591 potassium Substances 0.000 description 1
- 229910052700 potassium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000002028 premature Effects 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 238000013139 quantization Methods 0.000 description 1
- 238000007674 radiofrequency ablation Methods 0.000 description 1
- 230000007420 reactivation Effects 0.000 description 1
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 1
- 230000003252 repetitive effect Effects 0.000 description 1
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000012163 sequencing technique Methods 0.000 description 1
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 1
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 1
- 230000002269 spontaneous effect Effects 0.000 description 1
- 238000009168 stem cell therapy Methods 0.000 description 1
- 238000009580 stem-cell therapy Methods 0.000 description 1
- 210000003699 striated muscle Anatomy 0.000 description 1
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 1
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 1
- 238000011477 surgical intervention Methods 0.000 description 1
- 208000019270 symptomatic heart failure Diseases 0.000 description 1
- 230000026676 system process Effects 0.000 description 1
- 230000006794 tachycardia Effects 0.000 description 1
- 238000002626 targeted therapy Methods 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 229940124597 therapeutic agent Drugs 0.000 description 1
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 description 1
- 210000000115 thoracic cavity Anatomy 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 238000002054 transplantation Methods 0.000 description 1
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 1
- 210000005243 upper chamber Anatomy 0.000 description 1
- 210000003932 urinary bladder Anatomy 0.000 description 1
- 210000001635 urinary tract Anatomy 0.000 description 1
- 210000004291 uterus Anatomy 0.000 description 1
- 210000005166 vasculature Anatomy 0.000 description 1
- 210000002620 vena cava superior Anatomy 0.000 description 1
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 1
- 238000011179 visual inspection Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
- A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
- A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
- A61B5/283—Invasive
- A61B5/287—Holders for multiple electrodes, e.g. electrode catheters for electrophysiological study [EPS]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/0255—Recording instruments specially adapted therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/339—Displays specially adapted therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/339—Displays specially adapted therefor
- A61B5/341—Vectorcardiography [VCG]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/35—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle by template matching
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/361—Detecting fibrillation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/363—Detecting tachycardia or bradycardia
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
- A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
- A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
- A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
- A61B5/366—Detecting abnormal QRS complex, e.g. widening
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/48—Other medical applications
- A61B5/4857—Indicating the phase of biorhythm
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
- A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
- A61B5/6852—Catheters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7221—Determining signal validity, reliability or quality
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7264—Classification of physiological signals or data, e.g. using neural networks, statistical classifiers, expert systems or fuzzy systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
- A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesising signals from measured signals
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
- A61B5/7235—Details of waveform analysis
- A61B5/7253—Details of waveform analysis characterised by using transforms
- A61B5/726—Details of waveform analysis characterised by using transforms using Wavelet transforms
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Physiology (AREA)
- Artificial Intelligence (AREA)
- Psychiatry (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Evolutionary Computation (AREA)
- Fuzzy Systems (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к медицине. Представлена система, комплект и способ упрощения восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, для указания источника нарушения сердечного ритма. Сложное нарушение ритма может подвергаться лечению при помощи воздействия энергией для изменения источника нарушения ритма. Система содержит вычислительное устройство, позволяющее по определенной программе обрабатывать сигналы от множества датчиков. Комплект содержит катетер с датчиками и машиночитаемый носитель. Группа изобретений позволяет использовать для анализа сигналы с низкой достоверностью для локализации причин нарушений сердечного ритма. 3 н. и 15 з.п. ф-лы, 40 ил.
Description
ПРАВА ПРАВИТЕЛЬСТВА
Данное изобретение было осуществлено при поддержке правительства под Грантами ROl HL83359 и HL83359-S1, присужденными Национальными институтами здравоохранения. Правительство имеет определенные права на данное изобретение.
ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Область изобретения
Данное изобретение относится, в общем, к области медицины и более конкретно к способу, системе и механизму для диагностики, обнаружения источника и лечения отклонений от нормы и других нарушений биологических ритмов. В частности, настоящее изобретение может применяться к минимально инвазивным техникам или хирургическим техникам для обнаружения, диагностики и лечения нарушения. Один вариант осуществления направляет данное изобретение на нарушения сердечного ритма, другой на электрические нарушения мозга и нервной системы и другие на электрические или сократительные нарушения гладкой мускулатуры пищеварительной и мочеполовой систем.
Краткое описание уровня техники
Нарушения сердечного ритма являются очень распространенными в Соединенных Штатах и являются существенными причинами заболеваемости, потери трудодней и смерти. Нарушения сердечного ритма существуют во многих формах, из которых наиболее сложными и тяжелыми для лечения являются мерцание предсердий (AF), желудочковая тахикардия (VT) и мерцание желудочков (VF). Другие ритмы являются более легкими в лечении, но они могут также быть клинически значимыми, включая предсердную тахикардию (AT), наджелудочковую тахикардию (SVT), трепетание предсердий (AFL), предсердные комплексы/импульсы (SVE) и желудочковые комплексы/импульсы (PVC). При определенных условиях быстрая активация синусного узла в норме может привести к нарушению сердечного ритма в виде неадекватной синусовой тахикардии или возвратного входа возбуждения в синусный узел.
Лечение нарушений сердечного ритма, особенно сложных нарушений AF, VF и VT, может быть очень трудным. Фармакологическая терапия, в частности, недостаточно оптимальна для AF (Singh, Singh et al. 2005) и VT или VF (Bardy, Lee et al. 2005) и, как результат, существует значительный интерес в нефармакологической терапии. Абляция является перспективной терапией с возросшим использованием для устранения нарушений сердечного ритма путем ориентирования сенсора/зонда в сердце через кровеносные сосуды, или напрямую с помощью операции, затем доставки энергии для остановки причины (причин) нарушения сердечного ритма. Абляция изначально использовалась для 'простых' нарушений, таких как SVT, AFL, PVC, РАС, но она с повышающейся частотой используется для AF (Cappato, Calkins et al. 2005), VT (Reddy, Reynolds et al. 2007) и, в меньшей степени, для VF (Knecht, Sacher et al. 2009).
Тем не менее, абляция является зачастую сложной, потому что инструменты для идентификации и определения локализации причины нарушения сердечного ритма являются слабыми, препятствуя попыткам доставить энергию в правильный участок для остановки и устранения нарушения. При персистирующем AF, широко распространенной форме AF, абляция имеет степень успеха одной процедуры только 50-60% (Cheema, Vasamreddy et al. 2006; Calkins, Brugada et al. 2007) несмотря на слишком длительные 4-5 часовые процедуры и 5-10% степень серьезных осложнений (Ellis, Culler et al. 2009), включая смерть (Cappato, Calkins et al. 2009). Даже для 'простых' нарушений, таких как предсердная тахикардия, не существуют инструменты, чтобы произвести диагностику и предложить вероятную локализацию успешной абляции.
Даже наиболее усложненные известные системы показывают данные, которые врачу-практику приходится интерпретировать, без непосредственной идентификации и определения локализации причины нарушения, чтобы обеспечить врача-практика возможностью обнаруживать, диагностировать и лечить его. Это включает используемые в настоящее время способы, описанные в Патенте США №5662108, Патенте №5662108, Патенте №6978168, Патенте №7289843 и других Beatty и соавторов, Патенте США №7263397 Hauck и Schultz, Патенте США №7043292 Tarjan и соавторов, Патенте США №6892091 и других патентах Ben-Haim и соавторов и Патенте США №6920350 Xue и соавторов. Эти способы и инструменты обнаруживают, анализируют и отображают электрические потенциалы, часто в усложненных 3-мерных анатомических изображениях, но все еще не могут идентифицировать и определить локализацию причины нарушений сердечного ритма, особенно для сложных нарушений, таких как AF. Это также актуально для патентов Rudy и соавторов (Патенты США №6975900 и 7016719, среди прочих), которые используют сигналы от поверхности тела, чтобы 'проецировать' потенциалы на сердце.
Определенные известные способы для идентификации и определения локализации причин нарушений сердечного ритма могут работать в простых нарушениях ритма, но не известны способы, которые были успешными в отношении идентификации причин для сложных нарушений, таких как AF, VF или полиморфная VT. Картирование активации (прослеживание активации обратно к самому раннему участку) является полезной только для простых тахикардии, слабо работает для AFL (непрерывный ритм без четкого 'старта'), и совсем не работает для AF с вариабельными путями активации. Картирование навязывания ритма использует электростимуляцию для идентификации участков, где стимулирующий электрод находится на причине ритма, но электростимуляция не может применяться в AF и даже некоторых 'простых' ритмах, таких как предсердные тахикардии из-за автоматических механизмов. Стереотипные локализации известны для причины(причин) возвратного входа возбуждения в атриовентрикулярном узле, типичные для AFL и пациентов с ранним (пароксизмальным) AF, но не для подавляющего большинства пациентов с персистирующим AF (Calkins, Brugada et al. 2007), VF и другими сложными нарушениями. Таким образом, еще не существуют способы для идентификации и определения локализации причины сложных нарушений сердечного ритма, таких как AF (Calkins, Brugada et al. 2007).
В качестве примера систем для 'простых' ритмов с постоянной активацией от импульса к импульсу представлен в Патенте США №5172699 Svenson и King. Эта система основывается на обнаружении диастолических интервалов, которые могут быть установлены в 'простых ритмах', но не сложных ритмах, таких как мерцание предсердий (AF) или мерцание желудочков (VF) (Calkins, Brugada et al. 2007; Waldo и Feld 2008). Более того, эта система не идентифицирует или определяет локализацию причины, поскольку она исследует диастолические интервалы (между активациями), а не саму активацию. Кроме того, она сфокусирована на желудочковой тахикардии, а не AF или VF, поскольку она анализирует периоды времени между QRS комплексами на ЭКГ.
Другой пример представляет Патент США №6236883 Ciaccio и Wit. Данное изобретение использует концентрическую решетку электродов для идентификации и определения локализации возвратных контуров. Соответственно, она не будет обнаруживать невозвратные причины, такие как фокальные импульсы. Более того, этот способ использования алгоритмов признаков и определения локализации не будет работать для сложных ритмов, таких как AF и VF, где активация в пределах сердца изменяется от импульса к импульсу. Это означает 'медленную проводимость в пределах перехвата контура возвратного входа возбуждения', что является признаками 'простых' аритмий, таких как желудочковая тахикардия, но не обнаруживается для AF и VF.
В следующем Патенте США №6847839, Ciaccio и соавторы описывают изобретения для идентификации и определения локализации контура возвратного входа возбуждения в нормальном (синусном) ритме. Снова, он не будет обнаруживать причины для аритмии, которые являются невозвратными, а фокальными, из которых активация исходит радиально. Во-вторых, этот патент основан на присутствии в синусном ритме "перехвата" для возвратного входа возбуждения, что приемлемо для 'простых' ритмов с единообразной активацией между импульсами, таких как VT (смотри (Reddy, Reynolds et al. 2007)). Тем не менее, это неприемлемо для сложных ритмов с переменными путями активации, таких как AF или VF.
Патент США №6522905 Desai представляет собой изобретение, которое использует принцип обнаружения наиболее раннего участка активации, и определения его как причины аритмии. Это подход не будет работать для простых аритмий из-за возвратного входа возбуждения, в которых нет "наиболее раннего" участка в возвратном входе возбуждения, так как активация постоянно 'циркулирует'. Этот подход не будет также работать для сложных аритмий, в которых активация изменяется от импульса к импульсу, таких как AF или VF.
Тем не менее, даже в простых нарушениях сердечного ритма, зачастую трудно применить известные способы для идентификации причин. Например, успех абляции для предсердных тахикардии ('простое' нарушение) может быть только 70%. Когда хирурги проводят процедуры по нарушению сердечного ритма (Cox 2004; Abreu Filho, 2005), было бы оптимально, чтобы им ассистировал эксперт по нарушениям сердечного ритма (электрофизиолог сердца). Таким образом, абляция причины нарушения сердечного ритма может быть сложной, и даже опытным врачам-практикам могут понадобиться часы, чтобы удалить 'простые' нарушения ритма (с единообразными от импульса к импульсу паттернами активации), таких как предсердная тахикардия или атипичное (левое предсердное) AFL. Ситуация все еще более сложная для сложных нарушений сердечного ритма, таких как AF и VF, где последовательности активации изменяются от импульса к импульсу.
В известном уровне техники для диагностики нарушений ритма часто измеряют времена активации на датчике. Тем не менее, такой уровень техники был применен к сигналам, которые, в каждом участке регистрации, являются достаточно единообразными от импульса к импульсу по форме и часто временным характеристикам. Эти решения из уровня техники являются чрезвычайно трудными для применения к сложным ритмам, таким как AF или VF, где сигналы для каждого импульса в любом участке ('цикле') могут переходить между одним, несколькими и множественными зубцами за короткий период времени. Когда сигнал, например в AF, содержит 5, 7, 11 или более зубцов, то трудно идентифицировать, какие зубцы находятся на датчике ('локальные') по сравнению с соседним сайтом ('дальней зоной'), как указывается в исследованиях для анализа степени AF (Ng и соавторы, Heart Rhythm 2006). В другом недавнем сообщении сигналы в ритмах, таких как AF, требуют 'интерактивных способов' для идентификации локальной ативации от активации дальней зоны (Elvan et al. Circulation: Arrhythmias and Electrophysiology 2010).
В отсутствие способов для идентификации и определения локализации причин для AF человека, врачи-практики часто обращались к литературе, касающейся животных. В животных моделях, локализованные причины для сложного и нерегулярного AF (вызванного искусственными средствами) были идентифицированы и определена их локализация в форме локализованных 'электрических роторов' или повторяющихся фокальных импульсов (Sk&nes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003). У животных роторы отмечаются сигналами, которые показывают высокую спектральную доминантную частоту (DF) (быстрорастущий показатель) и узкую DF (указывая на регулярность) (Kalifa, Tanaka et al. 2006). Такие применения спектральных доминантных частот описаны в Патенте США №7117030, выданном Berenfeld и соавторам.
К сожалению, эти данные, полученные от животных, не были перенесены в эффективную терапию людей. Животные модели AF и VF вероятно отличаются от заболевания человека. Например, AF у животного редко является спонтанной, она редко начинается от триггерных факторов легочной вены (что является распространенным в пароксизмальном AF человека). Как AF, так и VF типично исследуют у молодых животных без множественной совместно существующей патологии (Wijffels, Kirchhof et al. 1995; Gaspo, Bosch et al. 1997; Allessie, Ausma et al. 2002), наблюдаемой у пожилых людей, которые типично испытывают эти состояния.
У пациентов с AF участки, где частота является высокой (или участки высокой спектральной доминантной частоты, DF) не были пригодными мишенями для абляции. Недавнее исследование Sanders и соавторов показало, что AF редко прекращается с помощью абляции на участках высокой DF (Sanders, Berenfeld et al. 2005a). Другие исследования показывают, что участки высокой DF зачастую находятся в предсердии, и абляция на этих участках не резко прекращает AF (как предполагалось, если участки с высокой DF были причинами) (Calkins, Brugada et al. 2007). Частично, это может быть вследствие того, что DF способ, который является эффективным у животных, может быть некорректным для AF человека по многим причинам, как показано многими авторами (Ng, Kadish et al. 2006; Narayan, Krummen et al. 2006d; Ng, Kadish et al. 2007). Nademanee и соавторы предположили, что сигналы с низкой амплитудой с высокочастотными компонентами (сложные фракционированные
электрокардиограммы предсердий, CFAE) могут показывать причины AF (Nademanee, McKenzie et al. 2004a). Этот диагностический способ был включен в коммерческие системы Johnson и Johnson/Biosense. Тем не менее, этот способ также ставился под вопрос.Oral и соавторы показали, что абляция CFAE не прекращает AF или предотвращает рецидив AF отдельно (Oral, Chugh et al. 2007) или при добавлении к существующей абляции (Oral, Chugh et al. 2009).
Некоторые изобретения уровня техники подтверждают то, что считалось верным до настоящего времени - что AF является "сердечной аритмией без обнаруживаемых анатомических мишеней, т.е, нет фиксированных аберрантных путей, " такие как Патент США №5718241 Ben-Haim и Zachman. Этот патент, как результат, не идентифицирует и определяет локализацию причины для нарушения сердечного ритма. Вместо этого он фокусирует лечение на геометрии сердца путем доставки линий для абляции для того, чтобы "нарушить каждую возможную геометрическую форму". Этот патент создает карты различных параметров сердца.
Многие изобретения используют суррогаты для фактической причины для сердечной аритмии без идентификации и определения локализации указанной причины. Например, Патент США №5868680 Steiner и Lesh использует показатели организации в пределах сердца, которые построены на сравнении последовательности активации для одного события активации (импульса) с последовательностью активации для последующих импульсов, для определения того, "произошло ли какое-либо пространственно-временное изменение". Тем не менее, это изобретение предполагает, что организация является наибольшей вблизи критического участка для AF и наименьшей на других участках. Тем не менее, это предположение может не быть правильным. В исследованиях на животных индексы организации падают с расстоянием от источника AF, затем фактически повышаются снова, когда активация снова организуется на более дальних участках (Kalifa, Tanaka et al. 2006). Более того, Патент США №5868680 требует более чем одного импульса. В результате способы, такие как описаны в Патенте 5868680 идентифицируют многие участки, большинство из которых не являются причинами AF. Этот недостаток в идентификации и определении локализации причины для AF может объяснять, почему способы, основанные на организации, не были еще переведены в улучшенное лечение, чтобы резко прекратить AF. Аналогично, Патент США №6301496 Reisfeld основан на суррогате картирования физиологических свойств, созданном из временной и векторной функции локальной активации. Оно используется для картирования скорости проводимости или другой функции градиента физиологического свойства, на физическом изображении сердца. Тем не менее, этот патент не идентифицирует или определяет локализацию причины нарушения сердечного ритма. Например, множественные пути активации в AF означают, что путь проведения и, таким образом, скорость проводимости является не известной между точками, используемыми для триангуляции. Кроме того, в случае ротора, последовательности активации, вращающейся вокруг или исходящей симметрично из активной зоны, могут фактически производить нулевую результирующую скорость.
По этим причинам эксперты установили, что "не существует прямого доказательства того, что электрические роторы были получены в предсердиях человека" в AF (Vaquero, Calvo et al. 2008). Таким образом, при том, что было бы желательным идентифицировать (и затем определить локализацию) локализованных причин для AF человека, в настоящее время это невозможно.
Для AF человека, особенно персистирующего AF, отсутствие идентифицированных и определенных в отношении их локализации причин означает, что абляция является эмпирической и часто включает повреждение приблизительно 30-40% предсердия, чего можно теоретически избежать, если причина(ы) были бы идентифицированы и определены в отношении их локализации для минимально инвазивной абляции и/или хирургической терапии (Сох 2005).
VT или VF человека являются существенными причинами смерти, которые слабо поддаются лечению с помощью лекарственных средств (Myerburg and Castellanos 2006). Лечение в настоящее время включает помещение имплантируемого кардиовертера-дифибриллятора (ICD) пациентам с риском, при этом существует повышенный интерес в использовании абляции для предупреждения повторных ICD шоков от VT/VF (Reddy, Reynolds et al. 2007). Идентификация и определение локализации причин для VT могут быть трудными и абляцию проводят в специализированных центрах. При VF данные из исследований на животных делают возможным предположить, что причины VF лежат в фиксированных участках вблизи ткани Гиса-Пуркинье (Tabereaux, Walcott et al. 2007), но снова это плохо изучено у людей. Единственные предыдущие описания идентификации и определения локализации причин для VF потребовали хирургического воздействия (Nash, Mourad et al. 2006) или были проведены в сердцах, удаленных из организма после трансплантации сердца (Masse, Downar et al. 2007)). Таким образом, минимально инвазивная абляция для VF сфокусирована на идентификации ее триггерных факторов в редких случаях (Knecht, Sacher et al. 2009), но все еще не может быть проведен в более широкой популяции.
Существующие контактные датчики также являются недостаточно оптимальными для идентификации и определения локализации причины(причин) для сложных нарушений, таких как AF, включая существующие разработки с отдельным или многочисленными датчиками (такие как Патент США №5848972 Triedman et al.). Тем не менее, такие средства типично имеют ограниченное поле зрения, что является неадекватным, чтобы идентифицировать причины для AF, которая может лежать где-либо в любом из предсердий и изменяться (Waldo and Feld 2008). Альтернативно, они могут требовать так много усилителей для снятия измерений с широкой области, что они являются непрактичными для использования у людей. Снятие измерений с широкой области является преимущественным и, у животных, достигается путем хирургического воздействия на сердце (Ryu, Shroff et al. 2005) или удаления его из организма (Skanes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003). У людей даже хирургические исследования изучают только частичные участки в какое-либо одно время (например, (Sahadevan, Ryu et al. 2004)), и вносят проблемы путем воздействия воздуха на сердце, анестезии и других средств, которые могут изменять нарушение ритм от формы, которая встречается клинически.
Таким образом, способы уровня техники в основном сфокусированы на картировании анатомии, чтобы идентифицировать имеет ли пациент нарушение сердца, скорее, чем на определении причины или источника нарушения. Таким образом, существует насущная потребность в способах и инструментах для непосредственной идентификации и определения локализации причин для нарушений сердечного ритма у отдельных пациентов, чтобы обеспечить радикальную терапию. Это особенно важно для AF и других сложных нарушений ритма, для которых, оптимально, система будет обнаруживать локализованные причины для абляции путем минимально инвазивных, хирургических или других способов.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящее изобретение раскрывает системы, комплекты и способы для облегчения восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник нарушения сердечного ритма. Сложное нарушение ритма можно лечить путем приложения энергии для модификации источника нарушения ритма.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать на источник сложного нарушения ритма, где способ включает:
получение информационных сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма;
классификация, с помощью вычислительного устройства, информационных сигналов сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности;
определение, с помощью вычислительного устройства, начала активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации;
упорядочение, с помощью вычислительного устройства, начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью и начал активации, связанных с сигналами с высокой достоверностью; и
вывод, с помощью вычислительного устройства, начал активации, связанных с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
Определение может дополнительно включать определение начал активации, связанных с сигналами низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое.
В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
Классификация может дополнительно включать использование по меньшей мере одно начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуду, чтобы классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
В некоторых вариантах осуществления приемочные границы могут быть определены, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
Отклонение постоянной составляющей и шум могут быть удалены из информационных сигналов сердца и информационные сигналы сердца могут быть отфильтрованы.
По меньшей мере один из информационных сигналов сердца может быть не учтен, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
Сравнение с эталоном может дополнительно включать идентификацию импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов. Сравнение с эталоном может быть проведено, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует типы импульса, чтобы произвести сравнение с эталоном.
Импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, могут дополнительно быть классифицированы на основании формы, связанной с импульсами, подлежащих классификации.
Классификация информационных сигналов сердца может дополнительно включать классификацию импульсов, связанных с информационными сигналами сердца в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем минимальная APD и меньше чем максимальная CL.
В некоторых вариантах осуществления вектор может быть модифицирован, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Классификация информационных сигналов сердца может дополнительно включать классификацию импульсов, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
Определение приемочных границ может дополнительно включать использование экспертной системы, при этом экспертная система использует по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна, чтобы определить приемочные границы.
Определение начал активации может дополнительно включать использование экспертной системы, при этом экспертная система содержит формы волн.
Определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью может включать определение начал активации, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
Определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, может дополнительно включать согласование начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов от сердца пациента, при этом способ включает следующее:
классификация каналов с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, где каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, где каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, где первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентификация множества выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;
вычисление вектора между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как позднее невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбор возможного начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
В некоторых вариантах осуществления способ может дополнительно включать следующее:
определение второго временного интервала между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающего до невыраженного импульса, где второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвижение вперед второго временного интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласование выбранного начала активации со вторым началом активации до согласованного начала активации; и
корректировка выбранного начала активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом способ включает следующее:
идентификация по меньшей мере двух выраженных импульсов в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычисление вектора между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбор начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
Способ может дополнительно включать следующее:
определение второго временного интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающего до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвижение вперед второго временного интервала в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласование выбранного начала активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
корректировка выбранного начала активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство восстановить информацию от сердца, представляющую сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма с помощью следующего:
получение информационных сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма;
классификация информационных сигналов сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности;
определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации;
упорядочение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью и начал активации, связанных с сигналами с высокой достоверностью; и
вывод начал активации, связанных с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство восстановить информацию от сердца, представляющую сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма путем определения начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе который информационные сигналы сердца находятся в покое. В другом варианте осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство удалить отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и отфильтровать информационные сигналы сердца.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство пренебречь по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует типы импульсов, чтобы произвести сравнение с эталоном.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем минимальная APD и меньше чем максимальная CL.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна, чтобы определить приемочные границы.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, используя экспертную систему, при этом экспертная система содержит формы волн.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере два из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство восстановить сигналы сердца, связанные со сложным нарушением ритма, полученные от множества каналов от сердца пациента с помощью следующего:
классификация каналов с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентификация множества выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале со средней достоверностью;
вычисление вектора между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбор возможного начала активации в течение установленного временного интервала, который является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
В некоторых вариантах осуществления инструкции могут быть обеспечены для того чтобы вычислительное устройство имело возможность:
определить второй интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство определить время активации в сложном нарушении ритма с помощью следующего:
идентификация по меньшей мере двух выраженных импульсов в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычисление вектора между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбор начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
В некоторых вариантах осуществления инструкции могут быть обеспечены для того чтобы вычислительное устройство имело возможность:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система для восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом система включает:
по меньшей мере одно вычислительное устройство,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее информационные сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, классифицирующее информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации,
при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство упорядочивает начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью и начала активации связанный с сигналами с высокой достоверностью,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, выводящее начала активации, связанные с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может удалять отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и может фильтровать информационные сигналы сердца.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может пренебрегать по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может проводить сравнение с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.
Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы произвести сравнение с эталоном.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем или равным минимальной APD и меньше чем или равным максимальной CL.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна.
Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы определить начала активации, используя формы волн.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, путем согласования начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов от сердца пациента, при этом система включает следующее:
по меньшей мере одно вычислительное устройство, сконфигурированное, чтобы:
классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентифицировать множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;
вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленной траектории волны для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала
По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом система включает следующее:
по меньшей мере одно вычислительное устройство, сконфигурированное, чтобы: идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом система включает:
по меньшей мере одно устройство хранения данных,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с по меньшей мере одним устройством хранения данных,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее информационные сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, классифицирующее информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации,
при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство упорядочивает начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, и начала активации связанный с сигналами с высокой достоверностью,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, выводящее начала активации, связанные с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может удалять Отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и может дополнительно фильтровать информационные сигналы сердца.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может пренебрегать по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может проводить сравнение с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.
Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы произвести сравнение с эталоном.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.
В некоторых вариантах осуществления по меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем или равной минимальной APD и меньше чем или равной максимальной CL. В других вариантах осуществления по меньшей мере одно вычислительное устройство классифицирует импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Система может также включать экспертную систему определения приемочных границ, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна.
Система может также включать экспертную систему определения начала активации, используя формы волн.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, путем согласования начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов из сердца пациента, при этом система включает:
по меньшей мере одно устройство хранения данных,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, соединяемое с устройством хранения данных, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство сконфигурировано, чтобы:
классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентифицируют множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;
вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
по меньшей мере одно устройство хранения данных;
по меньшей мере одно вычислительное устройство, соединяемое с по меньшей мере одним устройством хранения данных, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство сконфигурировано, чтобы:
идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где установленный вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала
По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом система включает:
катетер, включающий множество датчиков;
по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с датчиками в ходе сложного нарушения ритма,
по меньшей мере одно вычислительное устройство получения информационных сигналов сердца от множества датчиков,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, классифицирующее информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство упорядочивает начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью и начала активации связанный с сигналами с высокой достоверностью,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, выводящее начала активации, связанные с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма может включать отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма не содержит выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может удалять отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и может фильтровать информационные сигналы сердца.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может пренебрегать по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может проводить сравнение с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.
Система может включать экспертную систему, чтобы произвести сравнение с эталоном.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем или равным минимальной APD и меньше чем или равным максимальной CL.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Система может включать экспертную систему определения приемочных границ, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна.
Система может также включать экспертную систему определения начала активации, используя формы волн.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, путем согласования начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов от сердца пациента, при этом система включает:
катетер, включающий множество датчиков;
по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с датчиками, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство сконфигурировано, чтобы:
классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентифицируют множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;
вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленной траектории волны для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала
По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
катетер, включающий множество датчиков;
по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с датчиками, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство сконфигурировано, чтобы:
идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где установленный путь вектора пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается комплект, чтобы облегчить восстановление информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом комплект включает:
катетер, включающий множество датчиков, адаптированных для обеспечения информационных сигналов сердца; и
машиночитаемый носитель, адаптированный чтобы быть функционально соединяемым с датчиками, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство восстановить информацию от сердца, представляющую сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма с помощью следующего:
получение информационных сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма;
классификация информационных сигналов сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности;
определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации;
упорядочение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью и начал активации, связанных с сигналами с высокой достоверностью; и
вывод начал активации, связанных с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма может включать отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма не содержит выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство удалить отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и фильтровать информационные сигналы сердца.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство пренебречь по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует типы импульсов, чтобы произвести сравнение с эталоном.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем минимальная APD и меньше чем максимальная CL.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна, чтобы определить приемочные границы.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, используя экспертную систему, при этом экспертная система содержит формы волн.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере два из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается комплект, чтобы восстановить сигналы сердца, связанные со сложным нарушением ритма, полученные от множества каналов от сердца пациента, при этом система включает:
катетер, включающий множество датчиков для получения сигналов сердца; и
машиночитаемый носитель, функционально соединяемый с датчиками, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при выполнении процессором, заставляют процессор выполнять следующее:
классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентифицируют множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;
вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где установленный вектор пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить процессор выполнять следующее:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается комплект, чтобы определить время активации в сложном нарушении ритма, при этом комплект включает:
катетер, включающий множество датчиков для получения сигналов сердца; и
машиночитаемый носитель, функционально соединяемый с датчиками, где машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при выполнении процессором, заставляют процессор выполнять следующее:
идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить процессор выполнять следующее:
определить второй интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом система включает:
вычислительное устройство; и
машиночитаемый носитель, адаптированный чтобы быть функционально соединяемым с вычислительным устройством, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при исполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство восстановить информацию от сердца, представляющую сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма с помощью следующего:
получение информационных сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма;
классификация информационных сигналов сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности;
определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, с использованием по меньшей мере одного вектора, соединяющего по меньшей мере два выраженных начала активации;
упорядочение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью и начал активации, связанных с сигналами с высокой достоверностью; и
вывод начал активации, связанных с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.
