自动起搏后间期测量和显示的制作方法

1.本发明涉及一种用于信号处理的方法和系统。更具体地讲，本发明涉及用于一种用于信号处理的方法和系统，该方法和系统提供自动起搏后间期测量和显示。


背景技术：

2.诸如心律失常的心脏病症的治疗通常需要通过导管进行起搏来分析心脏组织的特定区域或焦点。起搏是一种用于通过以下方式来识别心律失常源(即，焦点)的技术：使用导管的电极提供非常短的电流脉冲以激活给定区域(例如，起搏/采集位点)中的组织并且从特定点生成电波(例如，来自电路的可激间隙的窦性节律)。给定区域可以较大，类似于除颤器的电极贴片所覆盖的区域。窦性节律类似于多米诺骨牌，因为窦性节律的波一个接一个地跟随。
3.起搏的一个方面包括识别起搏后间期(ppi)。ppi通常是最后一个起搏信号到下一个自动活动的时间。在一些情况下，ppi可为最后一个受激波阵面到达电路的可激间隙、围绕电路行进并返回到起搏/采集位点(例如，给定区域)所需的时间。如果起搏位点位于电路中(例如，给定区域与特定点重合)，则ppi等于心动过速周长(tcl)。然而，随着起搏位点离电路的距离增加，ppi-tcl差值也相应地增加。
4.通常，心脏医师手动确定ppi。例如，心脏医师提供模拟起搏信号并手动确定模拟起搏信号返回到起搏/采集位点的ppi(例如，200毫秒)。然后，对于该ppi，心脏医师结合临床认识。然而，该常规确定既耗时又易于产生不准确性。自动观察和/或确定ppi将是有利的。因此，需要一种用于自动ppi测量和显示的方法。