В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего:
APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство удалить отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и дополнительно фильтровать информационные сигналы сердца.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство пренебречь по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном, используя экспертную систему, чтобы произвести сравнение с эталоном.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи большим, чем минимальная APD и меньшим чем максимальная CL.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна, чтобы определить приемочные границы.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, используя экспертную систему, при этом экспертная система содержит формы волн.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере два из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученные от множества каналов от сердца пациента, при этом система включает:
вычислительное устройство; и
машиночитаемый носитель, адаптированный чтобы быть функционально соединяемым с вычислительным устройством, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при исполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство выполнять следующее:
классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможное начала активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;
идентифицировать множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;
вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где вычисленный вектор пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного параметра; и
выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство выполнять следующее:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
вычислительное устройство; и
машиночитаемый носитель, адаптированный чтобы быть функционально соединяемым с вычислительным устройством, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при исполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство выполнять следующее:
идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;
вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;
установить границы временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вычисленный вектор пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
выбрать начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.
Возможное начало активации выбирают в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство выполнять следующее:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;
продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и
согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ определения начал активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма, при этом способ включает следующее:
получение сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма; и
определение, с помощью вычислительного устройства, начал активации, связанных с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство определить начала активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма с помощью следующего:
получение сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма; и
определение, с помощью вычислительного устройства, начал активации, связанных с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения начал активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
по меньшей мере одно вычислительное устройство,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения начал активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
по меньшей мере одно устройство хранения данных;
по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с по меньшей мере одним устройством хранения данных,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения начал активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
катетер, включающий множество датчиков;
по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с датчиками,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,
по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система к комплекту, чтобы определить начала активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма, при этом комплект включает:
катетер, включающий множество датчиков, адаптированных для обеспечения сигналов сердца в ходе сложного нарушения ритма; и
машиночитаемый носитель, адаптированный чтобы быть функционально соединяемым с вычислительным устройством, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при исполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство определить начала активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма путем определения начал активации, связанных с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система к системе определения начал активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма, при этом система включает:
вычислительное устройство; и
машиночитаемый носитель, адаптированный чтобы быть функционально соединяемым с вычислительным устройством, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при исполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство определить начала активации невыраженных импульсов в сложном нарушении ритма путем определения начал активации, связанных с невыраженными импульсами, используя по меньшей мере одно из следующего: вектор траектории волны и приемочные границы.
Следует понимать, что любой из вышеизложенных компонентов, операций, этапов или вариантов осуществления не ограничиваются специфическим порядком раскрытия и могут быть использованы в любой комбинации.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВ
Графические материалы составляют часть данного описания и включают примеры вариантов осуществления в настоящее изобретение, которое может осуществляться в различных формах. Следует понимать, что в некоторых примерах различные аспекты настоящего изобретения могут быть показаны преувеличенными или расширенными для облегчения понимания настоящего изобретения.
На фигуре. 1 представлено изображение сердца, показывающее применение датчиков, абляционного катетера и электронные обрабатывающие компоненты настоящего изобретения, которые обрабатывают сигналы от сердца и упорядочивают их в соответствии с настоящим изобретением.
На фигуре. 2 показана конструкция сенсорного устройства настоящего изобретения, которое детектирует биосигналы для широкой области камеры сердца при низкой разрешающей способности, затем для более узкой области при более высокой разрешающей способности.
На фигуре 3 показана другая конструкция сенсорного устройства настоящего изобретения, которое детектирует биосигналы для широкой области камеры сердца при низкой разрешающей способности, затем для более узкой области при более высокой разрешающей способности.
На фигуре 4 показана другая конструкция сенсорного устройства настоящего изобретения, которое детектирует биосигналы для широкой области камеры сердца при низкой разрешающей способности, затем для более узкой области при более высокой разрешающей способности.
На фигуре 5 показаны некоторые типы сигналов от сердца, которые необходимо проанализировать с помощью настоящего изобретения, и определены некоторые отобранные условия, включая начало активации, конец активации и диастолический интервал.
На фигуре. 6 представлена блок-схема, показывающая анализ сигналов при многочисленных локализациях для идентификации и локализации причин нарушений биологических ритмов в соответствии с настоящим изобретением.
На фигуре 7 показан вариант осуществления настоящего изобретения, изображающий вычисление кривых характера изменения частоты (восстановление) для сигналов от человека со вставкой физиологических паттернов в некоторых случаях.
На фигуре 8 показано, что ответ на частоту (восстановление) продолжительности монофазного потенциала действия человека может отличаться при измерении между навязанными ритмами и AF.
На фигуре 9 показано прямое распределение фазы.
На фигуре. 10 представлена блок-схема варианта осуществления, показывающая, как принятые сигналы и хранящиеся данные в базе данных можно применять для создания и применение вероятностной диаграммы для улучшения четкости для идентификации и локализации причин нарушения биологического ритма.
На фигуре. 11 представлен пример применения настоящего изобретения на 47 летнем человеке. Показан отбор сигналов (электрограммы) изнутри левого и правого предсердий и коронарного синуса пациента с фибрилляцией предсердий, предлежащей для лечения.
На фигуре 12 показаны результаты осуществления способа и системы настоящего изобретения, которая идентифицировала электрический ротор и локализовала его в правом предсердии. Видно, что след активации сосредоточивается в центральной области. Также показано, что центральная область находится на геометрической схеме предсердий от этого пациента как темная точка на латеральной стенке правого предсердия.
На фигуре 13 показано что, во время прямой абляции в центральной области, указанной на фигуре 12, в течение меньше чем 6 минут AF замедлялся и прекращался по отношению к нормальному ритму (синусовому ритму), таким образом демонстрируя, что причина AF фактически не была обнаружена и успешно вылечена.
На фигуре 14 показано, что после прекращения AF было невозможно возобновить AF даже путем очень быстрой стимуляции предсердия (продолжительность цикла 230 мс, эквивалентна свыше 260 импульсам/минуту). Стимуляция с более высокой частотой тогда блокировалась (без стимулирования предсердия).
На фигуре 15 показаны примеры локализованных причин AF человека другого пациента, детектируемых с помощью данного изобретения. Электрические роторы показаны у двух пациентов в левом предсердии. Насколько известно, это первые фактические демонстрации существования электрических роторов при AF человека.
На фиг.16 показан другой пример локализованной причины фокального импульса AF на 56-летнем пациенте. На фигуре показана причина фокального импульса в левом предсердии, где след активации показывает активацию, радиально исходящую оттуда. Абляция при этой локализации также резко прекращала AF.
На фигурах 17А-17С показан способ воссоздания сердечных сигналов, ассоциированных со сложным ритмическим нарушением, полученных посредством множества каналов от сердца пациента.
На фигуре 18 показаны серии воссозданных потенциалов действия и неспособность воссозданных потенциалов действия соответствовать детектируемому началу активации.
На фигуре 19А показано множество изменяющихся во времени сигналов, полученных от датчиков, воспринимающих сердечную (электрическую) активность от сердца пациента во время сложного ритмического нарушения (фибрилляция предсердий). Многочисленные зубцы присутствуют во многих сигналах, а меняющиеся характеристики сигналов даже в той же локализации датчика заметны и делают определение каждого начала сигнала сложным.
На фигуре 19B показана как раз тот участок электрической активности в пределах окна, показанного на фигуре 19А.
На фигуре 19С показан развернутый вид сигнала, для которого детектирование сигнала исключается потому, что он попадает в пределы отрегулированной по частоте продолжительности потенциала активации (APD) и таким образом воспринимается как артефакт.
На фигуре. 19D представлено двухмерное представление положений кардиодатчиков или электродов, которые обеспечивают сетку на предсердии пациента.
На фигуре 20А показаны примеры различных способов детектирования импульсов, определения начал активации и исключения шума в изменяющихся во времени кардиосигналах, показанных на фигурах 19А и 19С.
На фигуре 20B показаны сигналы от каналов низкой надежности.
На фигуре 20С показаны сигналы от сложных каналов низкой надежности, в которых формы отдельных сигналов импульса широко варьируются от импульса к импульсу, и таким образом начало активации очень сложно определить.
На фигурах 21А и 21B представлены дополнительные детали к тем, что показаны на фигурах 19 ВА и 19D соответственно, чтобы установить способ определения начал активации для импульсов класса В с использованием векторов.
На фигурах 22А-22С показаны изображения воссозданных волновых путей при фибрилляции от отобранных начал активации согласно способам и системам, описанным в данном документе.
На фигуре 23А показано двумерное представление матрицы датчиков, которые показаны как точки или положения электрода, наложенного на поверхность сердечных предсердий.
На фигуре 23B показаны изменяющиеся по времени кардиосигналы, полученные от девяти (9) кардиоэлектродов или датчиков, показанных на фигуре 23А.
На фигуре 23С показан результат разметки начал активации для импульсов в каждом из необработанных сигналов, показанных на фигуре 23B в соответствии с системами и способами, описанными в данном документе.
На фигуре 23D показано воссоздание продолжительности потенциала активации (APD), который начинается в началах активации, определенных на фигуре 19А и продолжается в течение конкретного времени или затухает после этого.
На фигуре 24А показан пример изображения, полученного от необработанных сигналов, показанных на фигуре 23B, с использованием общепринятых способов, известных в данном уровне техники.
На фигуре 24B показан пример изображения, полученного от разметки начал активации на фигуре 23С, на которой показан ротор.
На фигуре 24С показано изображение, на котором размеченные моменты времени активации, определенные на фигуре 23С, и воссозданной APD, определенной на фигуре 23D, применяют, чтобы определить пересечение между линиями деполяризации. Данное пересечение представляет собой центр ротора, куда можно ввести препарат для лечения нарушения ритма.
Фигура 25 представляет собой блок-схему компьютерной системы в соответствии с раскрытыми вариантами осуществления.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ
Определения
Для целей настоящего изобретения применяются следующие определения: "Детектирование/диагностирование": выражения детектирование и диагностирование ритмического нарушения применяют взаимозаменяемо в этой заявке.
"Время активации" означает время начала активации для данного сердечного сигнала.
"Продолжительность времени активации" означает период времени и форму волны сигнала между моментами времени начала и конца активации для данного сердечного сигнала. Диастолический интервал представляет собой период времени от конца активации предыдущего импульса до начала активации настоящего импульса (фигура 3).
"След активации" означает упорядочивание начала времени активации при локализациях датчика для создания различимого характерного паттерна, например, включая без ограничения ротационный паттерн вокруг центральной области, являющийся признаком ротора, радиально исходящий паттерн от центральной области, являющийся признаком причины фокального импульса или рассеянный паттерн, требующий дополнительной дискретизации сигнала и повторения вышеприведенных этапов анализа.
"Идентифицировать и локализовать" означает процесс различения присутствия локализованной или рассеянной причины нарушения сердечного ритма, затем локализации указанной причины по отношению к локализациям датчика или по отношению к известным анатомическим положениям в сердце.
"Нарушение сердечного ритма" означает не соответствующий норме ритм, часто требующий лечения. Они включают без ограничения быстрые ритмы верхних камер сердца (предсердия), такие как быстрая и не соответствующая норме активация нормального синусного узла (несоответствующая синусовая тахикардия или повторный вход в синусный узел), предсердная тахикардия (AT), суправентрикулярная тахикардия (SVT), трепетание предсердий (AFL), преждевременные предсердные комплексы/импульсы (РАС) и сложные ритмы фибрилляции предсердий (AF) и определенные формы атипичного трепетания предсердий. Быстрые ритмы могут также встречаться в нижних камерах сердца (желудочки), включая такие как желудочковая тахикардия (VT), желудочковая фибрилляция (VF), двунаправленная желудочковая тахикардия и преждевременные желудочковые комплексы/импульсы (PVC). Нарушения сердечных ритмов могут также быть медленными, включая синусовую брадикардию, эктопическую предсердную брадикардию, узловую брадикардию, атриовентрикулярную блокаду и идиовентрикулярный ритм.
"Причина нарушения биологического или сердечного ритма", что применяется взаимозаменяемо с "источником нарушение биологического или сердечного ритма" в этой заявке, относится к, без ограничения, ротационному паттерну последовательности активации вокруг центральной области, являющемуся признаком ротора, радиально исходящему паттерну от центральной области, являющемуся признаком причины фокального импульса или рассеянного паттерна. В настоящем изобретении, когда обнаруживают рассеянную причину, дискретизация сигнала распространяется на дополнительные многочисленные локализации, а детекцию и этапы анализа настоящего изобретения повторяют. Эти причины прямо отвечают за сохранение нарушение сердечного ритма.
"Датчик", который применяется взаимозаменяемо с "электродом", относится к устройству детектирования и передачи сигналов от сердца или к сердцу.
До раскрытия настоящего изобретения причины биологических нарушений ритма человека и, в частности, нарушений сердечных ритмов, не были идентифицированы. Настоящее изобретение представляет первый известный пример, где способ детектирования, диагностирования и впоследствии проведения лечения эффективно, точным и минимально инвазивным способом, причина (причины), которые поддерживают, сохраняют или «управляют» биологическими нарушениями человека, были описаны. Данный способ дает возможность врачу воздействовать на данные источники с модификацией или элиминацией для прекращения данного нарушения. Хотя один предпочтительный вариант осуществления предназначен для минимально инвазивных методик от нарушений сердечных ритмов, настоящее изобретение можно также применять для хирургической терапии и от нарушений генерации или распространения электрического импульса в органы, такие как головной мозг, центральная нервная система (где оно может локализовать причину эпилепсии или пароксизма), периферическая нервная система (где оно может детектировать опухоли), скелетная мышца и гладкая мышца, такие как желудочно-кишечный тракт, мочевой пузырь и матка.
В соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения раскрывается устройство для дискретизации сигналов, например, сенсорное устройство, такое как электродный катетер от многочисленных локализаций в пределах органа человека, такого как сердце человека, с меняющимися пространственными разрешающими способностями и зоной визуализации, и с устройством для преобразования числа сенсорных каналов соответственно.
В соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения раскрывается способ идентификации и локализации электрических роторов, фокальных импульсов и других локализованных причин сердечных ритмов, включая сложные ритмы, такие как AF, VF и полиморфный VT.
В вариантах осуществления настоящего изобретения могут применяться способы обработки и программного обеспечения, такие как упорядочивание последовательности активации для создания следа активации, способы обработки, такие как преобразование Гилберта, другие способы фазовой задержки, анализ пространственной когерентности и другие способы.
В одном варианте осуществления настоящего изобретения данные, собранные от датчиков и проанализированные, хранятся в качестве данных в базе данных, что автоматически обновляется. Данную базу данных применяют для помощи врачу при диагностировании/детектировании локализованных причин или для классификации паттерна причин нарушений ритма. Это может принять форму карты вероятностного распределения причин у пациентов со специфическими характеристиками.
В соответствии с другим вариантом осуществления настоящего изобретения обеспечивается устройство для отображения причин биологического ритма в формате, который может помочь врачу при лечении. Например, экран визуального отображения можно подключить к процессору, чтобы создать возможность визуализации следа активации и чтобы создать возможность для визуальной локализации центра ротора, фокального источника или другой причины нарушения. Аудиоформаты могут также применяться отдельно или в комбинации с визуальным форматом. Например, в дополнение к или вместо визуального изображения источника, так что центр можно визуально идентифицировать, координаты источника и его центр могу предоставляться пользователю посредством аудиопоказаний, что касается локализации и причины нарушения. Визуальное изображение, в частности, необходимо потому, что оно дает практикующему врачу ясное представление причины и обеспечивает указатель для идентификации центра причины, что значительно облегчает выбор методов лечения. Например, визуальное представление фактического ротора или фокального импульса дает возможность практикующему врачу точно определить, куда направить абляционный катетер или другой препарат.
В соответствии с другим вариантом осуществления настоящего изобретения как только причина нарушения идентифицирована, применение прибора для лечения или способа для модификации или разрушения участка идентифицированного и локализованного источника можно использовать для лечения или элиминации нарушений ритма. Неограничивающие примеры приборов для лечения и способов включают применение энергия разрушения (абляция), как, например, посредством абляционных катетеров, хирургических абляционных способов, хирургического удаления или использования приборов внутри сердца, таких как имплантированные питающие проводники или другой физический прибор, стимулирующей энергии (кардиостимуляция), прямой доставки фармакологических средств, клеточной терапии или других методов вмешательства. В одном варианте осуществления катетер, способный дискретизировать сигналы от организма и, в частности, от сердца может также включать способы лечения, такие как способность к доставке абляционной энергии, энергия стимуляции, лекарственная терапия, клеточная терапия, такая как терапия стволовыми клетками или генами или другие способы лечения. Таким образом, такой катетер можно использовать как при детекции, так и при лечении нарушения.
Настоящее изобретение, в частности, подходит для детектирования, диагностики и лечения сложных нарушений сердечных ритмов, таких как, например, VF, полиморфный VT, двунаправленная желудочковая тахикардия и AF, где, как только локализованную причину точно идентифицировали и установили, можно осуществить точную и направленную абляцию локализованной причины. Как обсуждалось выше, идентификация и физическая локализация причины ранее была не возможной, и, следовательно, успешное лечение было чрезвычайно сложным даже для опытных практикующих врачей, еще меньше было возможно существенно снизить или элиминировать интенсивность.
В дополнение к обнаружению причины и последующего проведения лечения сложных нарушений сердечных ритмов настоящее изобретение можно также применять для помощи в диагностике и лечении «простых» ритмов, которые исходят от одиночного участка, путем ускорения и упрощения анализа для практикующего врача. Для нарушений сердечных ритмов такие простые нарушения включают фокальные предсердные тахикардии, мультифокальные предсердные тахикардии (МАТ), синусовый узловой повторный вход или несоответствующая синусовая тахикардия, желудочковая тахикардия (VT), преждевременные предсердные комплексы (РАС) и преждевременные желудочковые комплексы (PVC).
В настоящее изобретение включен способ и система для сбора данных, включая чувствительные приборы и записывающие системы. Собранные данные включают по меньшей мере локализацию каждого датчика, который передал один или несколько сигналов, и начальное время, при котором встречается каждый сигнал активации или продолжительность времени активации. Процессор принимает данную информацию и последовательно упорядочивает моменты времени начала активации. Результат данного вычисления представляет собой создание следа активации, который создает характерный паттерн для нарушения и указывает как на локализацию, так и на тип причины для нарушения, то есть, является ли это ротором, фокальным источником или рассеянным паттерном, то есть не локализованным источником, следовательно, требующим дополнительного сбора данных от другой области сердца или другой области организма. Как только данные упорядочены таким образом, создается след активации, который можно визуально отобразить на визуальном дисплее, чтобы показать в случае с источником ротора фактический ротационный паттерн ротора, так что центр ротора визуально различим, и можно легко идентифицировать и, следовательно, подвергнуть лечению. То же самое верно и в отношении изображения радиально исходящего источника, такого как фокальный импульс. Последовательное упорядочивание моментов времени начала активации на каждом датчике позволяет локализовать фокальные нарушения ритма так, что фокальный центр можно легко локализовать на визуальном дисплее для направленного и точного лечения. Необходимо, чтобы источники ритма или причины отображались в течение некоторого времени, чтобы дать возможность практикующему врачу в полной мере наблюдать точку причины или область и осуществить достаточную оценку, что касается соответствующего лечения в месте локализации причины. В одном варианте осуществления данные и/или визуальные отображения обработанных данных (то есть "кинофрагмент" следа активации) объясняют характерный паттерн причины нарушения ритма. Такая сохраненная информация дает возможность практикующему врачу обращаться к предыдущим паттернам, чтобы помочь улучшить идентификацию, локализацию и лечение похожих причин. В некоторых примерах такая сохраненная информация обеспечивает экстраполяцию измеренных в реальном времени данных с обеспечением предсказуемых моделей или с уточнением определенных измеренных паттернов с использованием похожих известных паттернов.
Дополнительный вариант осуществления настоящего изобретения обеспечивает способ и систему для лечения таких причин, часто путем модификации или разрушения ткани, где причина располагается. Шестой предпочтительный вариант осуществления создает возможность для применения настоящего изобретения в «режиме офлайн», не в режиме просмотра в реальном времени, скорее чем прямо во время методики лечения пациента.
Способ и систему настоящего изобретения можно использовать, чтобы локализовать источники (то есть, обнаружить физическую локализацию причины) для генерации не соответствующего норме электрического импульса или распространения в головном мозге или центральной нервной системе с использованием электроэнцефалограммы или другого показателя для ведения инвазивной терапии (хирургия) или внешнего облучения с идентификацией и лечением пароксизма или очагов эпилепсии или фокальной опухоли (злокачественной или иной). Настоящее изобретение может также применяться для идентификации источников для не соответствующего норме распространения импульса в поперечнополосатой мышце (например, повреждение в скелетной мышце), желудочно-кишечном тракте (например, спазм пищевода), мочеполовой и дыхательной системах. Настоящее изобретение может также применяться для детекции опухоли (злокачественной или иной) в любой системе организма. Настоящее изобретение также находит применения за пределами медицины, как например, для локализации источника сейсмического явления или для локализации источников энергии вместе со способами, как например радиолокационные или гидролокационные.
Настоящее изобретение имеет несколько аспектов относительно способа и системы для осуществления способа. В качестве примера, а не ограничения, в одном аспекте настоящего изобретения сигналы детектируют от многочисленных локализаций в органе при нарушении ритма с изменением расстояния между датчиками для оптимизации ясности указанной дискретизации. Отдельный необходимый вариант осуществления также записывает данные сигналы от сердца или другой части организма во время нарушения ритма, и хранит их в базе данных. Локализация каждого датчика, ассоциированного с отдельным сигналом, а также моменты времени начала активации на каждом датчике передаются на процессор для анализа, включая последовательное упорядочивание с образованием следа активации, идентифицирующего причину нарушения и ее специфическую локализацию в организме. Создание базы данных причин, которую можно ручным способом или автоматически обновлять, дает возможность для реализации доступа к базе данных для помощи при идентификации и локализации причин нарушения. Это применяют, когда сбор данных для данного пациента является ограниченным по качеству, чтобы сравнить паттерн пациента с предыдущими записанными ритмами пациента, чтобы определить, является ли ритм тем же или другим, или чтобы сравнить паттерн пациента с таковым от другого пациента, как например, с похожими клиническими характеристиками. Ранее хранящиеся данные от предыдущего случая можно применять для помощи в идентификации, локализации и отображения причин нарушений ритма в настоящем случае.
Визуальное отображение источников нарушения является в высшей степени пригодным для практикующего врача потому, что оно служит в качестве визуального руководства по наличию и локализации причины и позволяет в последующем направленном и точном лечении снизить интенсивность или элиминировать нарушение ритма.
В других аспектах настоящего изобретения ранее хранящиеся данные от другого случая можно применять для идентификации, локализации и отображения причин нарушения ритма в настоящем случае. Это можно затем применять для планирования применение данного изобретения в будущей методике.
Описание пригодных компонентов, модулей и приборов
На фигуре 1 показана схема различных пригодных компонентов (модулей), которые можно применять в способе и системе настоящего изобретения. Модули могут оделяться друг от друга и совместно сопрягаться с обеспечением их функции, или один или несколько из них могут интегрироваться друг с другом из содержащихся в процессоре, так что система содержит меньше отдельных единиц аппаратного оборудования. На фигуре 1 изображается вариант осуществления, который дает возможность локализовать причину нарушения во время минимально инвазивных подкожных процедур или других процедур, таких как с использованием поверхностной ECG, магнитокардиограммы, эхокардиографических и/или измерений Доплера от изменений ультразвука, электромагнитного излучения, звуковых волн, микроволн или электрического импеданса.
На фиг.1 электрические события в сердце 10 записываются с применением индикаторных электродов. Данные электроды могут представлять собой катетеры 20, помещенные в пределах камеры или сосудистой сети сердца, включая сконструированные по заказу записывающие катетеры, подтверждающиеся примером на фигурах 2-4. Электроды могут также представлять собой удлинители питающих проводников от имплантированного электрокардиостимулятора или кардиовертера-дефибриллятора, катетеры, применяемые для записи монофазных потенциалов действия или других сигналов, которые типично достигают через полую вену 20-21 или коронарный синус 22. Таким образом, хотя способ и система настоящего изобретения, в частности, пригодные в настоящем изобретении, нет необходимости, однако, использовать специализированные катетеры на фигурах 2-4, поскольку можно использовать любые катетеры или чувствительные приборы, примененяемые внутри или вне организма, которые способны точно передавать моменты времени активации и локализации их нахождения.
Электроды 23 могут производить запись от эпикардиальной или перикардиальной поверхности сердца, к которой можно получить доступ через электроды 21 в коронарном синусе, через электроды 23 в перикардиальном пространстве или другие пути. Электроды можно локализовать поблизости от нервов, снабжающих сердце 15, которые можно локализовать в левом предсердии и желудочках. Электроды могут представлять собой виртуальные (рассчитанные) электроды от системы картирования с применением вычислительной техники, рутинные или электроды 30 картирования ECG высокой разрешающей способности, электроды, имплантированные под или на кожу, или полученные из способов для неинвазивной детекции сигналов без прямого контактирования с сердцем или организмом. Информацию от электродов можно также получить от сохраненных электрограмм в базе 160 данных.
Электрод 25, помещенный вблизи сердца можно применять для модификации или разрушения областей, которые находятся вблизи или на причине(причинах) нарушений ритма. Если электрод представляет собой абляционный катетер, он сопрягается с генератором 60 энергии. Другие электроды могут сопрягаться с контроллером 40 и кардиостимулирующем модулем 50, и необходимо обеспечить связь всего с контроллером 70 процесса. Абляцию или кардиостимуляцию можно направить на нервы, снабжающие сердце 15, которые локализованы во многих локализациях сердца. Электроды внутренней абляции можно заменить на внешнюю абляционную систему, например, внешние зонды во время хирургии или, как и во внешнем сфокусированном облучении или потоке фотонов, что касается терапии рака. В дополнение к этому, модификацию источников, то есть, лечение причин нарушения, можно достигнуть путем доставки соответствующих фармацевтических композиций, генной терапии, клеточной терапии или путем изъятия ткани (при хирургии или с использованием специализированных приборов).
Контроллер 70 процесса может содержать различные компоненты или модули. Такой компонент или модуль содержит дискритезирующий модуль 80, который способен записывать сигналы во время нарушений ритма, записывать при различных частотах не при нарушении ритма (путем кардиостимуляции) и/или записывать во время частот, которые моделируют нарушение сердечного ритма (путем кардиостимуляции или других способов). Усилители сигнала (не показаны) можно применять для усиления четкости сигнала и силы, и контроллер процесса может также с пониманием выделять наименьшее количество чисел записывающих усилителей, чтобы воспринимать от достаточного числа локализаций для идентификации и локализации причины. Например, система может использовать только каналы 50-60 физического усилителя, чтобы записывать от датчиков 128 (например, от двух коммерчески доступных мультиполярных катетеров), путем записывания этих датчиков 128 на основе «разделения времени» путем разделения времени или путем активирования отдельных/многочисленных датчиков вблизи причины ритма при деактивировании других. Данная функция «переключения» может осуществляться посредством переключающего компонента, который соединяет сенсорное устройство с электронной системой управления, и которое может осуществляться в одном или нескольких других компонентах. Переключение может быть ручным или автоматическим, направленным, например, туда, где лежит причина нарушения сердечного ритма. Модуль 90 сопрягается с модулем кардиостимуляции для обеспечения дополнительных частот сердечных сокращений для дискретизации биосигнала. Это, в частности, пригодно в отношении режима не в реальном времени (режим 6), описанного в данном документе, потому что в нем можно исследовать сердце при разных частотах сердечных сокращений, даже не при отдельном нарушении сердечного ритма, которое диагностируют и лечат.
Изобретательский способ и система обрабатывают собранные данные с использованием аналитических способов, что может осуществляться посредством аналитических модулей. Например, на фигуре 1 модуль 100 представляет собой часть I "аналитической машины." Данная часть аналитической машины определяет начало и конец биологического сигнала с течением времени при каждой обнаруженной локализации. Это реализуется путем создания серий моментов времени активации (начало распределения времени) и времени восстановления (конец распределения времени) во время ритма с течением времени (проиллюстрированно на фигуре 6). Сигнал типично представляется в качестве напряжения с течением времени (то есть, в вольт-секундный ряд). Время активации можно обработать многими способами. Самый простой включает ручное назначение для каждой локализации. Автоматизированное или вычисленное назначение может достигаться путем использования нуля первой производной, чтобы определить максимум или минимум, нуля второй производной, чтобы показать максимальный ход вверх или ход вниз, или похожие способы. Моменты времени начала и конца активации можно также назначить, когда вольт-секундные ряды пересекают пороговую величину. Другой возможный способ для назначения моментов времени активации представляет собой использование сопоставления с паттерном. Например, паттерн, отобранный для представления продолжительности активации, можно коррелировать с сигналом при многочисленных моментах времени с течением времени. Время, когда указанные корреляционные значения являются высокими, указывает на повторение указанного шаблона, и таким образом, рассматриваются моменты времени активации. Шаблон, который применяют для данного анализа, можно также получить из хранящихся данных в базе данных или вычислить из частоты, рассчитанной для ритма в этой локализации. Одновременные записанные материалы от многочисленных датчиков могут помочь при анализировании активации, в частности, для сложных ритмов, таких как AF или VF, когда качество сигнала может быть с шумами, низкого качества или показывать многочисленные компоненты в разные моменты времени. Из одновременных записанных материалов отбирается опорный сигнал, предпочтительно в ближней локализации к каналу, который анализируется. Сигналы на опорном канале применяют, чтобы отобрать сигнал или компоненты сигнала на канале, который анализируется. Это можно осуществить путем использования компонентов, которые сохраняют похожее распределение времени с течением времени, с использованием функций сопоставления с паттерном или корреляции, векторного анализа или других способов. Если много требуется способов, эвристика, способы распознавания паттерна и подходы так называемой «нечеткой логики», ограниченные известной патофизиологией предсердия являются возможными для применения.
Модуль 110 представляет собой часть II аналитической машины, которая фактически вычисляет и локализует, то есть, определяет наличие и локализацию источников (причин) нарушения сердечного ритма.
Некоторые варианты осуществления настоящего изобретения включают "машину для терапии," которая может содержать один из нескольких модулей, сконструированных для совместного осуществления разных функций в системе и способе. Например, модуль 120 на фигуре 1 может отвечать за определение паттерна локализации и миграции источников нарушения ритма внутри сердца. Он может быть первым модулем машины для терапии и применяться для вычесления локализации и области пространства, которую требуется модифицировать для того, чтобы лечить или элиминировать нарушение ритма. Лечение может происходить путем доставки абляционной энергии или других средств, как обсуждалось в данном документе, и не представляет собой просто одну точку или область, если источник мигрирует во время абляции. Модуль 130 является характерным для другого модуля машины для терапии и по необходимости прямо сопряжен с генератором энергии, чтобы подвергнуть абляции (разрушить), модифицировать (подвергнуть абляции или кардиостимуляции) или стимулировать (подвергнуть кардиостимуляции) ткань на участках, которые, вероятно, представляют источники. В качестве альтернативы модуль 130 можно применять для модификации ткани без разрушительной энергии, например, путем доставки фармацевтических средств или генных, или клеточных терапий.
Модуль 170 системы, показанный на фигуре 1, является характерным для инструмента для отображения идентификации или локализации причины визуально или акустическим образом для помощи врачу при проведении лечения или элиминации нарушения ритма. Например, данный модуль может содержать экран дисплея, который позволяет практикующему врачу отчетливо видеть текстовую, графическую и/или акустическую визуализацию на экране ротора фокальной или другой причины нарушения. В некоторых вариантах осуществления клип "кинофрагмента" обнаруженного нарушения будет представлен на экране. Данный клип представляет собой презентацию в реальном времени фактической причины и локализации нарушения. Например, как только анализ данных был осуществлен в соответствии со способом настоящего изобретения, то есть, локализация сигналов и их моменты времени начала активации были последовательно упорядочены, результат данного анализа и вычисление будут показаны на экране в форме следа активации. Если паттерн следа активации означает серии активаций, вращающихся вокруг главного центра, тогда, как было обнаружено, ротор был и является фактически причиной нарушения. Подобным образом, если паттерн следа активации означает серии активаций, которые исходят радиально от основной центральной области, тогда, как было обнаружено, фокальный импульс был и является, фактически, причиной нарушения. Таким образом, способ, предлагаемый настоящим изобретением, позволяет прямое обнаружение причины нарушения и удобную визуализацию наличия, типа и локализации нарушения для практикующего врача. В том случае, если не обнаружен различимый паттерн, то есть, след активации не локализован, тогда дополнительная дискретизация сигнала путем перемещения локализаций датчика и/или активизации уже помещенных датчиков может быть соответствующей. Дополнительные дискретные сигналы могут затем обрабатывать в соответствии с настоящим изобретением и показывать на экране. Если причина обнаружена посредством дополнительной дискретизации и обработки данных, тогда может быть принято решение о соответствующем лечении. В том случае, если обнаружены рассеянный след активации и паттерн, дальнейшая дополнительная дискретизация может быть уместной, пока практикующий врач считает, что такого времени достаточно. В некоторых примерах результат способа представляет обнаружение наличия и локализации ротора или радиально исходящего фокуса. В других примерах, где рассеянный паттерн остается даже после повторной дискретизации и обработки, диагностика может исключить ротор или фокальные импульсы в качестве причины. Таким образом, обнаружение ротора или фокальной точки (импульсы) будет в сущности детектированием и диагностикой одновременно, тогда как недостаток такого обнаружения будет представлять диагноз, который может исключить присутствие любой из данных причин нарушения.
Режим 1. Дискретизация сигнала (фигура 1. Ссылка 80)
Дискретизация сигнала может осуществляться в реальном времени при проведении методики, чтобы подвергнуть абляции или лечению нарушение ритма, заранее для планирования методики или впоследствии для просмотра нарушения. Как указано выше, сигналы собираются в одной или нескольких локализациях от органа с использованием разнообразных типов датчиков. Контактные датчики должны поддерживать, по возможности, хороший контакт с тканью. В предпочтительном режиме электроды должны записывать на многочисленных участках одновременно или почти одновременно. Самые быстрые нарушения сердечных ритмов, такие как AF, имеют продолжительности цикла >100 мс, так что обнаружение сигнала в течение существенно меньшего чем данное время считается «почти одновременным». Альтернативный режим способа дает возможность перемещения датчика к последовательным участкам. Настоящее изобретение можно применять с любым существующим сенсорным устройством.
Хотя разнообразные коммерчески доступные электродные приборы можно применять для получения дискретизации сигнала, особенно пригодные варианты осуществления прибора для дискретизации сигнала показаны на фигурах 2-4. В данных устройствах применяются многочисленные датчики, которые могут отдельно активироваться или деактивироваться или перемещаться один по отношению к другому. Это создает возможность для адаптивной пространственной разрешающей способности, в этом датчике расстояние можно увеличить или уменьшить при необходимости. Широко расположенные датчики обеспечивают широкое поле зрения, чтобы «исследовать» ритм для большой части органа (например, левое предсердие сердца). Как только локализация источника аппроксимируется, конфигурация по необходимости преобразуется для сокращения разнесенности датчиков для более высокой пространственной разрешающей способности по узкому полю зрения. Плотно расположенные датчики предпочтительны для воздействия энергией на сфокусированную область для лечения источника.
Адаптивная пространственная разрешающая способность представляет собой важное преимущество различных вариантов осуществления настоящего изобретения. Это может достигаться путем физического перемещения датчиков. На фигуре 2 показаны концентрические спирали (элемент 200) с многочисленными чувствительными элементами (электроды или зонды) для дискретизирующих сигналов и, в некоторых примерах, для доставки энергии или другого лечебного препарата (элемент 205). Спирали широко расположены, когда части катетера остаются не развернутыми (элемент 210) внутри стержня (элемент 215). Вращение и продвижение комплекта вводит больше зондов в камеру и сокращает расстояние между ними. На фигуре 3 представлен другой вариант осуществления сенсорного катетера согласно изобретению в форме регулируемого веерообразного катетера с многочисленными меридианами (элемент 230), причем каждая содержит многочисленные дискретизирующие элементы (электроды или зонды) (элементы 240), также для дискретизации и в некоторых примерах для доставки энергии или другой лечебной терапии. Путем комбинации крутящего или скручивающего движения вдоль оси стержня (элемент 245), как изображено на фигурах, меридианы могут располагаться более широко (элемент 230) или располагаться более близко (элемент 235), то есть пространственно регулироваться. На фигуре 4 показан другой вариант осуществления сенсорного катетера согласно изобретению в форме регулируемой спиральной конструкции с небольшим числом спиральных меридиан (элемент 260), заканчивающихся на тупом атравматическом конце (элемент 270). Как и с конструкциями на фигурах 2 и 3 меридианы на фигуре 4 могут содержать многочисленные элементы (электроды или зонды) (элементы 265). Спираль может выдвигаться или перемещаться назад в оболочку посредством воздействия на стержень (элемент 280), чтобы увеличить или уменьшить размер спирали и/или межзондовое расстояние. Данные конструкции можно выполнить большими или меньшими, чтобы они подходили большему или меньшему органу (например, предсердию с меняющимися размерами) или подструктурам, включая легочные вены или верхнюю полую вену, которые могут быть источниками для ритмов, таких как AF.
Физическое движение может выполняться врачом ручным способом или автоматически с использованием машин. Принимая во внимание наблюдаемые свойства источников для нарушений сердечных ритмов, наблюдаемых изобретателями, необходимо, чтобы датчики воспринимали по меньшей мере от приблизительно 25% площади поверхности каждой одной или нескольких камер сердца. Данные конструкции являются иллюстративными только и не предназначены для ограничения фактического физического дизайна или применения данного изобретения.
За оптимальным контактом для каждого датчика может осуществляться мониторинг посредством контроллера 70 процесса в отношении соответствия требованиям различными путями. Например, контроллер 70 процесса может проверить контакт по стабильности амплитуды принимаемых сигналов. В качестве альтернативы, контроллер 70 процесса может создавать условия, чтобы осуществляющий кардиостимуляцию модуль 50 испускал сигналы через электроды 20-30, и применять амплитуду вызванных ответов, чтобы проверить контакт. В качестве третьей альтернативы, обрабатывающий модуль 70 может определить контакт путем подтверждения стабильного импеданса тканей (в AF, например, где стимуляция не возможна). В качестве других альтернатив можно применять катетеры, сконструированные для изучения паттернов легких повреждений, или сконструированные для прямого измерения контактного усилия. В дополнение к этому, воздействия на катетер можно контролировать с помощью робота полуавтоматизированным или автоматизированным способом, а также вручную.
Адаптивную пространственную разрешающую способность можно также достигнуть электронно. Датчики в этом регулируемом сенсорном устройстве подключаются к электронной системе управления, которая может активировать или деактивировать отдельные датчики. Это можно осуществить вручную, например, если врач желает сфокусироваться только на одной области органа, или автоматически посредством контроллера процесса на фигуре 1, чтобы сфокусироваться на области, определенной там, где лежит источник сердечного ритма. Электронное переключающее устройство контролирует независимое переключение соединений между датчиками и электронной системой управления, для того, чтобы максимально увеличить применение практического числа каналов усилителя. Данные электронные компоненты могут осуществляться путем различных комбинаций традиционных (проводных) электродов, оптоволокон, конструкций с цепями на травленой подложке, биологических датчиков, химических датчиков, фармацевтических датчиков, пьезоэлектрических датчиков, инфракрасных датчиков, совместимого с пациентом формирования оптического изображения, оптродов, дистанционных датчиков и других конструкций.
Электронное переключение можно также достигнуть путем квантования времени. Большое число локализаций возможно необходимо будет обнаружить, но число дискретизирующих каналов может быть ограниченным. Квантование времени сигнала может записать большее число чувствительных каналов от меньшего числа каналов. Например, сигналы часто дискретизируются каждую 1 мс (при 1 кГц), хотя данных, получаемых каждые 10 миллисекунд (мс) или около того, часто достаточно для анализа источника AF или VF. Таким образом, система может воспринимать в локализации 1 в течении 3 мс, локализациях 2 и 3 в течении 3 мс каждая, затем возвращается к датчику 1, чтобы повторить цикл через момент времени 10 мс.Таким способом можно обнаружить 90 локализаций с использованием 30 каналов. Любую соответствующую конфигурацию можно применять в зависимости от времени переключения в аппаратном оборудовании или программном обеспечении, и с учетом шумовых факторов при переключении между каналами. Многие другие способы можно применять, чтобы увеличить действительное число каналов, включая передачу мультиплексных сигналов вдоль оптоволокна или другого прибора, или сохранение сигналов в памяти с произвольным доступом, затем с использованием анализа в режиме офлайн для усиления и анализа каждого по очереди.
Число обнаруживаемых локализаций можно также увеличить с использованием комбинации датчиков, находящихся в контакте с разными сердечными плоскостями. Например, электроды на эндокардиальной (внутренней) поверхности сердца можно дополнить электродами на эпикардиальной (внешней) поверхности и возможно таковыми в сердечной мышце самой по себе (через имплантированные электроды), чтобы увеличить общую пространственную и разрешающую способность. Это представляет особое значение в предсердии, стенка которого является тонкой, и где эпикардиальные и эндокардиальные электроды можно нацелить на похожие области. В желудочке или в областях предсердия с толстой стенкой, разные плоскости могут предоставить разную информацию.
В определенном предпочтительном варианте осуществления дискретизацию можно осуществить с использованием одного или нескольких датчиков (зондов), перемещаемых последовательно в пределах органа во время нарушения сердечного ритма. Когда применяют одиночный зонд, сигналы от каждой локализации выравниваются по отношению к основному сигналу распределения времени. Данный способ легко применять, когда ритм является относительно регулярным в пределах сердца, как например, при «простом» нарушении фокальной предсердной тахикардии или трепетания предсердий. Однако, данный способ можно также применять в качестве приблизительного руководства, если ритм является нерегулярным в пределах сердца, например, при сложных ритмах AF или VF. Преимущество заключается в необходимости меньшего количества датчиков, и сработает, если источники проявляют некоторую стабильность в пространстве. Например, так как AF является нерегулярной, активация может быть регулярной в локализованных источниках, например, в определенных локализациях, таких как вблизи легочных вен.
Один в особенности пригодный вариант осуществления для использования последовательной дискретизации при многочисленных локализациях в данной работе иллюстрируется в отношении перемещения зонда с двумя датчиками (такими как, два двухполюсника клинических четырехполюсных катетеров), хотя при наличии можно применять больше датчиков. В каждой локализации один датчик считается эталонным, а начальные моменты времени для последующих циклов (импульсов) являются основными. Отличие по времени активации для второго датчика применяют, чтобы показать относительное распределение времени. Зонд перемещают так, что один датчик перекрывает ранее обнаруженную локализацию. Второй датчик воспринимает новую локализацию и может записывать начала относительного распределения времени для многочисленных импульсов в этом месте. Процесс повторяют по всей представляющей интерес области. Поскольку данный способ вводит стабильность в относительное распределение времени между локализациями, можно повторно внести вариабельность стохастически с использованием наблюдаемых импульс-к-импульсу вариаций распределения времени в каждой локализации.
Альтернативный подход представляет собой применение градиентов частоты и/или организации в пределах камеры по сравнению с хранящимися данными из базы данных для такого ритма (включая AF или VF). После дискретизации последовательных локализаций частота активация в обеих камерах сравнивают с сохраненными паттернами, которые описывают данное взаимоотношение в различных источниках (роторах или фокальных импульсах) и близлежащих участках. Подход для минимизации ошибок (таких как ошибки наименьшего квадрата) можно применять, чтобы оценить источник локализации. Оценки можно обработать адаптивно на основе схожести с подклассами сохраненных паттернов и с использованием алгоритмической, эвристической, нечеткой логики или другой схемы распознавания паттерна. Данный процесс повторяют итерационно. Для пространственно совместимого источника вторые и последующие итерации добавляют точность к первоначальной оценке и могут сфокусироваться на локализациях, ближайших к оцениваемому источнику.
Доставка лечебной терапии может быть другой характеристикой сенсорного устройства, которая будет описываться подробно далее в данном документе.
Режим 2. Вычисление причин нарушений сердечных ритмов
Первым этапом анализа является определение типа сигнала с использованием поисковой таблицы, как проиллюстровано на фигуре 5, номера позиций 400-460. На данном этапе определяется, возникает ли сигнал от сердца (стимулятора сердца), головного мозга, дыхательной системы, желудочно-кишечного тракта, мочеполовой системы и так далее. В случае со стимулятором сердца сигнал может представлять собой сигнал поверхностной ECG, внутрисердечный, эхокардиографический или другой сигнал. В случае со внутрисердечным, сигнал дополнительно классифицируется как потенциал действия (монофазный потенциал действия), биполярная электрограмма, униполярная электрограмма или иное. Некоторые из данных сигналов обеспечивают информацию высокого качества (например, записанные материалы монофазного потенциала действия в сердце), тогда как другие не обеспечивают. Сигналы более низкого качества, по всей вероятности, требуют предварительной обработки, фильтрования, усреднения, сравнения с сохраненными сигналами в базе данных для данного пациента через разные моменты времени, и других этапов вычесления, чтобы дать возможность локализовать источник.
На фигуре 6 сигнал анализируют между этапами 800-840 для идентификации его типа в поисковой таблице (из фигуры 5). Это подразумевает назначение начала и конца активации и интервала между импульсами (диастолический интервал), что зависит от типа сигнала, проиллюстрированного в поисковой таблице на фигуре 5. Поисковая таблица может представлять собой обстоятельный перечень биосигналов с данными по отдельной физиологической роли каждого компонент для вычисления. Компоненты могут варьироваться по частоте и могут колебаться от импульса к импульсу. Каждый компонент сигнала может отражать отдельный аспект нормальной или не соответствующей норме физиологии, и таким образом указывать на вероятность того, что может возникнуть нарушение ритма. Примеры не предназначены для ограничения объема поисковой таблицы, которая может содержать сигналы от других мышц (например, скелетная мышца, мочевой пузырь и желудочно-кишечный тракт), головного мозга и нервной системы.
Следующим этапом анализа является определение для каждой обнаруживаемой локализации физиологического сигнала, который необходимо проанализировать. Целью является то, что полученный в результате сигнал наилучшим образом представляет фактическую физиологическую активацию и восстановление, происходящее при нарушении сердечного ритма в каждой локализации. Когда записываемый сигнал является «чистым» (характеризуется высоким соотношением сигнала-к-шуму), он будет физиологическим сигналом. Если сигналы присутствуют с шумами, тогда могут быть необходимыми фильтрование, снижение шума и другие схемы, чтобы выявить физиологический сигнал. Указанные схемы подавления шума могут потребовать записывания в то время, когда пациент задерживает свое дыхание на несколько секунд. Для анализа нарушений предсердного ритма физиологический сигнал наилучшим образом записывается в промежутке между активациями желудочков (в R-R интервале), что может облегчаться, если импульс сердца снижается (R-R интервал продлевается) с использованием средств для замедления частоты сокращений желудочка или путем снижения частоты электрокардиостимулятора у пациентов с такими приборами.
На фигуре 7 панели 600-670 иллюстрируют особенно пригодный вариант осуществления для создания физиологических сигналов с использованием вычислительных способов, чтобы компенсировать ограничения вследствие шумов или данных низкого качества. Во-первых, определяют ответ на частоту сигнала каждого типа (монофазные потенциалы действия, MAP, проиллюстрированные на панелях 600, 620, 640). Это осуществляется посредством дискретизирующих сигналов при меняющихся частотах при нарушении ритма или не при нарушении ритма (например, путем кардиостимуляции, смотри режим 6). Ответ продолжительности сигнала (проиллюстрован для MAP) на частоту показан на панелях 610, 630, 650 и показывает, что MAP сокращается при возрастании частоты (то есть, когда диастолический интервал сокращается). Следует отметить, что ответ на тот же самый набор частот может варьироваться, когда пациент имеет и не имеет нарушение сердечного ритма. На фигуре 8 на панелях от 700 до 740 это показано. Кардиостимуляция с доставкой одиночного экстраимпульса на панели 700 приведена на графике восстановления, показанного на фигуре 6, 710, как только начинается AF. Однако через несколько минут кривая восстановления изменяется, как показано на панелях 720-740.
Один подход, осуществляемый в настоящем изобретении, предназначен для создания «гибридного» сигнала путем введения физиологического паттерна во время каждого начала времени активации (панели 660-670). Физиологический паттерн можно получить путем усреднения записываемых сигналов с течением времени (алгебраическим способом исходя из среднего значения медианного импульса или другого способа), усреднения сигналов в соседних локализациях (пространственное усреднение), от монофазных потенциалов действия при различных локализациях (панели 660-670), путем фильтрования существующих униполярных или биполярных сигналов в частотном или частотно-временном домене или с использованием сохраненных паттернов из базы данных (фигура 1, 160). Когда используют сохраненные сигналы, свойства, включающие продолжительность данных физиологических паттернов, можно регулировать в отношении частоты с использованием характера изменения ответа на частоту (восстановление). Сохраненные сигналы можно получить от данного пациента, другого пациента с похожими характеристиками или из другого сохраненного источника. Данные способы можно применять для отдельных активаций или для полного сигнала.
Данный способ приводит к физиологическому представлению активности в каждой локализации с течением времени, что может, в противном случае, быть сложным для получения в сокращающемся сердце пациента во время минимально инвазивной методики. Это находит применения помимо нарушений сердечных ритмов. Например, указанный физиологический паттерн может представлять собой модель функционирования клеточных ионов. Это дает возможность для моделирования в клетках функционирования данных ионных токов в каждом датчике с рассчитанным временем для каждой наблюдаемой активации для исследования динамики потоков кальция, токов калия или других процессов внутри сокращающегося сердца данного пациента. В качестве дополнительного примера, данный физиологический паттерн может представлять собой модель фармакологического лиганда, дающего возможность исследовать характеристик сокращающегося сердца по отношению к специфическим фармакологическим средствам. В желудочно-кишечном тракте модели высвобождения клеточных гормонов можно исследовать для каждого перистальтического «импульса». В головном мозге известная кинетика высвобождения нейромедиаторов или эндорфинов в отношении дискретных волн головного мозга (неинвазивно, через поверхностную электроэнцефалограмму или инвазивно при операциях) могут помочь понять и лечить различные состояния. Лечение состояний при эпилепсии, например, с применением настоящего изобретения представляет собой один вариант осуществления настоящего изобретения. Данное изобретение также включает способ определения эффекта фармакологического или биоэффективного средства на организм путем корреляции характеристик сокращающегося сердца или ритма другой части организма с высвобождением, способностью связывать или частотой или другим воздействием средства на организм.
След активации затем определяют из последовательностей активации в физиологическом сигнале в многочисленных локализациях. Самая простая форма данного анализа должна упорядочить активацию в каждой локализации последовательно во времени. В других вариантах осуществления с помощью анализа можно идентифицировать и локализовать причину нарушения ритма с применением способов частотного домена, способов временного домена или пространственно-фазовых способов. Способы частотного домена включают преобразование Гилберта или вейвлет-преобразование, или способы фазовой задержки. Способы фазового пространства включают анализирование пространственных взаимодействий между участками, показывающими активацию в определенной локализации, для того чтобы определить след активации.
В отношении фазово-пространственных способов хорошо известная техника подразумевает назначение фазы φ для сигнала на каждом электроде и через каждый момент времени. Фаза при точной локализации вершины ротора не имеет определения, а суммирование фазы соседних электродов приводит к "скачку фаз" на 2π. Таким образом, локализация ротор соответствует фазовой сингулярности. С математической точки зрения данные фазовые сингулярности можно обнаружить путем вычисления линейного интеграла по замкнутой кривой как 
, где линейный интеграл берут по пути l, близлежащему к фазовой сингулярности. Поскольку сигнал от электрода является одиночно наблюдаемым, определение фазы требует специального внимания. Будут применяться несколько разных способов в зависимости от качества электродного сигнала.
Первый способ фазового пространства будет применен, если сигнал от электродов идет с шумами и/или имеет небольшую амплитуду. В этом случае моменты времени активации для каждого электрода будут определяться с последующим новым анализом динамики фронта волны. В качестве первого этапа пространственную разрешающую способность зондов и их моменты времени активации можно увеличить с использованием биленейной схемы интерполяции, которая интерполирует активацию с использованием тонкой регулярной сетки, созданной по всей поверхности. При физиологических сигналах высокого качества, которые содержат активацию, восстановление и информацию о диастолическом интервале, это дает кривую времени V(t) для каждой точки расчетной сетки.
Поскольку форма потенциала действия может быть стабильной между импульсами, способ следующим шагом определяет картирование из мембранного потенциала V по отношению к фазе ф. Данная карта назначает единственное значение φ каждому значению V так, что максимум и минимум фазовой переменной отличается на 2π. Подробная форма данный карты является произвольной, а фазу вычисляют с использованием φ=2π(ν-0.5). Соответствующая кривая времени фазовой дает моментальное формирование сигнала и его фазы, как на фигуре 8 (панели 710-730).
После построения фазовой карты при помощи способа вычисляют для каждого времени суммарную фазу для всех четырех точек тонкой регулярной сетки, разделенной шагом сетки, который формирует квадрат (способ топологического заряда). Результат не равный нулю указывает на наличие фазовой сингулярности и ротора. Анализу будет дополнительно содействовать определение местонахождения фронта волн. Локализация данных фронтов будет вычислена с использованием регулярной тонкой сетки путем определения, где и когда V пересекает значение пороговой величины с положительной производной dV/dt. Осуществление данного вычисления вдоль направления x и y тонкой регулярной сетки и с применением линейной интерполяции между точками сетки будет приводить к набору точек, которые лежат на фронте волны.
Фронт волны затем строят путем соединения данных точек. Похожий анализ будет осуществляться в отношении фазы, где изофазные линии отслеживаются. Затем строят визуальное представление, которое графически изображает значение каждого момента времени мембранного потенциала с использованием серой или цветной шкалы, линий, представляющих фронты волны, линий, представляющих похожие фазы (изофазные линии) и символов, локализующих фазовые сингулярности. Данное графическое представление будет приносить значительную пользу практикующему врачу при интерпретации результатов способа и системы согласно изобретению. Необходимо отметить, что пересечения линий, представляющих фронты волн и изофазные линии, представляют фазовую сингулярность. Фазовые сингулярности показывают центральные области, и, таким образом, их можно применять для локализации роторов.
Фазовое преобразование способно продемонстрировать фокальные импульсы при AF - обычно, как центробежные источники, исходящие от локализованной области. Фокальный импульс характеризуется локализацией, которая соответствует трем критериям: 1) его время активации является более ранним, чем в близлежащих локализациях; 2) данная область была ранее неактивной (при диастоле) в течение конкретного периода времени; 3) последующее распространение активации исходит радиально от центральной области. С распознаванием данных 3 критериев настоящее изобретение обнаруживает данные источники автоматически. Этот алгоритм первым определит локализации, которые проявляют моменты времени активации перед их четырьмя ближайшими и четырьмя следующими ближайшими соседями, и обозначит их как потенциальные фокальные источники. Следующим шагом он определяет моменты времени активации в локализациях, близлежащих к потенциальному фокальному источнику. Если моменты времени активации данных локализаций являются более ранними, чем их близлежащих электродов, потенциальный фокальный источник подтверждается и обозначается соответственно. Данные участки изображают графически с использованием нашей графической техники изображения, как описано выше, значительно помогая практикующему врачу при локализации и интерпретации данных источников.
Альтернативно может быть применен способ частотного домена. Для физиологического сигнала во время нарушения сердечного ритма, который может быть записанным сигналом или сигналом, полученным после фильтрования, снижения шума и других методов, описанных выше, можно применять несколько способов.
Одним таким способом является преобразование Гилберта. Преобразование Гилберта сдвигает фазу отрицательных частот сигнала на π/2 и фазу положительных частот на - π/2. В этом подходе определение фазы φ сигнала достигают путем нанесения на график напряжения по отношению к преобразованию Гилберта напряжения. В отдельном пригодном варианте осуществления применяется алгоритм удаления тренда, чтобы установить напряжения в моменты времени активации (максимальный dV/dt) до нуля. Преобразование Гилберта применяют, чтобы составить фазовую плоскость сигналов с удаленным трендом. Преобразование Гилберта во всех локализациях интерполируют по тонкой регулярной сетке, созданной по биологической поверхности. Фазу затем вычисляют из напряжения фазового пространства по отношению к его преобразования Гилберта. Опять-таки, пространственные распределения фазы будут проанализированы с помощью техники топологического заряда, описанной выше, чтобы локализовать фазовые сингулярности ассоциированных с фазой сингулярностей (границы фронтов волн), таких как на вершине повторно входящей волны. Фронты волн активации составляют с использованием той же техники, как описано выше, в то время как изолинии нулевой фазы также отслеживаются. Пример данных способов в предсердии человека показан на фигуре 12, элементы 1030 и 1040, на которой показаны роторы в левом предсердии, рассчитанные с использованием способов частотного домена.
В другом пригодном способе используется техника вложения времени задержки, чтобы определить фазу сигнала. Данная техника состоит из нанесения на график V(t+rJ-V* по отношению к V(t)-V* для фиксированной задержки времени τ и сдвига V*, дающего значение фазы φ для каждого момента времени и каждой локализации. На практике задержка времени и сдвиг будет определять практикующий врач после изучения данных графиков для нескольких локализаций с использованием разных значений для τ и V*. Оптимальные значения приводят к траекториям, которые не пересекаются (что будет приводить к неоднозначному значению для фазы) и которые окружают исходную точку (обеспечивая то, что минимальная и максимальная фаза отличаются на 2π). Как сигнал, так и фазу интерполируют по тонкой регулярной сетке, созданной по биологической поверхности. Полученную в результате фазовую карту затем изучают в отношении фазовых сингулярностей и фронты волн отслеживают, как описано выше.
Еще другой пригодный способ, применяемый, чтобы определить фазу сигнала представляет собой вейвлет-преобразование. Точная форма данного вейвлета представляет собой переменную, а пример включает вейвлет Хаара. Вейвлет-преобразование вычисляют для каждой локализации. Вейвлет дает возможность наблюдать сигнал при многочисленных частотных разрешающих способностях. Это позволяет фильтровать нежелательный шум при специфических частотах (или полосах частот). В этом подход фазовое превращение достигается нанесением на график напряжение по отношению к сдвинутому по фазе вейвлет-преобразованию напряжения. Как только вычисляют фазу φ, продолжают как ранее, включая измельчение сетки при помощи биленейной интерполяции, обнаружение фазовой сингулярности и отслеживание фронта волн.
Другая информация, как например, локализации в пределах органа участков учащенности во время нарушения ритма, присутствие очень регулярных участков вокруг менее регулярных участков, присутствие стабильной конфигурации (формы) импульс-к-импульсу для последующих сигналов в противоположность меняющихся конфигураций сигналов, близость к анатомическим характеристикам, которые, как известно, ассоциированы с отдельными нарушениями ритма (как например, легочные вены при AF, система His-Purkinje при VF) или их комбинация могут также помочь при идентифицировании и локализации источников.
Можно получить несколько типов следов активации, производящих соответствующие основные различимые паттерны для различных типов причин для нарушения ритма. След активации, при котором последовательности активации вращаются вокруг центральной «основной» области называют ротором. След активации, который исходит радиально от центральной области называют фокальным импульсом (или участок повторяющихся фокальных активаций или импульсов). Другой тип следа активации представляет собой рассеянный паттерн, при котором локализованный источник отчетливо не идентифицируется. В отдельном пригодном варианте осуществления, в таких случаях, обнаружение сигнала повторяют в дополнительных локализациях или в течение дополнительных периодов времени. Локализация причины для нарушения сердечного ритма базируется на локализации центральной области и дополнительной активации от данной области. Некоторые варианты осуществления идентифицируют центральную область непосредственно. Например, преобразование Гилберта и способы прямого фазового назначения идентифицируют центральную область в качестве участка, где реальные и воображаемые части анализа пересекаются. В отличие от этого способ прямого последовательного упорядочения согласно настоящему изобретению указывает на центральную область либо визуально, либо аналитически.
На фигуре 10, на которую ссылаются панели 1400-1495, описывается способ оптимального идентифицирования, локализации и отбора причины(причин), который по всей вероятности указывает на первичную причину нарушения ритма. В одном отдельном необходимом варианте осуществления составляют вероятностную карту 1480 для источников нарушения. Это указывает на вероятность, что каждая обнаруживаемая локализация скрывает причину нарушения ритма по отношению к другим обнаруживаемым локализациям. Более высокая относительная вероятность присваивается участкам, где центральные области поддерживаются в течение более продолжительных периодов времени (или в течение большего количества вращений или импульсов), где частота активации является ускоренной, где частота активации является более организованной, что активирует близлежащую ткань в отношении 1:1 (таким образом, присутствует соединение электрограммы) и активирует большие области ткани в фазе (и таким образом имеет большую пространственную константу), когда меньшее количество совпадающих источников идентифицируют для источников, которые лежат вблизи известных областей с высокой вероятностью для нарушений ритмов, например, легочные вены при AF человека, для источников с меньшей миграцией с течением времени и для типов источника ротор по отношению к фокальному удару. В отдельном пригодном варианте осуществления задают вероятности после сравнения с сохраненными примерами в базе данных; сравнение может принять форму поэтапного многомерного сравнения. В ограниченном случае пространственно фиксированный источник, который представляет собой одиночный электрический ротор и который непосредственно активирует весь орган, представляет собой по определению первопричину данного нарушения сердечного ритма.
Также существуют заменители для следа активации. Они представляют собой данные, которые приблизительно определяют идентификацию и локализацию, обеспечиваемую настоящим изобретением, с использованием данных от меньшего количества локализаций, менее продолжительных или подробных записанных материалов или с использованием информации от других источников, таких как ECG, скорее чем изнутри сердца. Таким образом, заменители обеспечивают аппроксимацию следа активации с использованием уменьшенного числа локализаций датчиков по сравнению с анализом, который прямо измеряет след активации. Данные заменители, применяемые отдельно или в комбинациях, содержат участки высокой частоты во время нарушения ритма, присутствие очень регулярных участков, окруженных менее регулярными участками, присутствие стабильной конфигурации (формы) импульс-к-импульсу для последующих сигналов в противоположность меняющимся конфигурациям сигнала, сигналы, где амплитуда является особенно низкой, сигналы, которые являются очень продолжительными, потому что каждая активация является очень продолжительной, близость к анатомическим характеристикам, которые, как известно, ассоциированы с отдельными нарушениями ритма (как например, легочные вены при AF, система His-Purkinje при VF) или их комбинация могут также помочь при идентифицировании и локализации источников
Заменители можно детектировать исходя из ECG, и таким образом их можно применять для планирования методики или ведения терапии для пациента. Векторные анализы ECG для областей регулярности и высокой частоты, в особенности в случае окружения областями более низкой регулярности и частоты, указывают на локализации внутри сердца, где находятся источники.
На фигуре 10 панели 1400-1495 кратко излагается подход для идентификации и локализации источников. Панели 1400-1450 определяют, присутствует ли датчик достаточной разрешающей способности для идентификации причины. Критерии для достаточности включают отсутствие разрывов в вычислении фронта волн и отсутствие скачков в локализации центральных областей, и абсолютное расстояние между датчиками, которое не должно превышать приблизительно 1 см. Это базируется на вычислениях того, что минимальная окружность волны повторного входа составляет >2 см в предсердии человека и больше в желудочке человека. На панелях 1460-1490 затем применяется комбинация оптимизированных обнаруживаемых данных и хранящихся данных для вычесления источников, которые затем лечат, панель 1495. Настоящее изобретение включает широкое применение отфильтрованных или неотфильтрованных клинических данных, данных из базы данных, включая данного и других пациентов, или оценок вычислений для представления сигнала, который необходимо проанализировать, а также результатов анализа. В дополнение к этому, применение смешанного типа полученных данных от существующего пациента, способов обработки сигналов, численных способов и сохраненных сигналов из базы данных являются главными преимуществами способа и системы изобретения, в частности потому, что получение данных по физиологии с высоким разрешением от предсердий или желудочков человека может быть в высшей степени сложным, и даже невозможным, в клиническом электрофизиологическом исследовании без операции на открытом сердце.
Все из вышеприведенных подходов можно применять для любого сложного ритма, включая VF. Разумеется, данные подходы можно также применять для "простых ритмов", таких как повторный вход вокруг анатомического препятствия или роторов, фиксированных в рубцовой ткани (как например, трепетание предсердий).
Данные способы изобретения можно осуществить с программным обеспечением, которое управляется очень быстро и является подходящим для режима реального времени, а также автономного анализа с использованием мелкомасштабных компонентов, таких как обнаруживаемые в имплантируемых приборах, портативных амбулаторных машинах, приборах наручных размеров, а также более крупномасштабных компьютеров, расположенных в лабораториях электрофизиологии.
Режим 3. Хранение данных по источникам сердечных ритмов в базе данных
Данные по источникам для нарушений ритма при необходимости можно хранить в базе 160 данных. Это может быть пригодным для классификации источников у разных пациентах, для помощи в идентификации источников у отдельного пациента или для определения, вернулся ли пациент с тем же или другим источником. Данные в базе данных будут, таким образом, включать характеристики, описанные выше, включая число совпадающих источников, частота, непостоянство частоты с течением времени, продолжительность, размер биологического органа, активацию которого прямо вызывает источник (пространственная константа), локализацию, перемещается ли данная локализация с течением времени, частота в пределах многочисленных областей сердца в то время, когда был обнаружен источник (как например, частота левого и правого предсердия во время AF) и ответ каждого источника на абляцию.
Дополнительная информация, которую необходимо сохранить в базе данных, включает один или несколько клинических факторов из группы, содержащей пол (мужской/женский), возраст, вес, рост, наличие сахарного диабета, кровяное давление, размер предсердий, размер желудочков, области предсердного или желудочкового рубца, фракцию выброса левого желудочка.
В отдельном пригодном варианте осуществления база 160 данных AF источников будет постоянно обновляться на основе локализации нового источника из дополнительных случаев. Это применяется для помощи в локализации источника для практикующих врачей, исследующих новых пациентов посредством экспертной системы программного обеспечения, которая будет приводить в соответствие паттерны нового пациента с уже сохраненными паттернами.
Данные об источнике, которые необходимо сохранить, будут проанализированы на сопоставимость с существующими данными, приведенными в соответствие с помощью вышеприведенных переменных. Только исходные данные, которые соответствуют строгим стандартам для целостности данных, будут включены, другие будут отклонены. После обеспечения целостности данных, данные будут добавлены в базу данных с улучшением локализации для будущих пациентов.
Настоящее изобретение и интерфейс базы данных могут содержать экспертную систему, которая сравнивает текущие данные с хранящимися данными. На основе ближайшего соответствия или соответствий, логикой в пределах настоящего изобретения определяется, следует ли исследовать дополнительные источники сердечного ритма или дополнительную характеристику, и могут ли они основываться на сохраненной информации. Здесь применяется «критерий согласия» относительно различных сохраненных параметров. Эта функциональность включена, потому что на практике число обнаруживаемых локализаций ограничивается временными ограничениями, многие локализации датчиков могут обеспечить условно оптимальные данные, таким образом ограничивая фактическую обнаруживаемую разрешающую способность, и потому что изобретатель наблюдал, что многие пациенты показывали похожие локализации и характеристики источников.
Обновления базы данных будут доступными практикующему врачу регулярно от расположенной в центре, защищенной базы данных, которая содержит вышеприведенную информацию. Никакая информация о имени пациента, географического положения, дате исследования или других пунктах, запрещенных Health Information Portability Act (HIPAA), не будет включена. Эта база данных будет храниться в отдаленном месте,' но будет доступной в электронном виде с помощью средств, включающих проводную и беспроводную связь, электронные средства, такие как CD, DVD, и твердотельные запоминающие устройства.
Режим 4. Отображение источников нарушения биологического ритма
Настоящее изобретение включает способы и устройство для передачи идентификации, локализации и вышеприведенных характеристик источников для нарушений биологического ритма практикующему врачу. Это включает средства визуального отображения, обычно в форме графического отображения на мониторе компьютера или распечатки, показывающей источник по отношению к анатомии сердца, или базового текстового линейного краткого изложения локализации и/или участка датчика, где находится источник.
Звуковое отображение может также применяться, которое озвучивает идентификацию, локализацию и вышеприведенные характеристики источников нарушений биологического ритма для практикующего врача. В одном варианте осуществления это будет включать выводы или краткое изложение анализа, а не результаты анализа.
Режим 5. Терапия в местах расположения причин нарушения биологического ритма
В дополнение к способам и системам настоящего изобретения, применяемым для детекции и диагностики причины нарушения ритма настоящее изобретение также включает приборы и способы для лечения источника нарушения биологического ритма, для того, чтобы модифицировать, снизить интенсивность или элиминировать указанное нарушение ритма.
В лечении источника можно использовать любую пригодную методику, включая абляцию с радиочастотой, энергию замораживания, микроволновые или другие источники. Модификации могут также включать клеточную терапию (как например, стволовыми клетками), генную терапию, доставку фармацевтического средства, ионизирующее или неионизирующее излучение, доставляемое приборами внутрь или снаружи сердца или другие вмешательства.
Лекарство доставляют для модификации причины. При простом нарушении сердечного ритма, таком как предсердная тахикардия или трепетание предсердий, непосредственно воздействуют энергией для элиминации причины. При сложном нарушении ритма, таком как AF, энергией можно воздействовать, чтобы подвергнуть абляции (разрушению) источник, чтобы изолировать источник путем разрушения ткани между источником и остальной частью жизнеспособной камеры сердца или модулировать взаимодействие между разными источниками. Данная последняя форма лечения является очень новой, и была показана в экспериментах изобретателем в высшей степени эффективной. Модуляцию можно осуществлять стохастическим способом.
В отдельном необходимом варианте осуществления терапия является направленной на центральную область идентифицированной или локализованной причины для нарушения ритма с намерением элиминации данной причины для лечения нарушения сердечного ритма. Это можно применять последовательно для идентификации, локализации и лечения более чем одной причины указанного нарушения.
В качестве альтернативы, терапия может быть направлена на локализации, граничащие с центральной областью источника, с целью отсоединения источника от окружающей ткани.
В качестве альтернативы терапия может быть направленной на локализации, граничащие с центральной областью источника, с целью заставить источник перемещаться по направлению к ткани, где радикальное лечение более легко осуществить. Например, если источник находится в локализации, где абляция является сложной из-за анатомии, толщина ткани или другие факторы, абляция на одной стороне источника могут заставить его перемещаться по направлению к локализации, то есть более легко подвергнуть абляции вследствие более тонкой ткани или анатомических факторов.
В качестве альтернативы терапия может быть направленной на локализации, граничащие с центральной областью источника, с целью предотвращения движения источника и таким образом подвергая его компартментализации.
В качестве альтернативы терапия может быть нацеленной на локализации, граничащие с центральной областью источника, с целью снижения массы ткани, доступной, чтобы поддерживать источник, и таким образом являясь причиной его уничтожения.
Лечение может принять форму средства для абляции, доставляемого через катетер в сердце (элемент 25 на фигуре 1), на эпикардиальную поверхность или через электрод, присутствующий на одной из конструкций мультиэлектродного катетера, включенного в данном документе, например, смотри фигуры 2-4.
Когда наблюдают рассеянный след активации, на локализации, где источники могут находиться, которые сложно идентифицировать, нацеливаются в первую очередь. У пациентов с AF такие участки содержат легочные вены и другие грудные вены, и ушка предсердий. Таким образом, изолирование легочной вены осуществляется первым с последующей терапией на дополнительных участках при клинической необходимости. Обнаружение сигнала затем повторяют для идентификации и локализации причины.
В предпочтительном отдельном необходимом варианте осуществления мультисенсорный катетер (фигуры 2-4) содержит, который может доставить терапию в форме абляции. В этом варианте осуществления, датчики в локализациях, где находится источник, активируются для доставки абляционной энергии для модификации или элиминации источника.
Система может доставить терапию в пространственный участок, а также в фиксированные локализации. В этой системе локализацию центральной области источника анализируют постоянно на всем протяжении терапии. Терапию, такую как абляционная энергия, направляют на меняющиеся локализации и потенциально многочисленные локализации, чтобы граничить движение источника. Аналогией является образование «ограждения» подвергнутой абляции ткани вокруг перемещающегося источника для того, чтобы держать его внутри одной локализации. Это может потребовать доставки терапии (такой как абляция) к многочисленным датчикам указанных полюсов указанного комплекта одновременно. Данный процесс продолжается пока ритм прекращается, или удаленный источник становится преобладающим.
Данное изобретение хорошо подходит для направленной терапии, осуществляемой хирургическим путем в операционной с прямым воздействием на сердце. Это может происходить посредством минимально инвазивного подхода или традиционного подхода с воздействием на сердце через вскрытой грудной клеткой. Выбор записывающего электрода, носка, пластины или другого оборудования происходит по усмотрению хирурга и не изменяет принципы терапии.
В качестве альтернативы указанную модуляцию можно применять путем стимуляции (кардиостимуляци) ткани. Для стимуляции контроллер 70 процесса обуславливает кардиостимулирующий модуль 50 стимулировать сердце с использованием электродов в сердце 20-25, электродов поверхности 30 тела или электродов в других местах, таких как от пищевод 150. Контроллер 40 электродов принимает сигналы от электродов до, во время и после кардиостимуляции. Кардиостимуляцию применяют, чтобы увеличить частоту сердечных сокращений и ввести экстраимпульсы.
В альтернативном варианте осуществления настоящее изобретение может подвергнуть абляции или стимулировать сердечные нервы для модификации или элиминации источника. Таким образом, если источники находятся в локализациях ганглиозных сплетений сердца, абляцию или кардиостимуляцию таких локализаций можно применять для модификации источника.
Если не соответствующий норме ритм прекращается после модификации или элиминации источника, можно предпринимать попытки для возобновления ритма. В случае нарушений сердечных ритмов это может включать очень быструю кардиостимуляцию, введение изопротеренола или другие вмешательства. Это полное применение данного изобретения затем повторяют.
В том случае, если не соответствующий норме ритм больше нельзя длительно инициировать, врач может применить разделение для модификации дополнительных областей, которые могут представлять собой потенциальные источники. Данная информация может быть доступной прямо из хранящихся данных в базе данных с установлением соответствий для пациентов с похожей классификацией с данным пациентом.
Режим 6. Режим просмотра не в реальном времени
В ответственном режиме операции настоящее изобретение можно применять не в реальном времени путем автономного анализа. Данный режим просмотра можно применять для данных от данного индивидуума в другое время, как например, до электрофизиологического исследования, данных от другого прибора (как например, имплантированный электрокардиостимулятор или дефибриллятор) или даже до неудачной абляции. Это можно применять для просмотра результатов из предыдущей методики, для просмотра данных от пациента до планирования применения данного изобретения или для оценки, присутствует ли тот же пациент теперь с тем же или другим источником нарушения ритма.
Сигналы вначале загружают из сохраненных электрограмм в базе 160 данных в процессор-контроллер 70. Данная база данных может быть главной базой данных, в которой хранятся данные по многочисленным пациентам, или специфической для пациента базой данных. Хранение и извлечение данных можно осуществлять для любого типа сигнала. Сохраненные сигналы можно получить из другого источника, каталогизированного источника или вычисленных или виртуальных сигналов, таких как от Ensite 3000 3000 или NavX по инициативе St Jude Medical или Carto по инициативе Вiosense-Webster. Сигналы можно также получить от другого индивидуума, запрашивая базу данных для пациента с похожими демографическими данными и нарушением сердечного ритма.
В отдельном режиме не в реальном времени данные, полученные, когда пациент не имеет нарушений сердечного ритма, можно применять в настоящем изобретении для идентификации и локализации источника нарушений ритма. Это может быть пригодным, например, если нарушение сердечного ритма не наблюдается во время методики, и нельзя начать с использованием общепринятых способов. В данном режиме применяются биологические свойства камеры для предсказания локализаций, где источники/причины могут находиться при нарушении сердечного ритма. Такие локализации включают участки, где максимальный градиент восстановления продолжительности потенциала действия составляет>1, участки, где наблюдаются осцилляции импульс-к-импульсу в форме сигнала реполяризации или продолжительности, или где восстановление частоты проведение является широким, чтобы показать замедленное проведение при критических частотах.
В предпочтительном варианте осуществления чтобы измерить восстановление, необходимо обнаружить сигналы для широкого диапазона частот в каждой локализации, как показано на фигуре 1, элемент 90. Этого можно достигнуть с применением кардиостимуляции. В этом случае контроллер процесса (фигура 1, элемент 70) обуславливает модуль 50 кардиостимуляции стимулировать сердце с применением электродов в сердце 20-25, на поверхности тела 30, в пищеводе 150 или в других местах. Чем шире диапазон частот, в особенности высоких частот, тем более обстоятельный диапазон данных для этого сигнала для анализа восстановления. Если кардиостимуляция не является элементом выбора, настоящее изобретение подскажет пользователю увеличить частоту сердечных сокращения с использованием других элементов выбора или применить сохраненную информацию из базы данных.
В этом варианте осуществления кривую ответа на частоту ("восстановление") составляют при каждой частоте для каждого компонента сигналов, показанных на фигуре 5. Например, на данном этапе можно вычислить, как продолжительность монофазного потенциала действия (время от фазы 0 до фазы 3) меняется в зависимости от частоты (APD восстановление частоты). Примеры восстановления предсердного APD показаны на фигурах 5, 6 (позиции 600-720). Применение стимуляции для увеличения диапазона дискретизованных частот сердечных сокращений обеспечивает обстоятельную оценку ответа на частоту каждого биосигнала
На фигуре 7, позиции 600, 620, 640, показан пригодный вариант осуществления, где записи потенциалов действия человека выполнил изобретатель для левого предсердия 420, каждые из которых обеспечивают информацию высокого качества, включая деполяризацию (фаза 0), реполяризацию (фазы 1-3), амплитуду, фаза 2, и продолжительность потенциала действия (временной интервал от фазы 0 до фазы 3). Фаза 4 указывает на интервал между одним импульсом и следующим. Настоящее изобретение может определить ответ на частоту (восстановление) многочисленных компонентов, фокусируясь на ответе на частоту продолжительности АР (время от фазы 0-3), и амплитуду АР фазы II.
Позиция 400 (фигура 5) представляет собой ECG. Она включает внутрипредсердные компоненты (Р волна и PR интервал) и желудочковые компоненты, включая деполяризацию (комплекс QRS) и реполяризацию (Т волна). Для предсердия настоящее изобретение записывает, как продолжительность Р-волны меняется в зависимости от частоты с использованием анализов, показанных далее на фигуре 7, 600-650. Для желудочка настоящее изобретение записывает, как QT интервал меняется в зависимости от частоты как меры характера изменения частоты желудочкового APD (восстановление). Отдельные комплексы QRS выравниваются с использованием одного из нескольких колоночных методов, включая способы, которые выравнивают электрограммы около точки наибольшей положительной или отрицательной градации, их пиковых значений или минимизируют их средние квадратичные разности или метрические значения на основе полученных сигналов. Т-волны идентифицируются и выравниваются подобным образом. Считается, что предсердная активность заключается в промежуточных интервалах.
Если сигнал представляет собой униполярную электрограмму, его также анализируют аналогичным образом. Каждый анализируют в отношении формы волны, а также продолжительности. На фигуре 5, позиции 430-440, показаны униполярные электрограммы от левого предсердия 430 и левого желудочка 440 человека с деполяризацией и реполяризацией, соответственно, измеренных совместно как интервал восстановления активации, заменитель продолжительности монофазного потенциала действия. Настоящее изобретение определяет поправку различных компонентов на частоту.
Сигналы могут также представлять собой биполярные электрограммы (позиции 450,460), а настоящее изобретение определяет ответ на частоты каждого компонента.
В альтернативном варианте осуществления данные ECG и электрограммы загружают из базы 160 данных для анализа аналогичным образом, чтобы описать режим операции в реальном времени. Данные из базы данных могут быть от одного и того же или разных пациентов, записанные в любое время и с использованием любой системы сбора данных.
При AF восстановление MAP может отличаться от MAP не при AF. На фигуре 8 элемент 700 показывает инициацию AF после кардиостимуляции. Элемент 710 показывает восстановление MAP во время кардиостимуляции, отмечено черным. Непосредственно после начала AF (красные точки), APD отслеживают ранее полученное восстановление MAP. Однако это не может быть верным для более продолжительного AF. Элементы 720, 730 и 740 показывают пациентов с продолжительной AF, в которой восстановление APD отличается от такового, полученного при кардиостимуляции до AF.
Таким образом, может быть преимущественным применение восстановления APD, полученное от пациента при AF в этот раз или предыдущий раз, или из сохраненных APD для этого или других пациентов или отфильтрованных или вычисленных данных для обработки и анализа сигналов.
Локализации, где источники могут возникать во время последующего нарушения сердечного ритма, можно предсказать из этих анализов. Для монофазных потенциалов действия участок, где максимальный градиент MAPD характера изменения частоты (восстановление) >1, может непосредственно прилегать к причинам VF или AF. Другие показатели высокой вероятности для инициации нарушений сердечных ритмов включают широкий ответ на частоту (восстановление) проведения, поскольку такие участки динамического замедления проведения могут показать участки, где находится причина сердечного ритма.
Генератор 70 энергии можно активировать, чтобы применить энергию разрушения (либо радиочастоту, криоабляцию или микроволновое излучение) через абляционный электрод 25. Данный электрод оператор можно перемещать в пределах сердца вручную, это представляет собой традиционный подход, или дистанционно с использованием роботизированного или компьютеризированного дистанционного управления.
Осуществление системы, описанной в данном документе, может базироваться в значительной степени на методах цифровой обработки сигналов. Однако следует учесть, что специалист в данной области техники может легко адаптировать цифровые методы к аналогичной обработке сигнала.
Различные признаки настоящего изобретения изложены в следующей формуле изобретения.
Так как настоящее изобретение было описано в связи с отдельным требуемым вариантом осуществления, оно не ограничивает объем настоящего изобретения до отдельной изложенной формы, а наоборот, оно охватывает такие альтернативы, модификации и эквиваленты, которые можно включить в пределы сущности и объема настоящего изобретения, как определено прилагаемой формулой изобретения.
Примеры
Идентификация и локализация источника AF у 47-летнего мужчины.
Фигура 11, панели 900-910 иллюстрируют репрезентативного пациента, 47-летнего мужчину с персистирующей фибрилляцией предсердий (AF) в течение более пяти лет. У пациента возобновлялись симптоматические перебои в работе сердца, которые требовали его посещения больничных отделений неотложной помощи для лечения, несмотря на различную терапию амиодароном и другую соответствующую терапию, и, несмотря на предшествующие процедуры абляции AF. Учитывая тяжесть его симптомов, пациента вследствие этого избрали для возвращения в электрофизиологическую лабораторию для дополнительной оценки и абляции.
Фигура 11 на панелях 900-910 показывает сигналы из правого и левого предсердий во время AF в начале электрофизиологического исследования. Видно, что продолжительность цикла AF (период времени между последовательными моментами начала активации) является довольно короткой, показанной как 172 мс и 165 мс для первых двух циклов в правом предсердии (панель 910), и меняется, что типично для AF. Примечательно, что сигналы были более фракционированными и беспорядочными по форме в левом предсердии ('post LA') и коронарном синусе ('CSP' проксимальный коронарный синус; 'CSD' дистальный коронарный синус), чем в правом предсердии ('HRA' верхнее правое предсердие; 'Lat RA' латеральное правое предсердие; 'post RA' заднее правое предсердие), как общеизвестно.
Эти данные, как правило, направляют абляцию к левому предсердию. Типичная процедура в этом случае началась бы с удаления возле легочных вен и подтверждения изоляции с последующим дополнительным выбором абляции в участках, включающих: (а) участки фракционированных электрограмм левого предсердия, линейную абляцию в верхней стенке, линейную абляцию в митральном кольце, другую линейную абляцию, затем (b) абляцию правого предсердия, включая участки фракционирования и каво-трикуспидальный перешеек. Эта предлагаемая процедура заняла бы приблизительно 2-3 часа с <50% вероятностью прекращения AF, означая, что была бы необходима электрическая кардиоверсия для восстановления нормального ритма при завершении процедуры (Calkins, Brugada et al. 2007).
Вместо применения этого известного подхода был применен вариант осуществления способа и лечения по настоящему изобретению. Катетерный комплект, содержащий 64 датчика (электрода), вставляли через бедренную вену в правое предсердие и через транссептальный прокол в левое предсердие пациента. Они были связаны с помощью проволочных кабелей с записывающей системой для сбора сигналов от каждого датчика во время AF. Эти сигналы были преобразованы в цифровую форму и введены в компьютерную программу. Моменты начала активации были записаны в течение 2 секунд AF на каждом датчике. В то время как две секунды использовались с этим пациентом, любые большие или меньшие периоды времени могут быть полезны. В соответствии с желанием может быть использована одна секунда или менее. В некоторых вариантах осуществления могут быть использованы миллисекунды. Моменты начала активации на каждом местоположении датчика были последовательно упорядочены во времени. Сохраненные записи потенциала действия были использованы для создания электрограммы (вольт-секундые ряды) путем введения указанных записей в моменты начала активации для каждого датчика. Наконец, методика прямого выделения фаз была использована для выявления центральной области. След активации непосредственно показан взаимосвязью этих последовательностей активации с центральной областью - если они вращаются вокруг ядра, тогда обнаруживают электрический ротор и рассматривают в качестве причины, но если они исходят радиально из центральной области, тогда обнаруживают фокальный импульс и рассматривают причину. Результаты были отображены в виде анимации на мониторе компьютера для просмотра врачом.
След активации (панель 1035 на Фигуре 12) обнаружил электрический ротор в качестве причины AF у данного мужчины. На Фигуре 12, панель 1000, можно было видеть, что моменты начала активации время от времени вращаются вокруг центральной области в правом предсердии, кодированной в серой шкале и алфавитном порядке от 10 мс (уровень "a") до 200 мс (уровень 'f') (панель 1010). Не было обнаружено локализованной причины в левом предсердии (панель 1020). Панель 1040 отображает этот же ротор в другой форме, в виде трех моментальных снимков во время того, как ткань деполяризована (активирована; "красная") и реполяризована (не активирована, "синяя"). Просмотренные в хронологическом порядке (слева направо), эти мгновенные снимки также прослеживают последовательности следа активации, вращающиеся вокруг центральной области (ротор). Эта центральная область имела высокую вероятность быть причиной, поскольку это был одиночный источник, контролирующий электрическую активацию практически для всего окружающего предсердия (постоянная большого пространства).
Клинически было удивительно, что этот электрический ротор лежал в правом предсердии. Роторный участок правого предсердия не показал ни высокой спектральной доминантной частоты, ни низкоамплитудных фракционированных сигналов, и обычно не был бы идентифицирован или намечен для абляции.
Абляция началась непосредственно в роторном ядре в правом предсердии (панель 1050), на участке, показанном темной точкой в Фигуре 12, панель 1060. Примечательно, что AF замедлялась в течение 30 секунд энергоснабжения до продолжительности цикла 227 мс. Последующая абляция в непосредственно соседних участках, показанных белыми точками на Фигуре 10, панель 1050, дополнительно замедлила AF до тех пор, пока та не прекратилась синусовым ритмом в течение 6 минут абляции, как показано на Фигуре 13. На Фигуре 13, панели 1100 до 1120, можно увидеть прекращение AF (панель 1110) с последующим восстановлением нормального синусового ритма (помечено 1120). На данный момент AF не может быть перезапущена с использованием обычной методики быстрой стимуляции, как показано на Фигуре 14, где панель 1210 показывает быструю стимуляцию с захватом предсердия, панель 1220 не показывает индукцию AF, и панель 1230 показывает синусовый ритм после окончания стимуляции.
Данный результат является смещением парадигмы по сравнению с нынешним современным состоянием уровня техники, где замедление AF обычно возникает после линейной абляции, которая применяется широко и эмпирически (до 30-40% предсердия), тем не менее, прекращение персистирующей AF является все еще редким. И наоборот, мы резко замедлили и резко прекратили AF с абляцией менее чем приблизительно 2-3% предсердия. Удаление только в одном участке, идентифицированном заранее при персистирующей AF, и наблюдение непосредственного замедления и прекращения AF ранее, как известно, не выполнялось.
Другие примеры идентификации и локализации источников AF
77-летний мужчина был представлен для абляции фибрилляции предсердий (AF). Его история была примечательной для пароксизмальной AF несмотря на многочисленные антиаритмические препараты, слабо увеличенное левое предсердие (диаметр 45 мм) и нормальную долю выброса левого желудочка (58%). При инвазивном электрофизиологическом исследовании катетеры были вставлены в предсердие, как описано. Изобретение было применено к многочисленным датчикам. На Фигуре 15 панель 900 показывает локализованный источник в форме электрического ротора неподалеку от левой нижней легочной вены. Просмотр панелей слева направо (продвигает по времени) показывает, что деполяризованная (активированная) ткань более теплых цветов {красная) вращается по часовой стрелке вокруг центральной области на медиальном крае левой нижней легочной вены (см. контур в виде черных песочных часов). Абляция в этом участке резко прекратила AF.
40-летний пациент с персистирующей AF был представлен для абляции. AF была устойчива к фикаиниду и другим антиаритмическим препаратам, диаметр его левого предсердия составил 52 мм, и доля выброса левого желудочка составила 69%. При инвазивном электрофизиологическом исследовании катетеры были вставлены в предсердие, как описано выше. Изобретение было применено к многочисленным датчикам. Фигура 15, панель 910 показывает локализованный источник в форме электрического ротора в задней стенке левого предсердия. Опять же, просмотр панелей слева направо показывает, что активированная (деполяризованная) ткань вращается против часовой стрелки вокруг центральной области на задней стенке левого предсердия между легочными венами. После абляции в этом участке пациент остается свободным от AF.
56-летний пациент с пароксизмальной AF и значительными симптомами был представлен для абляции. AF продолжалась несмотря на различные антиаритмические препараты. Его левое предсердие было умеренно увеличено. При инвазивном электрофизиологическом исследовании катетеры были вставлены в предсердие, как описано выше. Изобретение было применено к многочисленным датчикам. Фигура 16, панель 1610 показывает выходной сигнал локализованного источника в левом предсердии между легочными венами, хотя и не располагающийся на этих венах. Источник был повторяющийся (панель 1620). На панели 1630 след активации (1630) показывает активацию, радиально исходящую из этого участка. На панели 1640 видно, что активация левого предсердия является фибрилляторной (беспорядочной). Абляция была применена к этой причине фокального импульса, и AF резко прекратилась. На момент подачи пациент был полностью свободен от AF в течение нескольких месяцев. Это является сдвигом парадигмы, поскольку нормальные абляционные повреждения у данного пациента, которые окружают легочные вены, пропустили бы этот источник. Таким образом, этот пациент был бы одним из тех, кто вернулся бы после абляции, если бы были использованы методики лечения AF известного уровня техники.
Фигуры 17А-17С иллюстрируют способ реконструкции сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных по множеству каналов из сердца пациента. Сигналы сердца могут быть сигналами электрокардиограммы (ЭКГ), сигналами с внутренней части сердца (электрограммы), изображениями этих сигналов, включая сигналы магнитокардиограммы, или изображениями механической активности (эхокардиография с или без Допплера), или, в целом, любыми сигналами, которые представляют биологические ритмы пациента. Сигналы сердца могут быть получены и записаны на машиночитаемый носитель. Сигналы захватываются множеством датчиков из сердца пациента и передаются через каналы, по меньшей мере, одному вычислительному устройству. По меньшей мере, одно вычислительное устройство оснащается для реконструкции сигналов сердца в соответствии с Фигурами 17А-17С. Фигуры 17А-17С также иллюстрируют составной способ определения времени активации импульса при сложном нарушении ритма. По меньшей мере, одно вычислительное устройство дополнительно оснащается для определения времени активации импульса в соответствии с Фигурами 17А-17С.
Фигура 17А иллюстрирует блок-схему примерного способа классификации множества каналов в соответствии с качеством импульсов в сигналах, полученных по каналам. Способ начинается с операции 100А, в которой канал выбирается из множества каналов. Сигнал (или его часть), полученный по каналу, извлекается. В операции 105А применяют один или несколько фильтров для удаления отклонения постоянной составляющей и шума из сигнала. Может быть выполнена дополнительная фильтрация сигнала, такая как фильтрация частотной области (например, полосовая, верхних частот, нижних частот, и/или другая фильтрация частотной области) и фильтрация временной области (например, медианно-импульсная фильтрация, сравнение с эталоном для проведения корреляционной фильтрации, и/или другая фильтрация временной области). В операции 110A часть полученного сигнала идентифицируется или выбирается в качестве представления импульса с высоким уровнем достоверности (например, эталонный импульс). Например, эталонный импульс может быть выбран (алгоритмически, из базы данных или через взаимодействие пользователя с системой) с одним или несколькими признаками, включая, но не ограничиваясь: приемлемую амплитуду (отношение сигнал-шум>1), приемлемую продолжительность цикла (больше, чем ожидаемая длительность связанного с частотой потенциала действия), отсутствие идентифицируемых шумов, которые могут искажать форму сигнала. Выбранный эталонный импульс используется для идентификации других импульсов с высокой достоверностью в сигнале. В одном варианте осуществления эталонный импульс может быть выбран с использованием экспертной системы 115А из библиотеки типов импульсов согласно одному или нескольким критериям, связанным с пациентом или сигналом. Эти критерии включают, но не ограничиваясь, возраст, пол, тип AF (пароксизмальная или персистирующая), продолжительность истории AF, продолжительность цикла AF, амплитуду сигнала, местоположение регистрации в пределах предсердия (например, левое предсердие, правое предсердие, коронарный синус), долю выброса левого желудочка.
В операции 120А последовательные импульсы идентифицируются в сигнале, например, путем выполнения сравнения с эталоном, используя выбранный эталонный импульс. Альтернативные способы идентификации импульсов в сигнале также могут быть использованы, включая разность потенциалов выше порога или максимальную скорость изменения разности потенциалов (первая производная, dV/dt), превышая порог. В операции 125А определение выполняется в отношении того, имеет ли выбранный сигнал приемлемое отношение сигнал-шум (SNR). Обычно SNR больше, чем единица (1) (т.е., сигнал больше, чем минимальный уровень шума), но может меняться в зависимости от местоположения датчика и природы шума. Например, если сигнал и шум являются периодическими, но с различными периодами, тогда каждый может быть отделен по своим различным спектральным характеристикам. Если в операции 125А определено, что SNR сигнала является неприемлемым, канал отмечается как не интерпретируемый или неприменимый канал в операции 130А. Альтернативно, если в операции 125А определено, что SNR сигнала является приемлемым, примерный способ продолжается операциями 135А-175А для классификации канала как канала с высокой достоверностью или канала с низкой достоверностью в соответствии с импульсами в сигнале, связанном с этим каналом.
В операции 135А идентифицированный импульс выбирается из множества идентифицированных импульсов в сигнале выбранного канала. В операции 140А выполняется определение того, включает ли выбранный импульс составные компоненты, которые могут представить начало активации (например, зубцы), один из которых может быть выбран как начало активации выбранного импульса. Если в операции 140А определено, что выбранный импульс имеет составные компоненты, тогда в операции 145А выбранный импульс маркируется как импульс "класса-В" и начало активации выбирается в связи с компонентом выбранного импульса. Импульс класса-В является таким, в котором начало активации не может быть определено с высокой степенью достоверности, в противоположность импульсу "класса-A", который, как правило, является монофазным (т.е., не комплексный импульс, в котором начало активации не вызывает сомнения) на фоне низкого шума и, таким образом, рассматриваемый как импульс с высокой степенью достоверности.
Начало активации выбирается на основе, по меньшей мере, одного из следующего: максимум dV/dt выбранного импульса; эталонное сравнение импульса с эталоном (выбирается автоматически или из базы данных на основе типа пациента и местоположения в пределах сердца, или интерактивно пользователем); амплитуда выбранного импульса; сравнение компонентов в выбранном импульсе с компонентами подобных импульсов на соседних каналах; и/или другой один или несколько отборочных критериев. После этого способ продолжается в операции 150А, описанной в данном документе ниже. Альтернативно, если в операции 140А определено, что выбранный импульс не имеет составных компонентов, которые могли бы представлять начало активации (например, импульс класса-А, как определено выше (как правило, монофазный импульс в области низкого шума), тогда выбирается начало активации, и способ также продолжается в операции 150А, как описано в данном документе ниже.
В операции 150А выполняется определение того, является ли продолжительность цикла выбранного импульса на основе выбранного начала активации приемлемой. Приемлемая продолжительность цикла, продолжающаяся от выбранного начала активации, определяется как колеблющаяся от минимума (длительность связанного с частотой потенциала действия, APD) до максимума (определенная продолжительность цикла, CL). Например, на Фигуре 19С зубцы 608А являются неприемлемыми, поскольку они входят в минимальную связанную с частотой APD, начиная от этого начала активации (отмечено 606А). Максимальная CL является мерой времени от выбранного начала активации до следующего импульса. Из наблюдений изобретателя минимальная связанная с частотой APD может колебаться от 90 до 400 мс. Максимальная CL также может колебаться от около 90 мс до 400 мс. Если в операции 150А определено, что продолжительность цикла является приемлемой, выбранный импульс маркируется как импульс "класса-А" в операции 153.
Однако если в операции 150А определенная продолжительность цикла является не приемлемой, тогда в операциях 156А, 158А, компоненты (провалы) выбранного импульса итерируют в течение заданного числа итераций (например, 2 итерации) до тех пор, пока продолжительность цикла, продолжающаяся от начала активации выбранного компонента, не определится как приемлемая в операции 150А. Импульсы, которые рассматриваются как "класс-A" (из операции 140А), как правило не модифицируются, так что их начало активации не изменяется при этих операциях. После этого в операции 160А следующий импульс выбирается из выбранного сигнала, и операции 135А-160А повторяют для выбранного импульса до тех пор, пока не остается импульсов в выбранном сигнале (или для заданного числа проверяемых импульсов).
В операции 165A выполняется определение того, составляют ли импульсы "класса-А" предварительно определенное процентное соотношение от общего числа импульсов или числа импульсов, проверенных в сигнале выбранного канала.
Предварительно определенное процентное соотношение может быть выбрано составляющим 75% от общих импульсов или проверенных импульсов. Следует отметить, что может быть использован другой выбранный процент. Если определено, что присутствует достаточное число импульсов класса-A в операции 165А, тогда в операции 170А выбранный канал классифицируется как канал с высокой достоверностью. Альтернативно, если определено, что присутствует недостаточное число импульсов класса-A в операции 165А, тогда в операции 175А выбранный канал классифицируется как канал с низкой достоверностью. Способ продолжается в операции 180А, где выбирается следующий канал из множества каналов и операции 100А-175А повторяют для этого выбранного канала до тех пор, пока множество каналов не будет классифицировано в соответствии с примерным способом, проиллюстрированным в Фигуре 17А.
Фигура 17B иллюстрирует блок-схему примерного способа для пересмотра или обновления выбранных начал активации импульсов определенного качества в сигналах, полученных по каналам. Конкретно, способ по Фигуре 17B итерирует импульсы класса-B из множества каналов для потенциального пересмотра или обновления выбранных начал активации. Соответственно, способ начинается с операции 200А, в которой выбирается канал, и импульс класса-В выбирается в выбранном канале. После того, как импульсы класса-В на выбранном канале обработаны, следующий канал, имеющий импульсы класса-B, выбирается до тех пор, пока не обработаны импульсы класса-B из множества каналов (за исключением каналов, отмеченных как не интерпретируемые в операции 130А Фигуры 17А).
В операциях 210A выполняется определение того, присутствуют ли импульсы класса-А, которые соответствуют выбранному импульсу класса-B (например, в пределах заданного времени импульса класса-B) в каналах, которые являются соседними для выбранного канала. Если в операции 210A определено, что присутствуют соответствующие импульсы класса-А в сигналах соседних каналов, способ продолжается операциями 220А-240А. Альтернативно, если в операции 210A определено, что нет соответствующего импульса класса-А в сигналах соседних каналов, способ продолжается в операции 250А, как описано ниже.
В операции 220А вектор рассчитывается с использованием начала активации соответствующих (ближайших) импульсов класса-A для проведения выбора начала активации у выбранного импульса класса-B. В операции 230А рассчитанный вектор оптимизируется на основе, по меньшей мере, одной характеристики. Рассчитанный вектор определяется расположениями каналов, окружающих интересующий канал. Как показано на Фигуре 19B, начала активации определяются для импульса при рассмотрении в каждом из этих каналов. Эти начала активации используются для определения ряда вероятных векторов, как показано на Фигуре 19D (зная пространственное расположение каждого вектора). Вектор на основе расположений этих окружающих каналов позволит определить лучшее время активации для этого импульса интересующего канала (например, Фигуры 19D, 21A, 22А-22С). Вектор также может быть оптимизирован на основе формы и изменения полярности выбранного импульса, или того, являются ли активации из этого участка вращательными (т.е., ротор) или радиальными (т.е., фокальный импульс), оба из которых дают нулевые векторы в выбранном импульсе класса-B), и/или одной или нескольких других характеристик. Ясно, что этот вектор может меняться от импульса к импульсу (от цикла к циклу).
В операции 240А временной интервал (т.е., приемочные границы) определяется для выбранного импульса класса-B. Временной интервал указывает самое раннее допустимое начало выбранного импульса класса-B (относительно предыдущего импульса) и самое позднее допустимое начало выбранного импульса класса-В (на основе, по меньшей мере, одной характеристики). Рассматриваемые или используемые характеристики включают вектор, восстановление APD, восстановление скорости проведения (CV), диастолический интервал (DI), углы волокон, один или несколько анатомических факторов, а также одна или несколько дополнительных характеристик. В частности, изобретатель записал измерения скорости проведения в различных областях предсердия при различных частотах сокращения у различных типов пациентов; эта динамика скорости проведения может быть применена для определения того, возникает ли предполагаемый зубец сигнала слишком рано или слишком поздно, чтобы быть проведенным с рассчитанным вектором. Подобным образом, изобретатель записал измерения частотной динамики длительности потенциала действия на основе углов волокон в многочисленных расположениях предсердий, а также анатомических факторов (таких как известная склонность областей, таких как пограничный гребень, показывать блок проводимости).
В одном варианте осуществления характеристики могут быть обеспечены с помощью экспертной системы 245А из библиотеки характеристик в соответствии с еще одним критерием, связанным с пациентом (например, имеет ли пациент преклонный возраст или очень большое предсердие, оба из которых предполагают замедленную проводимость) или сигналом (например, если сигналы являются относительно простыми или более сложным). Параметры, которые рассматриваются в экспертной системе 245А, включают возраст, пол, является ли AF пароксизмальной или персистирующей, артериальное давление, объем предсердий, долю выброса левого желудочка, наличие сахарного диабета и один или несколько других критериев. Применение DI для определения приемочных границ описано более детально в настоящем документе ниже.
В операции 250А ранее выбранное начало активации выбранного импульса класса-B пересматривается и обновляется путем сравнения с началами активации выбранных компонентов (зубцов) сигнала импульса класса-В, которые находятся в приемочных границах. В одном варианте осуществления может быть выбран компонент, который находится ближе всего к рассчитанному вектору через выбранный импульс класса-B. В другом варианте осуществления экспертная система 255А, которая хранит библиотеку форм сигналов в соответствии с одним или несколькими критериями, связанными с пациентом или сигналом, может быть использована для выбора компонента выбранного импульса класса-В в пределах приемочных границ. Например, возраст, пол и один или несколько других критериев могут быть использованы для классификации форм сигнала в экспертной системе 255А. Таким образом, приемочные границы могут быть определены за импульс на основе частоты сокращения, местоположения, демографических характеристик пациента и/или одного или нескольких других факторов.
В операции 260А выполняется определение того, существуют ли, по меньшей мере, два импульса класса-A на выбранном канале. Если в операции 260А определено, что, по меньшей мере, два импульса класса-A существуют на выбранном канале, тогда способ продолжается в операции 265А для определения временного интервала продолжительности цикла между импульсами класса-A (например, путем вычитания времени начала активации импульсов класса-A). В операции 270А определенный временной интервал последовательно продвигается вдоль сигнала выбранного канала для определения того, лежит ли зубец сигнала в или близко к этому временному интервалу в пределах приемочных границ. В одном варианте осуществления временной интервал может быть усреднен (или использована медиана) на основе последовательных импульсов класса-A, если таковые имеются в сигнале выбранного канала. Однако если в операции 260А определено, что импульс класса-A не существует на выбранном канале, тогда способ продолжается операцией 290А.
В операции 280А пересмотренное или обновленное начало активации выбранного импульса класса-В согласовывается со вторым началом активации определенного временного интервала, и устанавливается согласованное начало активации. В одном варианте осуществления зубец (в пределах приемочных границ), который ближе всего к среднему этих начал, может быть выбрано в качестве согласованного начала активации. Другие варианты осуществления могут применять зубец, который ближе всего к одному из этих времен активации (взвешенные по степени важности), или другие выходы операций 145А, 250А или 270А.
В операции 290А следующий импульс класса-В выбирается из сигнала выбранного канала, и способ повторяют по операциям 200А-290А для следующего импульса класса-B. После того, как импульсы класса-B обработаются на выбранном канале, выбирается следующий канал, имеющий импульсы класса-B до тех пор, пока не обработаются импульсы класса-В из множества каналов в соответствии с Фигурой 17 В, за исключением не интерпретируемых каналов, отмеченных в Фигуре 17А.
Фигура 17С иллюстрирует блок-схему примерного способа для выбора окончательных начал активации всех импульсов в сигналах, полученных по множеству каналов. Конкретно, способ по Фигуре 17С повторяют по импульсам класса-A и класса-B по множеству каналов (каналы с высокой достоверностью и каналы с низкой достоверностью за исключением не интерпретируемых каналов, отмеченных согласно Фигуре 17А) для придания окончательной формы началам активации, связанным с импульсами. Таким образом, способ начинается с операции 300, в которой выбирается канал. В операции 310А выбирается импульс в выбранном канале.
В операции 320А вектор рассчитывается по выбранному импульсу, и приемочные границы_определяются для выбранного импульса, как описано в операциях 220А и 240А согласно Фигуре 17B, соответственно. Операции согласно Фигуре 17С отличаются от предыдущих операций тем, что векторы могут теперь рассчитываться из импульсов класса-A и класса-B (как пересматривается в Фигуре 17B). Целью этого является обеспечение того, что начала активации согласуются между всеми импульсами класса-A и импульсами класса-B. Окончательное согласование начал активации может быть сделано для минимизации появившихся несогласованностей. В одном варианте осуществления может быть использована экспертная система 325А для обеспечения одной или нескольких характеристик, для того чтобы определить приемочные границы, таких как восстановление APD и CV, DI, и/или другие характеристики. В операции 330А рассчитанный вектор оптимизируется на основе, по меньшей мере, одной характеристики. Например, рассчитанный вектор может быть оптимизирован на основе кривизны волнового фронта при картировании на предсердии, формы импульсного сигнала, известных анатомических факторах, таких как блок проводимости в пограничном гребне, предполагаемые углы волокон, и/или одной или нескольких других характеристиках. В одном варианте осуществления эти факторы представляются в количественной форме и кодируются в экспертной системе 335А, основываясь на возрасте пациента, поле, пароксизмальной или персистирующей AF, артериальном давлении, объеме предсердий, доле выброса левого желудочка, наличии сахарного диабета и одном или нескольких других критериях. В операции 338А определяется начало активации для выбранного импульса в пределах приемочных границ, где вектор пересекает выбранный импульс.
В операции 340А выполняется определение того, является ли предыдущее начало активации выбранного импульса (из Фигуры 17B) приблизительно эквивалентным (например, в пределах заданного порога) в настоящее время определенному началу активации выбранного импульса. Если в операции 340А определено, что предыдущее начало активации выбранного импульса является приблизительно эквивалентным, тогда способ продолжается в операции 370А ниже. Альтернативно, если в операции 340А определено, что предыдущее начало активации выбранного импульса не является приблизительно эквивалентным, тогда способ продолжается в операции 350А.
В операции 350А предыдущее начало активации согласовывается с текущим началом активации для получения согласованного начала активации. В одном варианте осуществления зубец (в пределах приемочных границ), который ближе всего к среднему этих начал активации, может быть выбран в качестве согласованного начала активации. Экспертная система 355А может быть использована для обеспечения оценок продолжительности цикла, которые могут быть использованы для оценки положения каждого начала активации, следующего за конкретным импульсом, с допущением в данном случае того, что сигналы на этом канале демонстрируют регулярность. В операции 360А выполняется определение того, требуется ли согласование начал активации. Если в операции 360A согласование требуется, тогда в операции 363А маркировка выбранного импульса обновляется до импульса класса-В. Однако если в операции 360А согласование не требуется, тогда в операции 368А маркировка выбранного импульса обновляется до импульса класса-А.
После операций 363А и 368А способ продолжается операцией 370А, в которой согласованное начало активации, определенное начало активации (из операции 338А), или существующее начало активации (из операции 280А или как описано относительно операций 140А и 153А для импульсов класса-A) выбирается в качестве окончательного начала активации для выбранного импульса. В операции 380 следующий импульс выбирается на выбранном канале, и операции 320А-370А повторяются для выбранного импульса до тех пор, пока не обработаются все импульсы на выбранном канале. После того, как все импульсы на выбранном канале обработаны, выбирается следующий канал в операции 390А, и операции 310А-380А повторяют для выбранного канала до тех пор, пока все каналы не обработаются в соответствии с Фигурой 17С, за исключением не интерпретируемых каналов, отмеченных в Фигуре 17А.
Соотношение диастолического интервала (DI) и длительности потенциала действия (APD) могут быть использованы для идентификации начал активации в импульсе сигнала. В сложных нарушениях ритма (например, сердечной фибрилляции), когда качество сигнала недостаточно для точного определения начала активации импульса класса-В в сигнале, полученном по каналу, может быть использовано начало активации импульса класса-А в сигнале наряду с зависимостью APD от предыдущего DI для оценки приемочных границ импульса класса-В. Более конкретно, APD может быть определена для каждого цикла активации на основе предыдущего DI для реконструкции следа потенциала действия (АР) из сигнала.
Попытка реконструкции АР считается неудачной, когда любая определенная APD меньше, чем заранее определенный минимум (например, 90 мс) или превышает имеющуюся продолжительность цикла (CL), в пределы которой должна попадать APD. След АР, показанный на Фигуре 18, иллюстрирует подобную неудачу.
Например, рассматривая пунктирные линии как выбранные начала активации, а волнистые вертикальные линии как APD в реконструкции АР, пятая APD не попала в приемлемый уровень для реактивации до того, как достигается следующее начало активации. Это считается неудачей реконструкции и означает, что использованное соотношение APD-DI, спаренное с исходным DI, использованное для расчета первой APD (DI-затравка), не применимо для изображения реальных APD. Возможно, что соотношение APD-DI является неверным, DI-затравка неверна, или оба.
Если соотношение DI и следующих APD известно, тогда пациент-специфическая кривая восстановления может быть использована для проверки серии выбранных начал активации без выполнения некоторого количества вычислений по ряду значений для констант в соотношении DI-APD. В соответствии с пациент-специфической кривой восстановления серия начал активации рассматривается неверной, если нет DI-затравок, которые приводят к правильной реконструкции следа АР. При реконструкции следа АР, если диспропорционально высокое количество попыток реконструкции (для каждой DI-затравки) не удается для любого начала активации с низкой достоверностью (после первых четырех начал активации), это начало активации считается неверным и должно быть оценено повторно.
Линейная или логарифмическая функция (алгоритм) может быть использована для установления отношения DI и APD. Например, линейная функция может быть APD=C1*DI+C2. Логарифмическая функция может быть APD=C1*In(DI)+С2. Если константы в соотношении между DI и APD неизвестны, может быть принята линейная функция APD=C1*DI+C2. Реконструкции АР могут быть выполнены для вероятных DI-затравок и для вероятных констант С1 и С2. Общее число неудач реконструкции АР может быть прослежено для каждого начала активации, которое отмечено. Самое большое число неудач в реконструкции АР возникает, как ожидается, в первых нескольких началах активации, поскольку неверные DI-затравки и константы обычно не будут подходить последовательности в течение первых нескольких начал активации. Если диспропорционально высокое число неудач случается в реконструкции АР позднее, тогда начало активации рассматривается как "невозможное" и помечается для просмотра и/или дополнительного анализа.
Если сделано допущение, что соотношение между DI и APD является постоянным для всех местоположений в сердце, тогда точность вычисления может быть улучшена путем исключения констант С1 и С2, которые приводят к неудачным реконструкциям следа в сигналах, которые имеют высоко достоверные начала активации. В этом случае вышеупомянутый алгоритм будет исключать все математические соотношения DI-APD, которые не применимы к конкретному пациенту, требующему анализа.
Фигура 19А показывает множество меняющихся во времени сигналов 404, полученных от датчиков, получающих сердечную (электрическую) активность из сердца пациента во время сложного нарушения ритма. Датчики могут быть включены в сердечный катетер, который вводится внутрь пациента, или датчики могут быть расположены снаружи пациента. Каждый из сигналов представлен идентификатором сигнала, таким как "А1А2", "В3В4", и "В5В6". Примерный моментальный снимок или границы 402А, которые указаны затененной частью на Фигуре 19А, представляют пример активности каждого из двенадцати (12) сигналов сердца 404А в течение указанного периода времени (например, 2 мс). Сигналы сердца 402А представляют электрическую сердечную активность во время сложного нарушения ритма, такого как фибрилляция предсердий (AF), из различных местоположений в предсердии, в котором расположен соответствующий датчик. Следует отметить, что обнаружение "самого раннего" начала активации невозможно путем простого визуального осмотра сигналов сердца 404А, показанных на Фигуре 19А, поскольку в сигналах сердца 404А нет различимого периода покоя для облегчения обнаружения самого раннего начала активации в сигналах 404А.
Фигура 19B показывает только часть электрической активности в пределах границ 402А, показанных на Фигуре 19А. Вертикальные линии 504А представляют начала активации для каждого из меняющихся во времени сигналов сердца. Как можно легко увидеть из сигналов сердца, показанных в Фигуре 19 В, начала активации 504А для, по меньшей мере, сигналов, идентифицированных как С5С6, С7С8, и D7D8, являются не четко определенными. Стрелки 512А определяют вектор, соединяющий соответствующие точки в соседних меняющихся во времени сигналах сердца. Как можно видеть, нет выраженного самого раннего начала активации в сигналах, показанных в Фигуре 19B. Другими словами, невозможно просто проследить активацию назад к самому раннему каналу (которым в этом примере является канал С7С8). Это потому, что несколько сосуществующих волн могут существовать при AF (в отличие от таких ритмов, как наджелудочковая тахикардия). Фигура 19D показывает некоторые из этих потенциальных направлений волны, указывая многочисленные потенциальные траектории волн. Рассмотрения максимальной и минимальной потенциальной скорости проведения и других физиологических характеристик выше будут определять траектории волны, которые с большей или меньшей вероятностью объясняют наблюдаемые непрерывные, меняющиеся и комплексные сигналы на каждом электроде.
Фигура 19С показывает расширенный вид сигнала, идентифицированного как С7С8, для которого начало активации не может быть определено из-за многочисленных зубцов, и указание соответствующего частотно-скорректированного элемента 606 длительности потенциала активации (APD). Частотно-скорректированная APD 606 указывает, что сигналы на этом отдельном канале С7С8 не могут возникать до тех пор, пока рядом конец частотно-скорректированной APD 606А. Этот факт используется для того, чтобы удалить зубцы сигнала С7С8, которые возникают в пределах APD 606А, как показано стрелками 608А, и избежать подсчета зубцов в качестве начал активации. Это происходит потому, что сердечная ткань не способна физически активироваться в течение APD ("реполяризации") 606А. Естественно, фактическое положение APD 606А зависит от хронометража предшествующего времени начала активации 610A.
Фигура 19D является двумерным изображением положений сердечных датчиков или электродов, которые обеспечивают сетку на предсердии пациента. Изображение точек на сетке, таких как "В78", "С56" и "D12", соответствует электродам или датчикам, которые используются для обеспечения соответствующих меняющихся во времени сигналов сердца, таких как "В7 В8", "С5С6" и "D1D2", соответственно, как показано на Фигурах 19А и 19B. Таким образом, датчик "В78" соответствует меняющемуся во времени сигналу "В7В8" сердца, а датчик "С56" соответствует сигналу "С5С6" сердца. Стрелки 714А, соединяющие конкретные датчики в Фигуре 19D, представляют вектор, направленный между соответствующими местоположениями предсердия пациента. Таким образом, используя только информацию из сигнала С5С6 сердца, начало активации, связанное с сигналом С5С6, может быть определено, используя нелинейную интерполяцию вектора из датчика С78 к С34, обе активации для которых известны. Альтернативные векторы, такие как из датчика В34 к С34 сомнительны, поскольку они требуют скорость проведения, которая слишком быстра для того, чтобы быть показанной сердечной тканью. Сигнал D7D8 сердца, как правило, отбрасывают как не интерпретируемый канал или сигнал.
Фигура 20А показывает примеры различных способов для обнаружения импульсов, определения начала активации и пренебрежения шумом на меняющихся во времени сигналах сердца, показанных на Фигуре 19А. Меняющийся во времени сигнал сердца из канала с высокой достоверностью показан как сигнал 802А. Для того чтобы пометить или маркировать начала активации в сигнале 802А, эталон 804А может быть получен из одного из более выраженных зубцов (или импульсов) в данном периоде времени сигнала 802А. Этот эталон 804А может затем быть использован для обнаружения последующих и предыдущих импульсов в сигнале 802 с использованием корреляционных функций или других способов. Другой способ, который может быть использован для маркировки начал активации в сигнале 802А, показан с использованием частотно-адаптированной APD 806А, которая была по существу описана выше в ссылке к Фигуре 19С. То есть, любые зубцы, которые возникают в сигнале 802 до конца 808А из APD 806А, удаляются или классифицируются как шум, поскольку сердечная ткань физически не способна к активации в течение этого времени. Соответственно, зубцы, которые отмечены стрелкой 810, удаляются из рассматриваемых начал активации. Еще один способ точного определения начал активации - это фильтрация шума в пределах указанного диапазона частот или полосы пропускания, как показано стрелками 812А в Фигуре 20А, который затем также удаляется из рассмотрения в качестве начал активации. Моменты начала активации определяются с использованием комбинации эталонного сравнения, пересечения заданного порога напряжения и максимального dV/dt, которое определяется как максимальная скорость изменения напряжения по времени или наклон меняющегося во времени сигнала сердца.
Фигура 20 В показывает сигнал 902А из канала с низкой достоверностью. Для каналов с низкой достоверностью могут быть использованы различные эталоны для обнаружения различных форм компонентов сигнала или зубцов. Так, различные эталоны могут быть определены и использованы для обнаружения начал активации, связанных с каждой из множества различных форм, идентифицированных как "A", "B" и "C" в Фигуре 20 В.
Фигура 20С показывает сигнал 1010A из комплексного канала, в котором формы изображений отдельных импульсов широко варьируют от импульса к импульсу. Способы векторного и APD восстановления находятся среди способов, описанных выше, и могут быть использованы для определения начал активации для этого типа сигналов.
Фигуры 21А и 21B обеспечивают дополнительные детали к показанным в Фигурах 19B и 19D, соответственно, для определения способа определения начал активации для импульсов класса-B с использованием векторов. Как и в Фигуре 19B, короткие вертикальные линии 1102А, показанные в Фигуре 21A, представляют пример начал активации, определенных по меняющимся во времени сигналам сердца. Номера 1104А, отмеченные поблизости от каждой из вертикальных линий, представляют время начал активации для соответствующего меняющегося во времени сигнала сердца относительно данного времени начала. Например, время начала активации для сигнала В3В4 сердца, который дан как "37", возникает до времени начала активации сигнала В1В2 сердца, который дан как "42". Фигура 21B показывает матрицу или сетку датчиков, отмеченных идентификациями 1106, таких как "В34", "В12", "С12" и "D12". Вероятные векторы показаны в Фигуре 21В как стрелки или линии 1108А, которые связывают конкретные датчики 1106А. Например, предположим, что начало активации сигнала С5С6 сердца, который отмечен как В-канал, должно быть определено с использованием векторов из окружающих каналов, имеющих определенные начала активации. Из Фигуры 21В наиболее вероятный векторный путь через сигнал сердца С5С6 (с неизвестным началом активации) - это от датчика С78 к С34, поскольку альтернативный путь, такой как через датчик С56, будет показывать скорость проведения, которая либо слишком быстра (такая как от датчика В56 к С56), или менее вероятна (такая как зигзагообразное движение через датчики В78, В56, С78 и С56), чем из датчика С78 к С34. Соответственно, результаты анализа указывают, что начало активации для сигнала С5С6 сердца выводится с помощью вектора, который не обязательно является линейным, между началами активации, связанными с датчиками С78 и С34, и, таким образом, сигналами С7С8 и С3С4 сердца, соответственно.
Фигуры 22А-22С показывают отображения реконструированных траекторий волн при фибрилляции из выбранных начал активации согласно способу и системам, описанным в этой заявке. Начала активации даются как числа (в единицах миллисекунд) расположенные в двумерном массиве или сетке. Сетка, показанная на каждой из Фигур 22А-22С из чисел, соответствует сетке сердечных датчиков, показанных в Фигурах 19B, 19D и 21B, и, таким образом, представляет моменты начала активации, определенные с помощью соответствующих сердечных датчиков в том же местоположении. Для каждого канала рассматриваемый импульс дается с рядом изображений его времени начала активации в миллисекундах, и следовательно результирующим вектором активации по этому двумерному пространству. Следует отметить, что эти моменты активации могут указывать импульсы класса-A или также импульсы класса-B после исходного распределения из Фигуры 17B. Каналы с низкой достоверностью обозначаются вопросительным знаком. Траектории волн реконструируются как пространственные контуры таких же, или сходных начал активации. Например, в Фигуре 22А, контурная линия 1302А тянется, соединяя два датчика с очень сходными началами активации (12 мс и 11 мс) для представления местоположения волнового фронта в приблизительно 11 мс до 12 мс. Подобным образом, контурная линия 1304А тянется для соединения датчиков, связанных со сходными моментами начала активации (90 мс, 81 мс и 81 мс) для представления местоположения волнового фронта в приблизительно 81 мс до 90 мс.
Каждая из контурных линий отмечается для указания относительного времени каждой контурной линии относительно оставшихся контурных линий. Соответственно, самая ранняя контурная линия будет показана как Е, а последняя контурная линия, идентифицированная как линия 1306А, будет показана как L. Стрелки 1310А, 1312А указывают направление вектора таким образом, что волна распространяется через контурные линии. Так, Фигура 22А показывает противоречие двух отдельных векторов 1310А, 1312А. Контурные линии и векторы, использованные для определения начал активации в сигналах с низкой достоверностью, отмечены вопросительным знаком.
Кроме того, начала активации определяются с использованием восстановления APD и моментов реполяризации, а также углов волокон (анатомические пути). Например, если углы волокон перпендикулярны вектору распространения в указанном противоречии, это добавляет результатам достоверности. Иначе, может требоваться другое повторение для гарантирования того, что моменты начала активации не смещены отдельными зубцами в каналах класса-B, что дает эту видимость замедления. В целом, ожидается, что распространение волны, перпендикулярной углам волокон медленнее, чем распространение, параллельное углам волокон. Углы волокон обеспечиваются экспериментированием, и из известных углов и анизотропии в определенных местоположениях в предсердии, таких как задняя стенка левого предсердия и септопульмонарный узел Папеца.
Изменения формы импульса или неоднородности траектории показаны синими линиями. В целом, рассматривается, что инверсия полярности импульсного сигнала указывает на то, что волна проходит биполярный записывающий электрод в обратном направлении. Эта информация может использоваться как дополнительный верификационный этап для определения того, действительно ли меняются контуры волны во время изменения полярности реального импульса.
Подобным образом, Фигура 22 В показывает другое примерное отображение за исключением того, что волновой фронт, определенный таким образом, является ротором или ротационным паттерном, как указано путем продвижения контурной линии 1402А-1412А из E до L и стрелкой 1414А.
Подобным образом, Фигура 22С показывает примерное отображение, которое представляет фокальный импульс, исходящий из центрального местоположения, определенного контурной линией 1502А, который продолжается наружу по стрелкам 1504А по направлению к контурной линии 1506А.
Фигура 23A показывает двумерное представление матрицы датчиков 1602А, которые показаны как точки или положения электродов, наложенные на поверхность предсердия, показанную в нарисованной от руки форме. Эта форма показывает левое предсердие в горизонтальном разрезе через плоскость митрального клапана с двумя половинами, загнутыми вверх и вниз. Таким образом, верхняя часть показывает верхний митральный клапан, и нижняя часть показывает нижний митральный клапан.
Фигура 23B показывает меняющиеся во времени сигналы сердца, полученные из девяти (9) сердечных электродов или датчиков 1602А, показанных в Фигуре 23А. Сигналы сердца отмечены как необработанные сигналы 1702А, поскольку они получены из сердечных датчиков непосредственно или с минимальным количеством обработки или фильтрации.
Фигура 23C показывает примерное отображение, полученное из необработанных сигналов 1702А, показанных в Фигуре 23B с использованием обычных способов, известных в области техники. Поскольку отображение получено непосредственно из необработанных сигналов, результатом является запутанная карта с множеством неустойчивых паттернов, которая не показывает никаких паттернов, указывающих источник или самое раннее начало активации, связанное со сложным нарушением ритма (т.е., не показывает след активации). Отображение Фигуры 24А соответствует сетке, показанной в Фигуре 23А, в которой местоположения в сетке соответствуют положениям датчиков, поскольку они связаны с местоположениями в сердечном объеме. Затененные области, показанные в отображении, представляют начала активации относительно данного начального момента в соответствии со шкалой 1802А на правой стороне отображения. Серая шкала 1802А указывает затенение, связанное с началами активации (например, в миллисекундах). Таким образом, например, те части отображения, которые показаны в области 1804А, имеют более раннее время начала активации, чем части, показанные в области 1806А, которые являются более ранними, чем части, показанные в области 1808А.
Фигура 23С показывает результат маркировки начал активации для импульсов в каждом из девяти необработанных сигналов в соответствии с системами и способом, описанным в данном документе. Начала активации показаны как пунктирные линии 1902А. Процессы, обведенные в Фигурах 17А-17С, используются для генерирования моментов активации для каждого импульса в каждом канале, показанном вертикальными линиями в Фигуре 23С.
Фигура 24B показывает примерное отображение, полученное из маркировки моментов начал активации в Фигуре 23С, в котором ротор показан там, где красная область (указана как "R") встречается с синей областью (указана как "B") через различные оттенки серой шкалы между этими оттенками, как показано стрелкой 2002 вокруг центра. Этот центр является центром вращения, вокруг которого вращаются активации для создания ротора. Следует отметить, что отображение в Фигуре 24B явно показывает ротор, который был не обнаруживаемым из отображения, показанного в Фигуре 24А. Также следует отметить, что точное местоположение роторного ядра может перемещаться в пространстве (мигрировать) во времени, но как правило, остается в пределах небольшой локации в пространстве ("локуса").
Фигура 23D показывает реконструкцию длительности потенциала активации (APD) 2102А, который начинается с начал активации, определенных в Фигуре 23С, и продолжается в течение заданного периода времени, или после этого затухает. Соответственно, APD 2102А начинается с началами активации 2104А и продолжается до конца 2106А APD.
Фигура 24С показывает отображение, в котором маркированные моменты активации, определенные в Фигуре 23С, и реконструированная APD, определенная в Фигуре 23D, используются для определения точки пересечения между линией деполяризации, которая показана контурной линией 2202А, и линией реполяризации, которая показана контурной линией 2204А. Конкретно, каждая реконструированная временная серия APD используется в качестве ввода в преобразование Гильберта. Алгоритм удаления тренда применяется для установки напряжений в моменты активации на ноль. Преобразование Гильберта используется для конструирования фазовой плоскости сигналов с удаленным трендом. Затем, преобразование Гильберта на всех электродах интерполируется по точно отрегулированной сетке. Пространственное распределение фазы анализируется с помощью методики топологического заряда для локализации фазовых особенностей, связанных с краями волновых фронтов, таких как на вершине возвратной волны. Волновые фронты активации затем конструируются путем установления изолиний нулевой фазы с использованием методики активного фронта. В заключение, для моментального снимка во времени линия 2202А показывает основной фронт деполяризации в ткани, и линия 2204А показывает задний фронт реполяризации. Точка пересечения этих линий указывает центр ротора. Показано с помощью клинического восстановления на практике, что этот центр ротора является тем местоположением, где энергия намеченной абляции может прекратить и устранить AF. Другие методы лечения, такие как подача деполяризующего или реполяризующего электрического тока и доставка генной терапии или других активных средств также могут быть применены к локусу ткани (области пространства), где лежит ротор.
Следует отметить, что эти точные методики также могут обнаружить фокальный импульс, для которого контуры времени активации и преобразование Гильберта обнаружили бы активации, исходящие из источника фокального импульса с последующей дезорганизацией, если ритм приводит к фибрилляции предсердий или фибрилляции желудочков (для которых примеры лечения описаны выше).
Фигура 25 является блок-схемой компьютерной системы 2300А. Компьютерная система 2300А может включать ряд инструкций, которые могут быть исполнены, чтобы заставить компьютерную систему 2300А выполнять один или несколько способов или компьютерных функций, раскрытых в настоящем документе относительно Фигур 17А-24С. Компьютерная система 2300А или любая ее часть может работать как автономное устройство или может быть связана (например, используя сеть 2324А) с другими компьютерными системами или устройствами, раскрытыми в настоящем документе относительно Фигур 17А-24С. Например, компьютерная система 2300А может включать или быть включенной в пределы одного или нескольких катетеров, вычислительных устройств, сервера, биологического датчика и/или других устройств или систем, раскрытых в настоящем документе относительно Фигур 1-24С.
В сетевом размещении компьютерная система 2300А может работать в качестве сервера или клиентской машины в клиент-серверном сетевом окружении, или в самостоятельной машине в децентрализованном (или распределенном) сетевом окружении. Компьютерная система 2300А может также быть реализована как или включена в различные устройства, такие как персональный компьютер (PC), планшетный PC, персональный цифровой секретарь (PDA), веб-устройство, устройство связи, мобильное устройство, сервер, клиент или любая другая машина, способная выполнять ряд инструкций (последовательный или другой), которые обусловливают действия, которые должны приниматься этой машиной. Дополнительно, в то время как проиллюстрирована одна компьютерная система 2300А, термин «система» должен также приниматься для включения любого набора систем и подсистем, которые индивидуально или совместно выполняют ряд или множество рядов инструкций для выполнения одной или нескольких компьютерных функций.
Как проиллюстрировано в Фигуре 25, компьютерная система 2300А может включать процессор 2302А, например, центральный процессор (CPU), графический процессор (GPU), или оба. Кроме того, компьютерная система 2300А может включать оперативную память 2304А и статическую память 2306А, которые могут взаимодействовать друг с другом через шину 2326А. Как показано, компьютерная система 2300А может дополнительно включать видеодисплей 2310A, такой как жидкокристаллический дисплей (LCD), органический светодиод (OLED), плоский индикатор, твердый индикатор состояния, или электронно-лучевую трубку (CRT). Дополнительно, компьютерная система 2300А может включать устройство ввода 2312А, такое как клавиатура, и курсорное управляющее устройство 2314А, такое, как мышь. Компьютерная система 2300А может также включать дисковод 2316А, устройство генерирования сигналов 2322А, такое как динамик или пульт дистанционного управления, и устройство сетевого интерфейса 2308А.
В специфическом варианте осуществления, как показано в Фигуре 25, дисковод 2316А может включать считываемый машиной или компьютером носитель 23ISA, в который может быть встроен один или несколько рядов инструкций 2320А (например, программное обеспечение). Дополнительно, инструкции 2320А могут содержать один или несколько способов, функций или логических схем как описано в настоящем документе относительно Фигур 1-24С. В специфическом варианте осуществления инструкции 2320А могут находиться полностью или, по меньшей мере, частично, в основной памяти 2304А, статической памяти 2306А, и/или в процессоре 2302А во время исполнения компьютерной системой 2300А. Основная память 2304А и процессор 2302А также могут включать машиночитаемый носитель.
В альтернативном варианте осуществления специализированные аппаратные реализации, такие как применение специфических интегральных схем, программируемые логические матрицы и другие аппаратные устройства, могут быть сконструированы для реализации одного или нескольких способов, функций или логических схем, описанных в настоящем документе. Применения, которые могут включать аппараты и системы различных вариантов осуществления могут широко включать множество электронных и компьютерных систем. Один или несколько вариантов осуществления, описанных в данном документе, могут реализовывать функции с использованием двух или более конкретных взаимосвязанных аппаратных модулей или устройств со связанными сигналами управления и данных, которые могут быть переданы между и через модули, или как части специализированной интегральной схемы. Соответственно, настоящая система заключает в себе программное обеспечение, прошивки и аппаратные реализации.
В соответствии с различными вариантами осуществления, способы, функции или логические схемы, описанные в данном документе, могут быть реализованы с помощью программ программного обеспечения, которые материально воплощены в считываемом процессором носителе, и которые могут быть исполнены процессором. Дополнительно, в примере не ограниченного варианта осуществления реализации могут включать распределенную обработку, компонент/объектную распределенную обработку, а также параллельную обработку. Альтернативно, виртуальная компьютерная системная обработка может быть сконструирована для реализации одного или нескольких способов, функциональности или логической схемы как описано в данном документе.
Хотя машиночитаемый носитель показан как одиночный носитель, термин «машиночитаемый носитель» включает одиночный носитель или многочисленные носители, такие как централизованная или распределенная база данных, и/или связанные кэши и серверы, которые хранят один или несколько рядов инструкций. Термин "машиночитаемый носитель" также включает любой носитель, который способен хранить, кодировать или носить ряд инструкций для исполнения процессором, или который заставляет компьютерную систему выполнять один или несколько способов, функций, логических схем или операций, раскрытых в данном документе.
В специфическом не ограничивающем примерном варианте осуществления машиночитаемый носитель может включать твердотельную память, такую как карта памяти или другой комплект, который заключает в себе одну или несколько энергонезависимых неизменяемых памятей. Дополнительно, машиночитаемый носитель может быть памятью с произвольной выборкой или другой энергозависимой перезаписываемой памятью. Дополнительно, машиночитаемый носитель может включать магнито-оптический или оптический носитель, такой как диск или ленты или другие устройства хранения для захвата сигналов несущей волны, таких как сигнал, передаваемый по передающей среде. Приложение цифровых файлов к электронной почте или другому автономному информационному архиву или ряду архивов могут рассматриваться как распределенный носитель, который эквивалентен материальному машиночитаемому носителю. Соответственно, раскрытие рассматривается для включения любого одного или нескольких машиночитаемых носителей или распределенного носителя и другие эквиваленты и альтернативные среды, в которых данные или инструкции могут быть сохранены.
В соответствии с различными вариантами осуществления, способы, функции или логические схемы, описанные в данном документе, могут быть реализованы в виде одной или нескольких программ, работающих на компьютерном процессоре. Специализированные аппаратные реализации, включая, но не ограничиваясь, применения специфических интегральных схем, программируемые логические матрицы и другие аппаратные устройства, также могут быть сконструированы для реализации способов, описанных в данном документе. Кроме того, альтернативные реализации программного обеспечения, включая, но не ограничиваясь, распределенную обработку или компонент/объектную распределенную обработку данных, параллельную обработку, или виртуальную машинную обработку также могут быть сконструированы и для реализации способов, функций или логических схем, описанных в данном документе.
Следует также отметить, что программное обеспечение, которое реализует раскрытые способы, функции или логические схемы, может факультативно быть сохранено на материальных машиночитаемых носителях, таких как: магнитный носитель, такой как диск или лента; магнито-оптический или оптический носитель, такой как диск; или твердотельный носитель, такой как карта памяти или другой комплект, который заключает в себе одну или несколько неизменяемых (энергонезависимых) памятей, память с произвольной выборкой или другие энергозависимые перезаписываемые памяти. Приложение цифровых файлов к электронной почте или другому автономному информационному архиву или ряду архивов рассматриваются как распределенный эквивалент носителя материальному машиночитаемому носителю. Соответственно, раскрытие рассматривается для включения материального машиночитаемого носителя или распределенного носителя, как перечислено в данном документе, и других эквивалентов и альтернативных сред, в которых программные реализации могут быть сохранены.
Таким образом, описаны способы, системы и аппаратура для обнаружения, диагностики и лечения биологического (сложного) нарушения ритма. Хотя конкретные примерные варианты осуществления описаны, это будет очевидно, что различные модификации и изменения могут быть сделаны в этих вариантах осуществления, не отходя от более широкого объема изобретательского предмета, описанного (изобретение) в данном документе. Соответственно, описание и чертежи следует рассматривать в иллюстративном, а не ограничительном смысле. Прилагаемые чертежи, которые являются частью настоящего документа, показывают в качестве иллюстрации, а не ограничения, конкретные варианты осуществления, в которых предмет может быть осуществлен на практике. Проиллюстрированные варианты осуществления описаны достаточно подробно, чтобы дать возможность специалистам в данной области практиковать идею изобретения, описанную в данном документе. Другие варианты осуществления могут быть использованы и получены от них, такие, что структурные и логические замены и изменения могут быть сделаны без зубцы от объема данного раскрытия. Это подробное описание, следовательно, не должно быть принято в ограничивающем смысле, и объем различных вариантов осуществления определяется только прилагаемой формулой изобретения наряду с полным спектром эквивалентов, на которые эта формула изобретения имеет право.
Такие варианты осуществления предмета изобретения могут быть названы в настоящем документе индивидуально и/или коллективно термином "изобретение" лишь для удобства и без намерения добровольно ограничить объем этой заявки к какому-то одному изобретению или изобретательскому замыслу, если фактически раскрывается более одного. Таким образом, хотя конкретные варианты осуществления были проиллюстрированы и описаны в данном документе, следует понимать, что любая договоренность, рассчитанная на достижение той же цели, может быть заменена конкретными показанными вариантами осуществления. Это раскрытие предназначено для покрытия любых и всех адаптации или вариаций различных вариантов осуществления. Комбинации из вышеперечисленных вариантов осуществления и другие варианты осуществления, не описанные конкретно в данном документе, будут очевидны специалистам в данной области при рассмотрении приведенного выше описания.
В приведенном выше описании вариантов осуществления различные особенности объединены в одном варианте осуществления с целью упрощения раскрытия. Этот способ раскрытия не должен интерпретироваться как отражение того, что! заявленные варианты осуществления имеют больше особенностей, чем явно читается в каждом пункте патентной заявки. Скорее, как отражают следующая формула изобретения, предмет изобретения заключается в менее чем всех особенностях одного раскрытого варианта осуществления. Таким образом, следующая формула изобретения настоящим включена в описание вариантов осуществления, с каждым пунктом формулы изобретения, стоящим сам по себе в качестве отдельного примерного варианта осуществления.
Ссылки
Abreu Filho, С.А.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 Force 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)." HeartRhythm4(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 111(9): 1100-1105.
Cappato, R., H.Calkins, et al. (2009). "Prevalence and causes of fatal outcome in catheter ablation of atrial fibrillation." J Am Coll Cardiol 53(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 Electrophvsiol 15(3): 145-155.
Cox, J.L. (2004). "Cardiac Surgery For Arrhythmias." J. Cardiovasc Electrophvsiol. 15: 250-262.
Cox, J.L. (2005). "The central controversy surrounding the interventional-surgical treatment of atrial fibrillation." J. Thorac. Car dio vase. 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 beneficiaries." Heart Rhythm 6(9): 1267-73.
Gaspo, R., R.F.Bosch, et al. (1997). "Functional Mechanisms Underlying Tachycardia-Induced Sustained Atrial Fibrillation in a Chronic Dog Model." Circulation 96(11): 4027-4035.
Kalifa, J., K. Tanaka, et al. (2006). "Mechanisms 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 Cardiol 54(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 Phvsiol Heart Circ Physiol 292(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 Electrophvsiol 29(11): 1209-1218.
Nash, M.P., A.Mourad, et al. (2006). "Evidence for Multiple 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 Rhythm 3(11'): 1295-1305.
Ng, J., A.H.Kadish, et al. (2007). "Technical considerations for dominant frequency analysis." J Cardiovasc Electrophysiol 18(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 53(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 Sheep Heart." Circulation 98(12): 1236-1248.
Tabereaux, P.В., 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 inward rectifying potassium current terminates ventricular fibrillation in the guinea pig heart." J Cardiovasc Electrophvsiol 14(6): 621-31.
Wijffels, M.С., C.J.Kirchhof, et al. (1995). "Atrial fibrillation begets atrial fibrillation: a study in awake chronically instrumented goats." Circulation 92: 1954-1968.
Claims (18)
1. Система для восстановления сигналов сердца, связанных со сложными нарушениями ритма, полученных от множества датчиков, пространственно связанных с сердцем пациента, при этом система содержит:
по меньшей мере одно вычислительное устройство, сконфигурированное:
идентифицировать множество выраженных импульсов в сигналах с высокой достоверностью от датчиков, которые являются пространственно смежными с датчиком, связанным с сигналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы в сигналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу в сигнале с низкой достоверностью;
вычислять временной вектор между по меньшей мере двумя началами активации, связанными с идентифицированными выраженными импульсами в сигналах с высокой достоверностью, через невыраженный импульс в сигнале с низкой достоверностью;
устанавливать временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка сигнала с низкой достоверностью, где вычисленный временной вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
назначать для невыраженного импульса начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному временному вектору.
по меньшей мере одно вычислительное устройство, сконфигурированное:
идентифицировать множество выраженных импульсов в сигналах с высокой достоверностью от датчиков, которые являются пространственно смежными с датчиком, связанным с сигналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы в сигналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу в сигнале с низкой достоверностью;
вычислять временной вектор между по меньшей мере двумя началами активации, связанными с идентифицированными выраженными импульсами в сигналах с высокой достоверностью, через невыраженный импульс в сигнале с низкой достоверностью;
устанавливать временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка сигнала с низкой достоверностью, где вычисленный временной вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
назначать для невыраженного импульса начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному временному вектору.
2. Система по п. 1, где начало активации назначено в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
3. Система по п. 1, где по меньшей мере одно вычислительное устройство дополнительно сконфигурировано:
определять второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, где второй временной интервал распространяется от первого начала активации до второго начала активации соответственных выраженных импульсов в сигнале с низкой достоверностью;
продвигать вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации импульса, предыдущего невыраженному импульсу;
согласовывать назначенное начало активации со вторым началом активации до согласованного начала активации; и
корректировать назначенное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
определять второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, где второй временной интервал распространяется от первого начала активации до второго начала активации соответственных выраженных импульсов в сигнале с низкой достоверностью;
продвигать вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации импульса, предыдущего невыраженному импульсу;
согласовывать назначенное начало активации со вторым началом активации до согласованного начала активации; и
корректировать назначенное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
4. Система по п. 1, где по меньшей мере одно вычислительное устройство дополнительно сконфигурировано:
классифицировать сигналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и сигналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения.
классифицировать сигналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и сигналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения.
5. Система по п. 1, где сложное нарушение ритма не содержит выраженного периода, в ходе которого сигналы сердца находятся в покое.
6. Система по п. 1, где система дополнительно содержит:
по меньшей мере одно устройство хранения данных, сконфигурированное, чтобы хранить сигналы сердца, полученные от сердца пациента, при этом по меньшей мере одно устройство хранения данных функционально соединено по меньшей мере с одним вычислительным устройством для обеспечения сигналов по меньшей мере для одного вычислительного устройства.
по меньшей мере одно устройство хранения данных, сконфигурированное, чтобы хранить сигналы сердца, полученные от сердца пациента, при этом по меньшей мере одно устройство хранения данных функционально соединено по меньшей мере с одним вычислительным устройством для обеспечения сигналов по меньшей мере для одного вычислительного устройства.
7. Система по п. 1, где система дополнительно содержит:
катетер, включающий упомянутое множество датчиков для получения сигналов сердца от сердца пациента и функционально соединенный по меньшей мере с одним вычислительным устройством для обеспечения сигналов сердца по меньшей мере для одного вычислительного устройства.
катетер, включающий упомянутое множество датчиков для получения сигналов сердца от сердца пациента и функционально соединенный по меньшей мере с одним вычислительным устройством для обеспечения сигналов сердца по меньшей мере для одного вычислительного устройства.
8. Система по одному из пп. 1-4, где по меньшей мере одно вычислительное устройство содержит машиночитаемый носитель, хранящий инструкции, которые при выполнении по меньшей мере одним устройством обработки данных заставляют устройство обработки данных произвести операции по меньшей мере одного вычислительного устройства.
9. Комплект для восстановления сигналов сердца, связанных со сложными нарушениями ритма, при этом комплект содержит:
катетер, включающий множество датчиков, пространственно связанных с сердцем пациента, для получения сигналов сердца; и
машиночитаемый носитель, функционально связанный с датчиками, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством заставляют вычислительное устройство:
идентифицировать множество выраженных импульсов в сигналах с высокой достоверностью от датчиков, которые являются пространственно смежными с датчиком, связанным с сигналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы в сигналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу в сигнале с низкой достоверностью;
вычислить временной вектор между по меньшей мере двумя началами активации, связанными с идентифицированными выраженными импульсами в сигналах с высокой достоверностью, через невыраженный импульс в сигнале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка сигнала с низкой достоверностью, где вычисленный временной вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
назначать для невыраженного импульса начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному временному вектору.
катетер, включающий множество датчиков, пространственно связанных с сердцем пациента, для получения сигналов сердца; и
машиночитаемый носитель, функционально связанный с датчиками, при этом машиночитаемый носитель включает инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством заставляют вычислительное устройство:
идентифицировать множество выраженных импульсов в сигналах с высокой достоверностью от датчиков, которые являются пространственно смежными с датчиком, связанным с сигналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы в сигналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу в сигнале с низкой достоверностью;
вычислить временной вектор между по меньшей мере двумя началами активации, связанными с идентифицированными выраженными импульсами в сигналах с высокой достоверностью, через невыраженный импульс в сигнале с низкой достоверностью;
установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка сигнала с низкой достоверностью, где вычисленный временной вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
назначать для невыраженного импульса начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному временному вектору.
10. Комплект по п. 9, где начало активации назначено в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
11. Комплект по п. 9, где машиночитаемый носитель дополнительно содержит инструкции, которые при выполнении устройством обработки данных заставляют устройство обработки данных:
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации до второго начала активации соответственных выраженных импульсов в сигнале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать назначенное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать назначенное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации до второго начала активации соответственных выраженных импульсов в сигнале с низкой достоверностью;
продвинуть вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласовать назначенное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
скорректировать назначенное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
12. Комплект по п. 9, где машиночитаемый носитель дополнительно содержит инструкции, которые при выполнении устройством обработки данных заставляют устройство обработки данных:
классифицировать сигналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и сигналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения.
классифицировать сигналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и сигналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения.
13. Комплект по п. 9, где сложное нарушение ритма не включает выраженный период, в ходе которого сигналы сердца находятся в покое.
14. Комплект по п. 9, где комплект дополнительно содержит:
по меньшей мере одно устройство хранения данных, сконфигурированное, чтобы хранить сигналы сердца, полученные от катетера, при этом по меньшей мере одно устройство хранения данных доступно для машиночитаемого носителя для обеспечения сигналов сердца для вычислительного устройства.
по меньшей мере одно устройство хранения данных, сконфигурированное, чтобы хранить сигналы сердца, полученные от катетера, при этом по меньшей мере одно устройство хранения данных доступно для машиночитаемого носителя для обеспечения сигналов сердца для вычислительного устройства.
15. Способ восстановления сигналов сердца, связанных со сложными нарушениями ритма, при этом способ включает выполняемые вычислительным устройством:
получение сигналов информации от сердца, связанных с множеством датчиков, пространственно связанных с сердцем пациента;
идентификацию множества выраженных импульсов в сигналах с высокой достоверностью от датчиков, которые являются пространственно смежными с датчиком, связанным с сигналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы в сигналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу в сигнале с низкой достоверностью;
вычисление временного вектора между по меньшей мере двумя началами активации, связанными с идентифицированными выраженными импульсами в сигналах с высокой достоверностью, через невыраженный импульс в сигнале с низкой достоверностью;
установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка сигнала с низкой достоверностью, где вычисленный временной вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
назначение для невыраженного импульса начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному временному вектору.
получение сигналов информации от сердца, связанных с множеством датчиков, пространственно связанных с сердцем пациента;
идентификацию множества выраженных импульсов в сигналах с высокой достоверностью от датчиков, которые являются пространственно смежными с датчиком, связанным с сигналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы в сигналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу в сигнале с низкой достоверностью;
вычисление временного вектора между по меньшей мере двумя началами активации, связанными с идентифицированными выраженными импульсами в сигналах с высокой достоверностью, через невыраженный импульс в сигнале с низкой достоверностью;
установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка сигнала с низкой достоверностью, где вычисленный временной вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и
назначение для невыраженного импульса начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному временному вектору.
16. Способ по п. 15, где начало активации назначают в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.
17. Способ по п. 15, где способ дополнительно включает:
определение второго временного интервала между выраженными импульсами в сигнале с низкой достоверностью, возникающего до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации до второго начала активации соответственных выраженных импульсов в сигнале с низкой достоверностью;
продвижение вперед определенного второго временного интервала так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласование назначенного начала активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
корректирование назначенного начала активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
определение второго временного интервала между выраженными импульсами в сигнале с низкой достоверностью, возникающего до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации до второго начала активации соответственных выраженных импульсов в сигнале с низкой достоверностью;
продвижение вперед определенного второго временного интервала так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;
согласование назначенного начала активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и
корректирование назначенного начала активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.
18. Способ по п. 15, где способ дополнительно включает:
классификацию сигналов с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и сигналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения.
классификацию сигналов с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и сигналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US34201610P | 2010-04-08 | 2010-04-08 | |
| US61/342,016 | 2010-04-08 | ||
| PCT/US2011/031470 WO2011127211A2 (en) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Methods, system and apparatus for the detection, diagnosis and treatment of biological rhythm disorders |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2015122311/14A Division RU2015122311A (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2012146904A RU2012146904A (ru) | 2014-05-20 |
| RU2556974C2 true RU2556974C2 (ru) | 2015-07-20 |
Family
ID=44369410
Family Applications (4)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2012146904/14A RU2556974C2 (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
| RU2012146906/14A RU2559639C2 (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
| RU2015123927/14A RU2015123927A (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
| RU2015122311/14A RU2015122311A (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
Family Applications After (3)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2012146906/14A RU2559639C2 (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
| RU2015123927/14A RU2015123927A (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
| RU2015122311/14A RU2015122311A (ru) | 2010-04-08 | 2011-04-06 | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма |
Country Status (12)
| Country | Link |
|---|---|
| US (7) | US8700140B2 (ru) |
| EP (2) | EP2555674B1 (ru) |
| JP (3) | JP5936141B2 (ru) |
| KR (2) | KR20130057998A (ru) |
| CN (6) | CN102917638B (ru) |
| AU (4) | AU2011237661B2 (ru) |
| BR (2) | BR112012025468A2 (ru) |
| CA (2) | CA2795770A1 (ru) |
| IL (3) | IL222251A0 (ru) |
| MX (4) | MX340276B (ru) |
| RU (4) | RU2556974C2 (ru) |
| WO (2) | WO2011127209A1 (ru) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2665019C1 (ru) * | 2017-08-22 | 2018-08-24 | федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр профилактической медицины" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦ ПМ" Минздрава России) | Способ выявления нарушений ритма и проводимости сердца у пациентов с эпилепсией при помощи имплантированного подкожного петлевого регистратора ЭКГ |
Families Citing this family (168)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8676303B2 (en) | 2008-05-13 | 2014-03-18 | The Regents Of The University Of California | Methods and systems for treating heart instability |
| KR20110082038A (ko) * | 2008-10-09 | 2011-07-15 | 더 리젠츠 오브 더 유니버시티 오브 캘리포니아 | 생물학적 리듬 장애의 검출, 진단 및 치료를 위한 방법, 시스템 및 장치 |
| WO2010116965A1 (ja) * | 2009-04-06 | 2010-10-14 | 株式会社 日立メディコ | 医用画像診断装置、関心領域設定方法、医用画像処理装置、及び関心領域設定プログラム |
| US9392948B2 (en) | 2011-12-09 | 2016-07-19 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources for biological rhythms |
| US9332915B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-05-10 | The Regents Of The University Of California | System and method to identify sources associated with biological rhythm disorders |
| US10398326B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-09-03 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
| US10434319B2 (en) | 2009-10-09 | 2019-10-08 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
| AU2011237661B2 (en) | 2010-04-08 | 2015-05-21 | The Regents Of The University Of California | Methods, system and apparatus for the detection, diagnosis and treatment of biological rhythm disorders |
| EP2447866A1 (en) * | 2010-10-27 | 2012-05-02 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method for determining a feature of the circadian rhythm of a subject |
| EP2699152B1 (en) | 2011-04-22 | 2015-11-04 | Topera, Inc. | Basket style cardiac mapping catheter having an atraumatic basket tip for detection of cardiac rhythm disorders |
| US9107600B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-08-18 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| WO2012151301A1 (en) | 2011-05-02 | 2012-11-08 | Topera, Inc. | System and method for targeting heart rhythm disorders using shaped ablation |
| US9050006B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-06-09 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| US8165666B1 (en) * | 2011-05-02 | 2012-04-24 | Topera, Inc. | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| US9101333B2 (en) * | 2011-11-14 | 2015-08-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Integrative atrial fibrillation ablation |
| JP6071260B2 (ja) * | 2012-06-13 | 2017-02-01 | キヤノン株式会社 | 被検体情報取得装置および情報処理方法 |
| WO2014058484A1 (en) * | 2012-06-20 | 2014-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Augmented signal vector analysis to suppress global activation during electrophysiology mapping |
| US20130345583A1 (en) * | 2012-06-20 | 2013-12-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Suppression of global activity during multi-channel electrophysiology mapping using a whitening filter |
| EP2863793A1 (en) | 2012-06-20 | 2015-04-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Far-field vs local activation discrimination on multi-electrode egms using vector analysis in multi-dimensional signal space |
| US9295399B2 (en) | 2012-06-20 | 2016-03-29 | Intermountain Invention Management, Llc | Atrial fibrillation treatment systems and methods |
| CN104394772B (zh) * | 2012-06-27 | 2017-04-26 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于对二尖瓣返流的分析的超声彩流图 |
| US9433365B1 (en) * | 2012-07-26 | 2016-09-06 | National Yang-Ming University | System and method for indentifying rotors in fractionated signals in persistent atrial fibrillation ablation |
| JP6301926B2 (ja) | 2012-08-09 | 2018-03-28 | ユニバーシティ オブ アイオワ リサーチ ファウンデーション | カテーテル、カテーテルシステム、及び組織構造を刺通する方法 |
| JP6252828B2 (ja) * | 2012-09-18 | 2017-12-27 | カシオ計算機株式会社 | 脈拍データ検出装置、脈拍データ検出方法、および脈拍データ検出プログラム |
| US9427166B2 (en) | 2012-09-21 | 2016-08-30 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Physiological mapping for arrhythmia |
| EP2934312A1 (en) | 2012-12-20 | 2015-10-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Rotor identification using sequential pattern matching |
| US9681817B2 (en) | 2012-12-20 | 2017-06-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Suppression of global activation signals during anatomical mapping |
| US9439578B2 (en) | 2012-12-27 | 2016-09-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Artifact cancellation to suppress far-field activation during electrophysiology mapping |
| US11571160B2 (en) * | 2013-01-16 | 2023-02-07 | University Of Vermont | Methods and systems for wavelength mapping cardiac fibrillation and optimizing ablation lesion placement |
| US10912476B2 (en) | 2013-01-16 | 2021-02-09 | University Of Vermont | Catheters, systems, and related methods for mapping, minimizing, and treating cardiac fibrillation |
| US9693699B2 (en) | 2013-01-16 | 2017-07-04 | University Of Vermont | Methods and systems for mapping cardiac fibrillation |
| EP2945532B1 (en) * | 2013-01-17 | 2019-04-24 | CardioInsight Technologies, Inc. | Wave front detection for electrophysiological signals |
| EP2945531B1 (en) * | 2013-01-17 | 2019-09-04 | CardioInsight Technologies, Inc. | Focal point identification and mapping |
| US9737267B2 (en) * | 2013-01-17 | 2017-08-22 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Composite singularity mapping |
| US8715199B1 (en) * | 2013-03-15 | 2014-05-06 | Topera, Inc. | System and method to define a rotational source associated with a biological rhythm disorder |
| CN105142509B (zh) * | 2013-03-15 | 2018-05-11 | 加利福尼亚大学董事会 | 用于重建心脏激动信息的系统和方法 |
| WO2014182680A1 (en) | 2013-05-06 | 2014-11-13 | Boston Scientific Scimed Inc. | Persistent display of nearest beat characteristics during real-time or play-back electrophysiology data visualization |
| US9427169B2 (en) | 2013-05-08 | 2016-08-30 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Analysis and detection for arrhythmia drivers |
| JP6182665B2 (ja) * | 2013-05-14 | 2017-08-16 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | ベクトル場を用いた電気生理学的マッピング中の活動パターンの表示及び特定のためのカテーテルシステム |
| CN105307558B (zh) * | 2013-05-16 | 2017-11-28 | 波士顿科学医学有限公司 | 通过基于类似性的图案匹配的增强的激动开始时间优化 |
| JP6133708B2 (ja) * | 2013-06-25 | 2017-05-24 | 日本光電工業株式会社 | 生体情報表示装置および生体情報表示装置の作動方法 |
| US9576107B2 (en) * | 2013-07-09 | 2017-02-21 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Model based reconstruction of the heart from sparse samples |
| CN105722459B (zh) | 2013-08-28 | 2019-06-14 | 波士顿科学医学有限公司 | 在电生理学标测期间估计数据段中激活模式的普遍率 |
| EP3057488B1 (en) * | 2013-10-14 | 2018-05-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High resolution cardiac mapping electrode array catheter |
| WO2015066164A1 (en) * | 2013-10-31 | 2015-05-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device for high resolution mapping using localized matching |
| CN105636514B (zh) | 2013-11-01 | 2020-06-05 | 波士顿科学医学有限公司 | 使用延迟内插的心脏标测 |
| EP3091921B1 (en) | 2014-01-06 | 2019-06-19 | Farapulse, Inc. | Apparatus for renal denervation ablation |
| US9795315B2 (en) | 2014-01-28 | 2017-10-24 | John Bullinga | Catheter system for mapping of the left atrium, right atrium and coronary sinus |
| US9380953B2 (en) * | 2014-01-29 | 2016-07-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Hybrid bipolar/unipolar detection of activation wavefront |
| US9320447B2 (en) * | 2014-02-07 | 2016-04-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Dynamic cancellation of MRI sequencing noise appearing in an ECG signal |
| WO2015138167A1 (en) * | 2014-03-11 | 2015-09-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for mapping cardiac tissue |
| CA2942904C (en) * | 2014-03-31 | 2023-08-29 | University Health Network | System and method for focal source identification |
| EP3125756A4 (en) * | 2014-04-01 | 2017-12-13 | The Regents of the University of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
| US9980656B2 (en) * | 2014-04-22 | 2018-05-29 | Latha Chakravarthy | Hybrid model and diagnostic process for atrial fibrillation |
| EP4238521A3 (en) | 2014-05-07 | 2023-11-29 | Farapulse, Inc. | Methods and apparatus for selective tissue ablation |
| EP3151729A1 (en) | 2014-06-03 | 2017-04-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for mapping cardiac tissue |
| WO2015192027A1 (en) | 2014-06-12 | 2015-12-17 | Iowa Approach Inc. | Method and apparatus for rapid and selective transurethral tissue ablation |
| EP3154464A4 (en) | 2014-06-12 | 2018-01-24 | Iowa Approach Inc. | Method and apparatus for rapid and selective tissue ablation with cooling |
| JP6345806B2 (ja) | 2014-06-20 | 2018-06-20 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | 心臓組織のマッピングのための医療装置 |
| US9668665B2 (en) | 2014-08-13 | 2017-06-06 | Cameron Health, Inc. | Methods and implantable devices for detecting arrhythmia |
| EP3185768A4 (en) * | 2014-08-29 | 2018-04-11 | Regents of the University of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| US10830689B2 (en) | 2014-09-30 | 2020-11-10 | Rosemount Inc. | Corrosion rate measurement using sacrificial probe |
| WO2016060983A1 (en) | 2014-10-14 | 2016-04-21 | Iowa Approach Inc. | Method and apparatus for rapid and safe pulmonary vein cardiac ablation |
| US9474491B2 (en) | 2014-10-15 | 2016-10-25 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Methods and systems for mapping local conduction velocity |
| EP3689234A1 (en) | 2014-10-30 | 2020-08-05 | Kardium Inc. | Systems and methods for ablating tissue |
| USD775634S1 (en) | 2014-10-30 | 2017-01-03 | Kardium Inc. | Display screen or portion thereof with animated graphical user interface for a monitoring and control device for an intra-cardiac procedure system |
| USD775141S1 (en) | 2014-10-30 | 2016-12-27 | Kardium Inc. | Display screen or portion thereof with animated graphical user interface for a monitoring and control device for an intra-cardiac procedure system |
| US10368936B2 (en) | 2014-11-17 | 2019-08-06 | Kardium Inc. | Systems and methods for selecting, activating, or selecting and activating transducers |
| KR101643892B1 (ko) * | 2015-01-09 | 2016-07-29 | 연세대학교 산학협력단 | 모의 부정맥 전극 도자 절제 시술을 위한 맵 생성장치 및 방법 |
| US20160223514A1 (en) * | 2015-01-30 | 2016-08-04 | Samsung Electronics Co., Ltd | Method for denoising and data fusion of biophysiological rate features into a single rate estimate |
| US9706964B2 (en) * | 2015-02-25 | 2017-07-18 | Echo Labs, Inc. | Systems and methods for non-invasive blood pressure measurement |
| US11844615B2 (en) | 2015-03-12 | 2023-12-19 | The Regents Of The University Of Michigan | Catheter and method to localize ectopic and reentrant activity in the heart |
| WO2016154280A1 (en) | 2015-03-23 | 2016-09-29 | The Methodist Hospital | Methods and devices for sample characterization |
| EP3278725B1 (en) * | 2015-03-30 | 2023-05-10 | Shiga University Of Medical Science | Myocardial excitement interpolation/visualization apparatus |
| US9737223B2 (en) | 2015-05-13 | 2017-08-22 | Medtronic, Inc. | Determining onset of cardiac depolarization and repolarization waves for signal processing |
| US10542961B2 (en) | 2015-06-15 | 2020-01-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | System and method for infrasonic cardiac monitoring |
| KR102436729B1 (ko) | 2015-07-27 | 2022-08-26 | 삼성전자주식회사 | 생체 신호 처리 장치 및 생체 신호 처리 방법 |
| US9782094B2 (en) | 2015-07-31 | 2017-10-10 | Medtronic, Inc. | Identifying ambiguous cardiac signals for electrophysiologic mapping |
| US10506939B2 (en) * | 2015-08-11 | 2019-12-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Matching and tracking time sequences of heart activation |
| CN108136189B (zh) * | 2015-08-28 | 2021-10-15 | 心脏起搏器股份公司 | 用于行为响应信号检测和治疗递送的系统 |
| EP3346914B1 (en) | 2015-09-07 | 2023-08-02 | Ablacon Inc. | Method and system for processing data of a heart catheter using optical flow analysis |
| US10405766B2 (en) | 2015-09-26 | 2019-09-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Method of exploring or mapping internal cardiac structures |
| US10271757B2 (en) * | 2015-09-26 | 2019-04-30 | Boston Scientific Scimed Inc. | Multiple rhythm template monitoring |
| US10621790B2 (en) | 2015-09-26 | 2020-04-14 | Boston Scientific Scimed Inc. | Systems and methods for anatomical shell editing |
| GB201519498D0 (en) * | 2015-11-04 | 2015-12-16 | Univ Exeter | Detection of conduction gaps in a pulmonary vein |
| US20170156606A1 (en) | 2015-12-02 | 2017-06-08 | Echo Labs, Inc. | Systems and methods for non-invasive blood pressure measurement |
| US9949657B2 (en) * | 2015-12-07 | 2018-04-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Displaying multiple-activation areas on an electroanatomical map |
| US10319144B2 (en) * | 2015-12-22 | 2019-06-11 | The Regents Of The University Of California | Computational localization of fibrillation sources |
| US20170189097A1 (en) | 2016-01-05 | 2017-07-06 | Iowa Approach Inc. | Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue |
| US10172673B2 (en) | 2016-01-05 | 2019-01-08 | Farapulse, Inc. | Systems devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to endocardial tissue |
| US10130423B1 (en) | 2017-07-06 | 2018-11-20 | Farapulse, Inc. | Systems, devices, and methods for focal ablation |
| US10660702B2 (en) | 2016-01-05 | 2020-05-26 | Farapulse, Inc. | Systems, devices, and methods for focal ablation |
| US10582894B2 (en) * | 2016-01-14 | 2020-03-10 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Region of interest rotational activity pattern detection |
| US20170202521A1 (en) * | 2016-01-14 | 2017-07-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Overall system and method for detecting regions of interest |
| US10624554B2 (en) | 2016-01-14 | 2020-04-21 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Non-overlapping loop-type or spline-type catheter to determine activation source direction and activation source type |
| US10517496B2 (en) | 2016-01-14 | 2019-12-31 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Region of interest focal source detection |
| US10314542B2 (en) | 2016-01-14 | 2019-06-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Identification of fractionated signals |
| US11006887B2 (en) | 2016-01-14 | 2021-05-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Region of interest focal source detection using comparisons of R-S wave magnitudes and LATs of RS complexes |
| US10357168B2 (en) * | 2016-03-07 | 2019-07-23 | Apn Health, Llc | Time transformation of local activation times |
| JP6802445B2 (ja) * | 2016-03-15 | 2020-12-16 | 国立大学法人滋賀医科大学 | 心筋興奮判別装置および心筋興奮判別装置の作動方法 |
| WO2017165830A1 (en) | 2016-03-24 | 2017-09-28 | The Regents Of The University Of California | System and method to determine driving sources of heart rhythm disorders |
| WO2017165846A1 (en) | 2016-03-24 | 2017-09-28 | The Regents Of The University Of California | Method to determine wavefront vector flow-field and vorticity from spatially-distributed recordings |
| US10136828B2 (en) * | 2016-03-31 | 2018-11-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mapping of atrial fibrillation |
| CN109069060B (zh) | 2016-04-01 | 2021-04-27 | 心脏起搏器股份公司 | 用于检测恶化的心力衰竭的系统和方法 |
| JP7202891B2 (ja) * | 2016-04-06 | 2023-01-12 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 不整脈検出についての信頼性 |
| US10765329B2 (en) | 2016-05-02 | 2020-09-08 | Topera, Inc. | System and method to define an aggregated stability map of a rotational source over a plurality of time intervals associated with a biological rhythm disorder |
| GB201609207D0 (en) * | 2016-05-25 | 2016-07-06 | King S College London | Method and system for predicting heart tissue activation |
| US10349855B2 (en) | 2016-06-10 | 2019-07-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Identification and visualization of cardiac activation sequence in multi-channel recordings |
| WO2017218734A1 (en) | 2016-06-16 | 2017-12-21 | Iowa Approach, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for guide wire delivery |
| US10383534B2 (en) | 2016-08-11 | 2019-08-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Annotation of a wavefront |
| US10362956B2 (en) * | 2016-08-15 | 2019-07-30 | University Health Network | System and method for rotor detection in cardiac fibrillation |
| RU2654764C2 (ru) * | 2016-08-17 | 2018-05-22 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Саратовский национальный исследовательский государственный университет имени Н.Г. Чернышевского" | Способ лазерной абляции патологической области сердца |
| CA3034265A1 (en) * | 2016-09-01 | 2018-03-08 | RefloDx, LLC | Array sonography for esophageal characterization |
| US10744334B2 (en) * | 2016-10-18 | 2020-08-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for arrhythmia detection |
| US10176630B2 (en) * | 2016-12-06 | 2019-01-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Updating an electroanatomical map |
| US10575744B2 (en) | 2017-02-24 | 2020-03-03 | Medtronic Cryocath Lp | Pericardial balloon mapping |
| US10493284B2 (en) | 2017-03-30 | 2019-12-03 | Newstim, Inc. | System for treating Brugada syndrome |
| US10335600B2 (en) | 2017-03-30 | 2019-07-02 | Newstim, Inc. | Cardiac device for treating Brugada syndrome |
| US10806359B2 (en) | 2017-04-27 | 2020-10-20 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Connectivity analysis for arrhythmia drivers |
| US9987081B1 (en) | 2017-04-27 | 2018-06-05 | Iowa Approach, Inc. | Systems, devices, and methods for signal generation |
| US10617867B2 (en) | 2017-04-28 | 2020-04-14 | Farapulse, Inc. | Systems, devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to esophageal tissue |
| US10398346B2 (en) * | 2017-05-15 | 2019-09-03 | Florida Atlantic University Board Of Trustees | Systems and methods for localizing signal resources using multi-pole sensors |
| US10799700B2 (en) | 2017-08-02 | 2020-10-13 | Medtronic, Inc. | Closed-loop stimulation therapy in event of loss of sensor data |
| CN115844523A (zh) | 2017-09-12 | 2023-03-28 | 波士顿科学医学有限公司 | 用于心室局灶性消融的系统、设备和方法 |
| US10441188B2 (en) * | 2017-09-12 | 2019-10-15 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic display of earliest LAT point |
| US10398338B2 (en) | 2017-10-06 | 2019-09-03 | Florida Atlantic University Board Of Trustees | Systems and methods for guiding a multi-pole sensor catheter to locate cardiac arrhythmia sources |
| WO2019105986A1 (en) * | 2017-11-29 | 2019-06-06 | Universiteit Gent | Detection of rotational activity in cardiac electrophysiology |
| US11419539B2 (en) | 2017-12-22 | 2022-08-23 | Regents Of The University Of Minnesota | QRS onset and offset times and cycle selection using anterior and posterior electrode signals |
| US11389116B2 (en) | 2018-01-19 | 2022-07-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Apparatus and method for heartbeat classification based on time sequence and morphology of intracardiac and body surface electrocardiogram (ECG) signals |
| WO2019172596A1 (ko) * | 2018-03-06 | 2019-09-12 | 연세대학교 산학협력단 | 심장의 전기 생리학적 특성 검출 장치 및 검출 방법 |
| US11576624B2 (en) | 2018-04-26 | 2023-02-14 | Vektor Medical, Inc. | Generating approximations of cardiograms from different source configurations |
| US11259871B2 (en) | 2018-04-26 | 2022-03-01 | Vektor Medical, Inc. | Identify ablation pattern for use in an ablation |
| US11065060B2 (en) | 2018-04-26 | 2021-07-20 | Vektor Medical, Inc. | Identify ablation pattern for use in an ablation |
| US10860754B2 (en) | 2018-04-26 | 2020-12-08 | Vektor Medical, Inc. | Calibration of simulated cardiograms |
| EP3788588A4 (en) * | 2018-04-30 | 2022-01-26 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | SYSTEM AND PROCEDURES FOR HEALTH MAINTENANCE USING PERSONAL DIGITAL PHENOTYPES |
| EP3790483A1 (en) | 2018-05-07 | 2021-03-17 | Farapulse, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for filtering high voltage noise induced by pulsed electric field ablation |
| CN112087980B (zh) | 2018-05-07 | 2023-01-10 | 波士顿科学医学有限公司 | 用于将消融能量递送到组织的系统、设备和方法 |
| WO2019217300A1 (en) | 2018-05-07 | 2019-11-14 | Farapulse, Inc. | Epicardial ablation catheter |
| WO2020010339A1 (en) | 2018-07-05 | 2020-01-09 | The Regents Of The University Of California | Computational simulations of anatomical structures and body surface electrode positioning |
| US11357437B2 (en) * | 2018-08-27 | 2022-06-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic identification of abnormal LAT differences |
| EP3852661A1 (en) | 2018-09-20 | 2021-07-28 | Farapulse, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to endocardial tissue |
| US20220020488A1 (en) * | 2018-10-31 | 2022-01-20 | Resmed Inc. | System and method for varying data volume transmitted to external source |
| JP7153973B2 (ja) | 2018-11-13 | 2022-10-17 | ベクトル メディカル インコーポレイテッド | 発生源位置を有する画像の拡張 |
| US11006886B2 (en) | 2018-12-20 | 2021-05-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Visualization of different cardiac rhythms using different timing-pattern displays |
| JP2022517555A (ja) * | 2018-12-31 | 2022-03-09 | ザ リージェンツ オブ ザ ユニバーシティ オブ カリフォルニア | 向上されたコンピュータ心臓シミュレーション |
| JP7186395B2 (ja) * | 2019-01-25 | 2022-12-09 | 国立大学法人滋賀医科大学 | 記録装置、記録方法およびプログラム |
| US11553867B2 (en) | 2019-02-28 | 2023-01-17 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Systems and methods for displaying EP maps using confidence metrics |
| KR102257498B1 (ko) * | 2019-05-29 | 2021-05-27 | 연세대학교 산학협력단 | 활동 전위 기간 상환 현상을 반영한 심장 모델 생성 방법 및 생성 장치 |
| US10709347B1 (en) | 2019-06-10 | 2020-07-14 | Vektor Medical, Inc. | Heart graphic display system |
| US10595736B1 (en) | 2019-06-10 | 2020-03-24 | Vektor Medical, Inc. | Heart graphic display system |
| US11116435B2 (en) * | 2019-08-26 | 2021-09-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic identification of a location of focal source in atrial fibrillation (AF) |
| US10625080B1 (en) | 2019-09-17 | 2020-04-21 | Farapulse, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for detecting ectopic electrocardiogram signals during pulsed electric field ablation |
| US11607272B2 (en) | 2019-11-12 | 2023-03-21 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Visual route indication for activation clusters |
| US11065047B2 (en) | 2019-11-20 | 2021-07-20 | Farapulse, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses |
| US11497541B2 (en) | 2019-11-20 | 2022-11-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses |
| US10842572B1 (en) | 2019-11-25 | 2020-11-24 | Farapulse, Inc. | Methods, systems, and apparatuses for tracking ablation devices and generating lesion lines |
| US11147497B2 (en) * | 2019-11-28 | 2021-10-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mapping local activation times for sinus and non-sinus cardiac cycles |
| CA3165746A1 (en) * | 2019-12-23 | 2021-07-01 | Analytics For Life Inc. | Method and system for signal quality assessment and rejection using heart cycle variability |
| US20230233067A1 (en) | 2020-06-08 | 2023-07-27 | Ambu A/S | A sliding motion transfer member for an endoscope |
| CN111657927B (zh) * | 2020-07-20 | 2023-12-08 | 杭州市第一人民医院 | 电诱颤装置 |
| CN111839460B (zh) * | 2020-07-20 | 2022-09-02 | 苏州无双医疗设备有限公司 | 血流和血压综合识别室颤的植入医疗设备 |
| US11974853B2 (en) | 2020-10-30 | 2024-05-07 | Vektor Medical, Inc. | Heart graphic display system |
| US20220160251A1 (en) * | 2020-11-25 | 2022-05-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Acquisition guidance for electroanatomical mapping |
| JP2022143421A (ja) * | 2021-03-17 | 2022-10-03 | 日本光電工業株式会社 | 表示制御装置および表示制御装置の作動方法 |
| US11338131B1 (en) | 2021-05-05 | 2022-05-24 | Vektor Medical, Inc. | Guiding implantation of an energy delivery component in a body |
| WO2023018626A2 (en) | 2021-08-09 | 2023-02-16 | Vektor Medical, Inc. | Tissue state graphic display system |
| WO2023087053A1 (en) * | 2021-11-16 | 2023-05-25 | Saluda Medical Pty Ltd | Circuits and methods for detecting biosignals in an implantable device |
| US11534224B1 (en) | 2021-12-02 | 2022-12-27 | Vektor Medical, Inc. | Interactive ablation workflow system |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5868680A (en) * | 1997-09-23 | 1999-02-09 | The Regents Of The University Of California | Quantitative characterization of fibrillatory spatiotemporal organization |
| RU2295985C2 (ru) * | 2002-08-05 | 2007-03-27 | Япония, Представленная Президентом Национального Сосудистого Центра | Система медицинского лечения, использующая альтернативную функцию биологического регулирования; система электрокардиостимуляции, основанная на системе медицинского лечения, система регулирования артериального давления и система лечения сердечных заболеваний |
Family Cites Families (186)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4421114A (en) | 1978-10-30 | 1983-12-20 | Berkovits Barouh V | Tachycardia treatment |
| US4630204A (en) | 1984-02-21 | 1986-12-16 | Mortara Instrument Inc. | High resolution ECG waveform processor |
| US4905708A (en) | 1985-10-31 | 1990-03-06 | Davies David W | Apparatus for recognizing cardiac rhythms |
| DE3686951T2 (de) | 1986-11-20 | 1993-04-29 | Davies David Wyn | Vorrichtung zum erkennen der abstossungsreaktion nach herztransplantation. |
| CN1009330B (zh) | 1987-03-30 | 1990-08-29 | 创建基立有限公司 | 一种电脑电信号检测处理装置 |
| US4754763A (en) | 1987-06-17 | 1988-07-05 | Noninvasive Technology, Inc. | Noninvasive system and method for testing the integrity of an in vivo bone |
| US5121750A (en) | 1990-03-02 | 1992-06-16 | Katims Jefferson J | Apparatus for locating a catheter adjacent to a pacemaker node of the heart |
| US5092341A (en) | 1990-06-18 | 1992-03-03 | Del Mar Avionics | Surface ecg frequency analysis system and method based upon spectral turbulence estimation |
| WO1991019452A1 (en) | 1990-06-20 | 1991-12-26 | Cedars-Sinai Medical Center | Methods for detecting and evaluating heart disorders |
| US5178154A (en) | 1990-09-18 | 1993-01-12 | Sorba Medical Systems, Inc. | Impedance cardiograph and method of operation utilizing peak aligned ensemble averaging |
| US5172699A (en) | 1990-10-19 | 1992-12-22 | Angelase, Inc. | Process of identification of a ventricular tachycardia (VT) active site and an ablation catheter system |
| EP0560569B1 (en) | 1992-03-09 | 1998-07-15 | Angeion Corporation | Fibrillation and tachycardia detection |
| US5662108A (en) | 1992-09-23 | 1997-09-02 | Endocardial Solutions, Inc. | Electrophysiology mapping system |
| WO1994006349A1 (en) | 1992-09-23 | 1994-03-31 | Endocardial Therapeutics, Inc. | Endocardial mapping system |
| US5687737A (en) | 1992-10-09 | 1997-11-18 | Washington University | Computerized three-dimensional cardiac mapping with interactive visual displays |
| SE9203822D0 (sv) | 1992-12-18 | 1992-12-18 | Siemens Elema Ab | Anordning foer att analysera funktionen av ett hjaerta |
| US5385146A (en) | 1993-01-08 | 1995-01-31 | Goldreyer; Bruce N. | Orthogonal sensing for use in clinical electrophysiology |
| US5657755A (en) | 1993-03-11 | 1997-08-19 | Desai; Jawahar M. | Apparatus and method for cardiac ablation |
| US6522905B2 (en) | 1993-03-11 | 2003-02-18 | Jawahar M. Desai | Apparatus and method for cardiac ablation |
| US5433198A (en) | 1993-03-11 | 1995-07-18 | Desai; Jawahar M. | Apparatus and method for cardiac ablation |
| EP0673225A4 (en) | 1993-03-16 | 1996-01-24 | Ep Technologies | ARRANGEMENT FOR MULTI-DIMENSIONAL DISPLAY AND TISSUE ABLATION OF THE HEART. |
| US6983179B2 (en) * | 1993-07-20 | 2006-01-03 | Biosense, Inc. | Method for mapping a heart using catheters having ultrasonic position sensors |
| US5391199A (en) | 1993-07-20 | 1995-02-21 | Biosense, Inc. | Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias |
| US5738096A (en) | 1993-07-20 | 1998-04-14 | Biosense, Inc. | Cardiac electromechanics |
| IL116699A (en) | 1996-01-08 | 2001-09-13 | Biosense Ltd | Method of building a heart map |
| US5439483A (en) | 1993-10-21 | 1995-08-08 | Ventritex, Inc. | Method of quantifying cardiac fibrillation using wavelet transform |
| US5487391A (en) | 1994-01-28 | 1996-01-30 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for deriving and displaying the propagation velocities of electrical events in the heart |
| WO1995020344A1 (en) | 1994-01-28 | 1995-08-03 | Ep Technologies, Inc. | System for examining cardiac tissue electrical characteristics |
| US5458621A (en) | 1994-03-15 | 1995-10-17 | Incontrol, Inc. | Automatic gain control and method for enabling detection of low and high amplitude depolarization activation waves of the heart and atrial defibrillator utilizing the same |
| US5711305A (en) | 1995-02-17 | 1998-01-27 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for acquiring endocardially or epicardially paced electrocardiograms |
| WO1996025095A1 (en) | 1995-02-17 | 1996-08-22 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for making time-sequential measurements of biological events |
| WO1996025096A1 (en) | 1995-02-17 | 1996-08-22 | Ep Technologies, Inc. | Acquisition of endocardially or epicardially paced electrocardiograms |
| US5554177A (en) * | 1995-03-27 | 1996-09-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus to optimize pacing based on intensity of acoustic signal |
| AU697414B2 (en) | 1995-04-20 | 1998-10-08 | Jawahar M. Desai | Apparatus for cardiac mapping and ablation |
| AU5487696A (en) | 1995-04-20 | 1996-11-07 | Jawahar M. Desai | Apparatus for cardiac ablation |
| US5954665A (en) | 1995-06-07 | 1999-09-21 | Biosense, Inc. | Cardiac ablation catheter using correlation measure |
| US5718241A (en) | 1995-06-07 | 1998-02-17 | Biosense, Inc. | Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias with no discrete target |
| US5848972A (en) | 1995-09-15 | 1998-12-15 | Children's Medical Center Corporation | Method for endocardial activation mapping using a multi-electrode catheter |
| US5582173A (en) | 1995-09-18 | 1996-12-10 | Siemens Medical Systems, Inc. | System and method for 3-D medical imaging using 2-D scan data |
| US5645070A (en) | 1995-09-25 | 1997-07-08 | Ventritex, Inc. | Method and apparatus for determining the origins of cardiac arrhythmias morphology dynamics |
| WO1997017893A1 (en) | 1995-11-13 | 1997-05-22 | Heart Rhythm Technologies, Inc. | System and method for analyzing electrogram waveforms |
| AU693388B2 (en) | 1995-11-22 | 1998-06-25 | Medtronic, Inc. | System and method for compressing digitized signals in implantable and battery powered devices |
| JP3496131B2 (ja) | 1996-02-09 | 2004-02-09 | 日本光電工業株式会社 | 心電図モニタ装置 |
| DE19609411C2 (de) | 1996-03-04 | 1999-11-25 | Biotronik Mess & Therapieg | Verfahren und Vorrichtung zur Speicherung von Signalen in einem implantierbaren medizinischen Gerät |
| US5817134A (en) | 1997-02-25 | 1998-10-06 | Greenhut; Saul E. | Apparatus and method for detecting atrial fibrillation by morphological analysis |
| US5954661A (en) | 1997-03-31 | 1999-09-21 | Thomas Jefferson University | Tissue characterization and treatment using pacing |
| US6112117A (en) | 1997-05-06 | 2000-08-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for treating cardiac arrhythmia using electrogram features |
| SE9702678D0 (sv) | 1997-07-11 | 1997-07-11 | Siemens Elema Ab | Anordning för att kartlägga elektrisk aktivitet i hjärtat |
| US6975900B2 (en) | 1997-07-31 | 2005-12-13 | Case Western Reserve University | Systems and methods for determining a surface geometry |
| SE9704311D0 (sv) | 1997-11-24 | 1997-11-24 | Pacesetter Ab | A cardiac event detecting system for a heart stimulator |
| US6106460A (en) | 1998-03-26 | 2000-08-22 | Scimed Life Systems, Inc. | Interface for controlling the display of images of diagnostic or therapeutic instruments in interior body regions and related data |
| US7263397B2 (en) | 1998-06-30 | 2007-08-28 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and apparatus for catheter navigation and location and mapping in the heart |
| US6301496B1 (en) | 1998-07-24 | 2001-10-09 | Biosense, Inc. | Vector mapping of three-dimensionally reconstructed intrabody organs and method of display |
| US6208888B1 (en) | 1999-02-03 | 2001-03-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Voltage sensing system with input impedance balancing for electrocardiogram (ECG) sensing applications |
| US6236883B1 (en) | 1999-02-03 | 2001-05-22 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Methods and systems for localizing reentrant circuits from electrogram features |
| US6308095B1 (en) | 1999-02-12 | 2001-10-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System and method for arrhythmia discrimination |
| US6438409B1 (en) | 1999-03-25 | 2002-08-20 | Medtronic, Inc. | Methods of characterizing ventricular operations and applications thereof |
| US6115628A (en) | 1999-03-29 | 2000-09-05 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for filtering electrocardiogram (ECG) signals to remove bad cycle information and for use of physiologic signals determined from said filtered ECG signals |
| US6324421B1 (en) | 1999-03-29 | 2001-11-27 | Medtronic, Inc. | Axis shift analysis of electrocardiogram signal parameters especially applicable for multivector analysis by implantable medical devices, and use of same |
| WO2000059375A1 (en) | 1999-04-05 | 2000-10-12 | The Regents Of The University Of California | Endomyocardial monophasic action potential for early detection of myocardium pathology |
| US6449503B1 (en) | 1999-07-14 | 2002-09-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Classification of supraventricular and ventricular cardiac rhythms using cross channel timing algorithm |
| JP3213602B2 (ja) * | 1999-07-27 | 2001-10-02 | 笠貫 宏 | 心内電位解析装置及び方法 |
| CN1124824C (zh) * | 1999-09-27 | 2003-10-22 | 复旦大学 | 动态心电标测方法及其装置 |
| FI114282B (fi) | 1999-11-05 | 2004-09-30 | Polar Electro Oy | Menetelmä, järjestely ja sykemittari sydämen lyönnin tunnistamiseksi |
| US6892091B1 (en) | 2000-02-18 | 2005-05-10 | Biosense, Inc. | Catheter, method and apparatus for generating an electrical map of a chamber of the heart |
| US6725085B2 (en) | 2000-09-22 | 2004-04-20 | Armin Schwartzman | Method and apparatus for characterizing cardiac tissue from local electrograms |
| US6684100B1 (en) | 2000-10-31 | 2004-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Curvature based method for selecting features from an electrophysiologic signals for purpose of complex identification and classification |
| US7369890B2 (en) | 2000-11-02 | 2008-05-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Technique for discriminating between coordinated and uncoordinated cardiac rhythms |
| US6941166B2 (en) | 2000-11-10 | 2005-09-06 | C.R. Bard, Inc. | Software controlled electrophysiology data management |
| US6510339B2 (en) | 2000-12-06 | 2003-01-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | ECG auto-gain control |
| US6584345B2 (en) | 2001-03-13 | 2003-06-24 | Biosense, Inc. | Apparatus and method for measuring a plurality of electrical signals from the body of a patient |
| US6856830B2 (en) | 2001-07-19 | 2005-02-15 | Bin He | Method and apparatus of three dimension electrocardiographic imaging |
| US6847839B2 (en) | 2001-07-30 | 2005-01-25 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | System and method for determining reentrant ventricular tachycardia isthmus location and shape for catheter ablation |
| US6920350B2 (en) | 2001-08-06 | 2005-07-19 | Ge Medical Systems-Information Technologies, Inc. | Method of and apparatus for displaying and analyzing a physiological signal |
| AU2002362438A1 (en) | 2001-10-04 | 2003-04-14 | Case Western Reserve University | Systems and methods for noninvasive electrocardiographic imaging (ecgi) using generalized minimum residual (gmres) |
| US7215993B2 (en) | 2002-08-06 | 2007-05-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management systems and methods for detecting or validating cardiac beats in the presence of noise |
| US6766190B2 (en) | 2001-10-31 | 2004-07-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for developing a vectorcardiograph in an implantable medical device |
| US6950696B2 (en) | 2001-11-27 | 2005-09-27 | St. Jude Medical Ab | Method and circuit for detecting cardiac rhythm abnormalities by analyzing time differences between unipolar signals from a lead with a multi-electrode tip |
| US7123953B2 (en) | 2001-12-26 | 2006-10-17 | Mediwave Star Technology Inc. | Method and system for evaluating arrhythmia risk with QT-RR interval data sets |
| SE0200624D0 (sv) | 2002-02-28 | 2002-02-28 | St Jude Medical | Medical device |
| US6882882B2 (en) * | 2002-04-22 | 2005-04-19 | Medtronic, Inc. | Atrioventricular delay adjustment |
| US7043292B2 (en) | 2002-06-21 | 2006-05-09 | Tarjan Peter P | Single or multi-mode cardiac activity data collection, processing and display obtained in a non-invasive manner |
| US6950702B2 (en) | 2002-07-15 | 2005-09-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Use of curvature based features for beat detection |
| US7123954B2 (en) * | 2002-09-19 | 2006-10-17 | Sanjiv Mathur Narayan | Method for classifying and localizing heart arrhythmias |
| US7031764B2 (en) | 2002-11-08 | 2006-04-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management systems and methods using multiple morphology templates for discriminating between rhythms |
| US7076288B2 (en) | 2003-01-29 | 2006-07-11 | Vicor Technologies, Inc. | Method and system for detecting and/or predicting biological anomalies |
| US6985768B2 (en) | 2003-02-28 | 2006-01-10 | Medtronic, Inc. | Physiological event detection |
| US7477932B2 (en) | 2003-05-28 | 2009-01-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac waveform template creation, maintenance and use |
| US7620446B2 (en) | 2003-07-31 | 2009-11-17 | Medtronic, Inc. | Monitoring P-waves to detect degradation of atrial myocardium |
| US7233824B2 (en) * | 2003-10-07 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Secure and efficacious therapy delivery for an extra-systolic stimulation pacing engine |
| US7142916B2 (en) | 2003-10-07 | 2006-11-28 | Medtronic, Inc. | Cardiac pacing modality having improved blanking, timing, and therapy delivery methods for extra-systolic stimulation pacing therapy |
| US7412287B2 (en) | 2003-12-22 | 2008-08-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic sensing vector selection for morphology-based capture verification |
| WO2005112749A1 (en) | 2004-05-12 | 2005-12-01 | Zoll Medical Corporation | Ecg rhythm advisory method |
| US20050288599A1 (en) | 2004-05-17 | 2005-12-29 | C.R. Bard, Inc. | High density atrial fibrillation cycle length (AFCL) detection and mapping system |
| US7206630B1 (en) | 2004-06-29 | 2007-04-17 | Cleveland Medical Devices, Inc | Electrode patch and wireless physiological measurement system and method |
| US7457664B2 (en) | 2005-05-09 | 2008-11-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Closed loop cardiac resynchronization therapy using cardiac activation sequence information |
| US7797036B2 (en) | 2004-11-30 | 2010-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac activation sequence monitoring for ischemia detection |
| US7509170B2 (en) | 2005-05-09 | 2009-03-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic capture verification using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes |
| US8175702B2 (en) * | 2004-11-04 | 2012-05-08 | The Washington University | Method for low-voltage termination of cardiac arrhythmias by effectively unpinning anatomical reentries |
| US7328063B2 (en) | 2004-11-30 | 2008-02-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for arrhythmia classification using atrial signal mapping |
| US7117030B2 (en) | 2004-12-02 | 2006-10-03 | The Research Foundation Of State University Of New York | Method and algorithm for spatially identifying sources of cardiac fibrillation |
| JP2008523929A (ja) * | 2004-12-21 | 2008-07-10 | シドニー ウエスト エリア ヘルス サービス | 電気生理学データの自動処理 |
| US7430446B2 (en) | 2005-01-20 | 2008-09-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and apparatuses for cardiac arrhythmia classification using morphology stability |
| US7567835B2 (en) | 2005-04-18 | 2009-07-28 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying oversensing using far-field intracardiac electrograms and marker channels |
| US20050203502A1 (en) | 2005-04-22 | 2005-09-15 | Boveja Birinder R. | Method and system for monitoring atrial fibrillation ablations with an ablation interface device |
| WO2006131851A1 (en) | 2005-06-09 | 2006-12-14 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Morphograms in different time scales for robust trend analysis in intensive/critical care unit patients |
| WO2006131850A2 (en) | 2005-06-09 | 2006-12-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and apparatus for distinguishing between clinically significant changes and artifacts in patient physiological information |
| DE102005031642B4 (de) * | 2005-07-06 | 2008-05-29 | Siemens Ag | Mobiler Defibrillator |
| US7529578B2 (en) | 2005-07-12 | 2009-05-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi channel approach to capture verification |
| US8838215B2 (en) | 2006-03-01 | 2014-09-16 | Angel Medical Systems, Inc. | Systems and methods of medical monitoring according to patient state |
| US20070055167A1 (en) | 2005-09-02 | 2007-03-08 | Bullinga John R | System and method for analysis of cardiac arrhythmia using timing and variability of relationships between elctrogram features |
| ES2960372T3 (es) | 2005-09-06 | 2024-03-04 | Impulse Dynamics Nv | Aparato para suministrar señales eléctricas a un corazón |
| AU2006291593B2 (en) | 2005-09-12 | 2012-05-24 | Gambro Lundia Ab | Detection of drastic blood pressure changes |
| US8229545B2 (en) | 2005-09-15 | 2012-07-24 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for mapping complex fractionated electrogram information |
| US7974691B2 (en) | 2005-09-21 | 2011-07-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for controlling cardiac resynchronization therapy using cardiac impedance |
| US7657307B2 (en) | 2005-10-31 | 2010-02-02 | Medtronic, Inc. | Method of and apparatus for classifying arrhythmias using scatter plot analysis |
| US7844331B2 (en) | 2005-12-20 | 2010-11-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for controlling anti-tachyarrhythmia pacing using hemodynamic sensor |
| US7751882B1 (en) | 2005-12-21 | 2010-07-06 | Pacesetter, Inc. | Method and system for determining lead position for optimized cardiac resynchronization therapy hemodynamics |
| US9629567B2 (en) * | 2006-01-12 | 2017-04-25 | Biosense Webster, Inc. | Mapping of complex fractionated atrial electrogram |
| US7729753B2 (en) | 2006-03-14 | 2010-06-01 | Cardionet, Inc. | Automated analysis of a cardiac signal based on dynamical characteristics of the cardiac signal |
| CN1843293B (zh) * | 2006-03-21 | 2010-04-14 | 李方洁 | 一种长程心电数据分析的方法 |
| US7761142B2 (en) | 2006-03-29 | 2010-07-20 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a medical device |
| US8095205B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-01-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for verifying a determined cardiac event in a medical device based on detected variation in hemodynamic status |
| US7774051B2 (en) * | 2006-05-17 | 2010-08-10 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for mapping electrophysiology information onto complex geometry |
| CA2654759A1 (en) | 2006-06-13 | 2007-12-21 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including moving catheter and multi-beat integration |
| US7729752B2 (en) | 2006-06-13 | 2010-06-01 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including resolution map |
| US7505810B2 (en) | 2006-06-13 | 2009-03-17 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including preprocessing |
| US7515954B2 (en) | 2006-06-13 | 2009-04-07 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including moving catheter and multi-beat integration |
| GB0618522D0 (en) | 2006-09-20 | 2006-11-01 | Imp Innovations Ltd | Atrial fibrillation analysis |
| US7890163B2 (en) | 2006-10-19 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for detecting fibrillation using cardiac local impedance |
| US7738948B2 (en) | 2006-10-31 | 2010-06-15 | Medtronic, Inc. | Form parameter forecaster for analyzing signals distorted by noise |
| US7751873B2 (en) | 2006-11-08 | 2010-07-06 | Biotronik Crm Patent Ag | Wavelet based feature extraction and dimension reduction for the classification of human cardiac electrogram depolarization waveforms |
| US7996055B2 (en) | 2006-12-29 | 2011-08-09 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Cardiac navigation system including electrode array for use therewith |
| US7907994B2 (en) | 2007-01-11 | 2011-03-15 | Biosense Webster, Inc. | Automated pace-mapping for identification of cardiac arrhythmic conductive pathways and foci |
| US7890172B2 (en) | 2007-01-18 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing output configuration selection for cardiac resynchronization therapy patients |
| US7930020B2 (en) | 2007-04-27 | 2011-04-19 | Medtronic, Inc. | Morphology based arrhythmia detection |
| US8095206B2 (en) | 2007-05-01 | 2012-01-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for detecting arrhythmias in a medical device |
| EP2155057A4 (en) | 2007-05-08 | 2012-03-14 | Bard Inc C R | FAST 3D MAPPING USING POSITION DATA OF MULTIPLE ELECTRODES |
| US8588885B2 (en) | 2007-05-09 | 2013-11-19 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Bendable catheter arms having varied flexibility |
| US7801594B1 (en) | 2007-10-22 | 2010-09-21 | Pacesetter, Inc. | Morphology discrimination based on inflection point-related information |
| US8396541B2 (en) | 2007-10-24 | 2013-03-12 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Signal analysis of cardiac and other patient medical signals |
| US8666483B2 (en) | 2007-10-24 | 2014-03-04 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for cardiac medical condition detection and characterization |
| US20090112199A1 (en) | 2007-10-25 | 2009-04-30 | Siemens Medical Solutions Usa,Inc. | Ep signal mapping-based optical ablation for patient monitoring and medical applications |
| US8165676B2 (en) | 2007-12-21 | 2012-04-24 | Medtronic, Inc. | Optical sensor and method for detecting a patient condition |
| US8929975B2 (en) | 2008-04-11 | 2015-01-06 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for heart monitoring, characterization and abnormality detection |
| CN102014745B (zh) | 2008-05-09 | 2013-06-19 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 患者的非接触呼吸监测 |
| US8676303B2 (en) | 2008-05-13 | 2014-03-18 | The Regents Of The University Of California | Methods and systems for treating heart instability |
| US7985185B2 (en) | 2008-06-03 | 2011-07-26 | Biotronik Crm Patent Ag | Heart monitoring apparatus |
| US8050751B2 (en) | 2008-07-31 | 2011-11-01 | Medtronic, Inc. | Periodic beat detection to detect artifacts in a cardiac electrogram |
| CN101640538A (zh) | 2008-08-01 | 2010-02-03 | 扬智科技股份有限公司 | 模拟数字转换器 |
| KR20110082038A (ko) | 2008-10-09 | 2011-07-15 | 더 리젠츠 오브 더 유니버시티 오브 캘리포니아 | 생물학적 리듬 장애의 검출, 진단 및 치료를 위한 방법, 시스템 및 장치 |
| CN101461711A (zh) | 2009-01-12 | 2009-06-24 | 复旦大学 | 基于标准化斜率绝对值标准差的可电击复律心律识别算法 |
| US8491487B2 (en) | 2009-02-11 | 2013-07-23 | Edwards Lifesciences Corporation | Detection of parameters in cardiac output related waveforms |
| US8265741B2 (en) | 2009-02-23 | 2012-09-11 | Biotronik Crm Patent Ag | Technique for determining signal quality in a physiologic sensing system using high frequency sampling |
| US20100239627A1 (en) | 2009-03-20 | 2010-09-23 | Wilson Kurt Whitekettle | Quarternary ammonium salts delivery systems |
| US8301233B2 (en) | 2009-03-31 | 2012-10-30 | Medtronic, Inc. | Detecting a condition of a patient using a probability-correlation based model |
| US8460196B2 (en) | 2009-05-29 | 2013-06-11 | Atlantis Limited Partnership | Method and apparatus for monitoring brain activity |
| US10398326B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-09-03 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
| US9332915B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-05-10 | The Regents Of The University Of California | System and method to identify sources associated with biological rhythm disorders |
| US10434319B2 (en) | 2009-10-09 | 2019-10-08 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
| US9392948B2 (en) | 2011-12-09 | 2016-07-19 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources for biological rhythms |
| US8321005B2 (en) | 2009-10-13 | 2012-11-27 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for continuous cardiac pathology detection and characterization |
| US8412327B2 (en) | 2009-11-18 | 2013-04-02 | Pacesetter, Inc. | Cardiac resynchronization therapy optimization using vector measurements obtained from realtime electrode position tracking |
| EP2353644B1 (de) | 2010-02-09 | 2012-07-04 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Kardioverter/Defibrillator und Signalverarbeitungsvorrichtung zur Klassifikation intrakardialer Signale |
| GB201004743D0 (en) | 2010-03-22 | 2010-05-05 | Univ Leicester | Method and apparatus for evaluating cardiac function |
| AU2011237661B2 (en) | 2010-04-08 | 2015-05-21 | The Regents Of The University Of California | Methods, system and apparatus for the detection, diagnosis and treatment of biological rhythm disorders |
| US8442624B2 (en) | 2010-05-12 | 2013-05-14 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System for cardiac medical condition detection |
| US9271680B2 (en) | 2010-09-17 | 2016-03-01 | Cardioinsight Technologies, Inc. | System and methods for computing activation maps |
| US8340766B2 (en) | 2010-10-07 | 2012-12-25 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and system for identifying cardiac arrhythmia driver sites |
| US9277872B2 (en) | 2011-01-13 | 2016-03-08 | Rhythmia Medical, Inc. | Electroanatomical mapping |
| US9002442B2 (en) | 2011-01-13 | 2015-04-07 | Rhythmia Medical, Inc. | Beat alignment and selection for cardiac mapping |
| US8433398B2 (en) | 2011-03-10 | 2013-04-30 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Signal analysis system for heart condition determination |
| EP2699152B1 (en) | 2011-04-22 | 2015-11-04 | Topera, Inc. | Basket style cardiac mapping catheter having an atraumatic basket tip for detection of cardiac rhythm disorders |
| US9050006B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-06-09 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| US8165666B1 (en) | 2011-05-02 | 2012-04-24 | Topera, Inc. | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| US9107600B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-08-18 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
| WO2012151301A1 (en) | 2011-05-02 | 2012-11-08 | Topera, Inc. | System and method for targeting heart rhythm disorders using shaped ablation |
| JP5865136B2 (ja) | 2012-03-15 | 2016-02-17 | 日本光電工業株式会社 | Ｒｉ計測報知装置、および計測報知プログラム |
| JP2013218822A (ja) | 2012-04-05 | 2013-10-24 | Yazaki Corp | コネクタ組付け構造及びコネクタ組付け方法 |
| US9295399B2 (en) | 2012-06-20 | 2016-03-29 | Intermountain Invention Management, Llc | Atrial fibrillation treatment systems and methods |
| WO2014058484A1 (en) | 2012-06-20 | 2014-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Augmented signal vector analysis to suppress global activation during electrophysiology mapping |
| US9031642B2 (en) | 2013-02-21 | 2015-05-12 | Medtronic, Inc. | Methods for simultaneous cardiac substrate mapping using spatial correlation maps between neighboring unipolar electrograms |
| US8715199B1 (en) | 2013-03-15 | 2014-05-06 | Topera, Inc. | System and method to define a rotational source associated with a biological rhythm disorder |
| US9427169B2 (en) | 2013-05-08 | 2016-08-30 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Analysis and detection for arrhythmia drivers |
| EP3065633A4 (en) | 2013-11-04 | 2017-07-05 | North Western University | System and method for determining electrogram morphology recurrence patterns and rates during atrial fibrillation |
| JP6345806B2 (ja) | 2014-06-20 | 2018-06-20 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | 心臓組織のマッピングのための医療装置 |
-
2011
- 2011-04-06 AU AU2011237661A patent/AU2011237661B2/en not_active Ceased
- 2011-04-06 WO PCT/US2011/031468 patent/WO2011127209A1/en active Application Filing
- 2011-04-06 KR KR1020127029390A patent/KR20130057998A/ko not_active Application Discontinuation
- 2011-04-06 CN CN201180025879.XA patent/CN102917638B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2011-04-06 KR KR1020127029389A patent/KR20130057997A/ko not_active Application Discontinuation
- 2011-04-06 MX MX2015010264A patent/MX340276B/es unknown
- 2011-04-06 WO PCT/US2011/031470 patent/WO2011127211A2/en active Application Filing
- 2011-04-06 RU RU2012146904/14A patent/RU2556974C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2011-04-06 AU AU2011237659A patent/AU2011237659B2/en not_active Ceased
- 2011-04-06 CN CN201510647078.7A patent/CN105361877A/zh active Pending
- 2011-04-06 JP JP2013503930A patent/JP5936141B2/ja active Active
- 2011-04-06 CN CN201510647098.4A patent/CN105361878A/zh active Pending
- 2011-04-06 EP EP11715804.8A patent/EP2555674B1/en active Active
- 2011-04-06 RU RU2012146906/14A patent/RU2559639C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2011-04-06 CN CN201510645409.3A patent/CN105361876A/zh active Pending
- 2011-04-06 MX MX2012011614A patent/MX2012011614A/es active IP Right Grant
- 2011-04-06 CN CN201510647132.8A patent/CN105361879A/zh active Pending
- 2011-04-06 RU RU2015123927/14A patent/RU2015123927A/ru not_active Application Discontinuation
- 2011-04-06 MX MX2012011613A patent/MX2012011613A/es active IP Right Grant
- 2011-04-06 CA CA2795770A patent/CA2795770A1/en not_active Abandoned
- 2011-04-06 JP JP2013503931A patent/JP5946187B2/ja active Active
- 2011-04-06 RU RU2015122311/14A patent/RU2015122311A/ru not_active Application Discontinuation
- 2011-04-06 BR BR112012025468A patent/BR112012025468A2/pt not_active IP Right Cessation
- 2011-04-06 CN CN201180025878.5A patent/CN102917637B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2011-04-06 US US13/081,411 patent/US8700140B2/en active Active
- 2011-04-06 EP EP11715803.0A patent/EP2555673B1/en active Active
- 2011-04-06 CA CA2795767A patent/CA2795767C/en not_active Expired - Fee Related
- 2011-04-06 BR BR112012025470A patent/BR112012025470A2/pt not_active IP Right Cessation
-
2012
- 2012-10-05 MX MX2015010265A patent/MX340275B/es unknown
- 2012-10-09 IL IL222251A patent/IL222251A0/en not_active IP Right Cessation
- 2012-10-09 IL IL222252A patent/IL222252A/en not_active IP Right Cessation
-
2013
- 2013-12-20 US US14/137,929 patent/US8868169B2/en active Active
-
2014
- 2014-03-31 US US14/231,600 patent/US9089269B2/en active Active
- 2014-08-29 US US14/473,112 patent/US9717436B2/en active Active
-
2015
- 2015-06-12 US US14/738,626 patent/US9241667B2/en active Active
- 2015-08-06 AU AU2015210402A patent/AU2015210402A1/en not_active Abandoned
- 2015-08-07 AU AU2015210445A patent/AU2015210445A1/en not_active Abandoned
- 2015-11-30 IL IL242842A patent/IL242842A/en not_active IP Right Cessation
- 2015-12-10 US US14/965,388 patent/US9549684B2/en active Active
-
2016
- 2016-04-28 JP JP2016090299A patent/JP6272388B2/ja active Active
-
2017
- 2017-07-13 US US15/649,494 patent/US10856760B2/en active Active
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5868680A (en) * | 1997-09-23 | 1999-02-09 | The Regents Of The University Of California | Quantitative characterization of fibrillatory spatiotemporal organization |
| RU2295985C2 (ru) * | 2002-08-05 | 2007-03-27 | Япония, Представленная Президентом Национального Сосудистого Центра | Система медицинского лечения, использующая альтернативную функцию биологического регулирования; система электрокардиостимуляции, основанная на системе медицинского лечения, система регулирования артериального давления и система лечения сердечных заболеваний |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| HEART RHYTHM, ELSEVIER, vol.3, no.10, 01.10.2006. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2665019C1 (ru) * | 2017-08-22 | 2018-08-24 | федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный медицинский исследовательский центр профилактической медицины" Министерства здравоохранения Российской Федерации (ФГБУ "НМИЦ ПМ" Минздрава России) | Способ выявления нарушений ритма и проводимости сердца у пациентов с эпилепсией при помощи имплантированного подкожного петлевого регистратора ЭКГ |
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2556974C2 (ru) | Способы, система и устройство для обнаружения, диагностики и лечения нарушений биологического ритма | |
| US10092196B2 (en) | Method for analysis of complex rhythm disorders | |
| EP2705464B1 (en) | System and method for targeting heart rhythm disorders using shaped ablation |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20200407 |