技术实现要素：

5.根据一个示例性实施方案，提供了一种方法。所述方法通过确定引擎实现，所述确定引擎作为由处理器执行的处理器可执行代码被存储在存储器上。所述方法包括：确定从解剖结构的至少一部分捕获刺激起搏信号；以及确定刺激起搏信号与来自解剖结构的该部分的后续响应之间的持续时间。所述方法还包括输出持续时间。
6.根据一个或多个实施方案，上述示例性方法实施方案可被实现为设备、系统和/或计算机程序产品。
附图说明
7.通过以举例的方式结合附图提供的以下具体实施方式可得到更详细的理解，其中附图中类似的附图标号指示类似的元件，并且其中：
8.图1示出了根据一个或多个实施方案的可以实现本公开主题的一个或多个特征的示例性系统的图示。
9.图2示出了根据一个或多个实施方案的用于自动起搏后间期测量和显示的示例性系统的框图；
10.图3示出了根据一个或多个实施方案的示例性方法；
11.图4示出了根据一个或多个示例性实施方案的示例性方法；并且
12.图5示出了根据一个或多个实施方案的示例性接口。
具体实施方式
13.本文公开了一种用于信号处理的起搏和诊断方法和系统，并且该起搏和诊断方法和系统对信号的处理至少涉及自动ppi测量和显示。更具体地讲，心脏起搏和诊断设备包括处理器可执行代码或软件，该处理器可执行代码或软件必然来源于在由医疗装置设备执行的处理操作和该医疗装置设备的处理硬件，以提供一种用于自动ppi测量和显示的方法。
14.根据一个实施方案，心脏起搏和诊断设备提供特定起搏和捕获操作，该特定起搏和捕获操作涉及相对于解剖结构的组织的电信号的多步操纵，以更精确地理解该结构组织的电生理。为了便于解释，本文相对于标测心脏来描述起搏和诊断方法和系统；然而，任何解剖结构、身体部位、器官或它们的部分可为用于通过本文所述的起搏和诊断方法和系统进行标测的目标。
15.例如，起搏和诊断方法和系统包括确定引擎。即，当起搏和诊断方法和系统执行起搏技术时，起搏和诊断方法和系统需要知道起搏自身发生多长时间(例如，起搏的定时)并识别活动何时通过电极111(例如，测量直到下一个活动的时间)，以及确保起搏对组织进行捕获(例如，焦点的起搏成功)。由于导管未正确接触、在错误时间起搏(诸如自然激活组织)或未实现起搏等原因，始终存在未捕获组织的可能性，因此通过了解电信号如何流经电路(例如，波如何传播)，确定引擎补充了起搏技术。例如，确定从解剖结构的至少一部分捕获刺激起搏信号；确定刺激起搏信号与来自解剖结构的该部分的后续响应之间的持续时间；以及输出持续时间。
16.确定引擎的一个或多个优点、技术效果和/或益处可以包括基于检测到最后刺激信号之后读取的信号，将ppi自动确定在刺激之后提供给心脏医生和医务人员。因此，确定引擎特别地利用并变换医疗装置设备来启用/实现ppi自动确定，否则ppi自动确定为当前不可用或者为当前正在被心脏医生和医务人员执行(例如，使得用户可不需要跟踪最后一次刺激与信号读数之间的时间)。
17.图1是被示为系统100的示例性系统(例如，医疗装置装备)的图，其中可根据一个或多个实施方案来实现本文主题的一个或多个特征。如本文所述，系统100的全部或部分可用于采集信息(例如，生物计量数据和/或训练数据集)和/或用于实现机器学习和/或人工智能算法(例如，确定引擎101)。如图所示，系统100包括探头105，其具有导管110(包括至少一个电极111)、轴112、护套113和操纵器114。如图所示，系统100还包括医师115(或医疗专业人员或临床医生)、心脏120、患者125和床130(或桌子)。需注意，插图140和150更详细地示出了心脏120和导管110。如图所示，系统100还包括控制台160(包括一个或多个处理器161和存储器162)和显示器165。还需注意，系统100的每个元素和/或项目表示该元素和/或该项目中的一者或多者。图1所示的系统100的示例可被修改成实现本文所公开的实施方案。本发明所公开的实施方案可类似地使用其他系统部件和设置来应用。另外，系统100可包括附加部件，诸如用于感测电活动的元件、有线或无线连接器、处理和显示设备等。
18.系统100可用于检测、诊断和/或治疗心脏病症(例如，使用确定引擎101)。心脏病
症诸如心律失常一直为常见和危险的医学病症，在老年人中尤为如此。另外，系统100可为外科系统(例如，由biosense webster销售的系统)的一部分，该外科系统被配置为获得生物计量数据(例如，患者器官(诸如心脏120)的解剖测量结果和电测量结果)并且执行心脏消融规程。更具体地，诸如心律失常的心脏病症的治疗通常需要获得心脏组织、腔室、静脉、动脉和/或电通路的详细标测。例如，成功执行导管消融(如本文所述)的先决条件是心律失常的原因准确地位于心脏120的腔室中。此类定位可经由电生理研究来完成，在该电生理研究期间，用引入到心脏120的腔室中的标测导管(例如，导管110)来空间分辨地检测电势。该电生理研究(所谓的电解剖标测)因此提供可在监视器上显示的3d标测数据。在许多情况下，标测功能和治疗功能(例如，消融)由单个导管或一组导管提供，使得标测导管也同时作为治疗(例如，消融)导管操作。在这种情况下，确定引擎101可由导管110直接存储和执行。
19.在具有正常窦性节律(nsr)的患者(例如，患者125)中，包括心房、心室和兴奋性传导组织的心脏(例如，心脏120)被电激励而以同步的模式化方式跳动。需注意，该电激励可被检测为心内心电图(ic ecg)数据等。
20.在患有心律失常(例如，心房纤颤或afib)的患者(例如，患者125)中，心脏组织的异常区域不遵循与正常传导组织相关联的同步跳动周期，这与患有nsr的患者形成对比。相反，心脏组织的异常区域不正常地向邻近组织传导，从而将心动周期打乱为非同步心律。需注意，该异步心律也可被检测为ic ecg数据。之前已知这种异常传导发生于心脏120的各个区域，例如窦房(sa)结区域中、沿房室(av)结的传导通路，或形成心室和心房心脏腔室的壁的心肌组织中。存在其他状况(诸如颤动)，其中异常传导组织的模式导致折返路径，使得腔室以规则模式跳动，该规则模式可为窦性节律的多倍。
21.为了支持系统100检测、诊断和/或治疗心脏病症，探头105可由医师115导航到躺在床130上的患者125的心脏120中。例如，医师115可穿过护套113插入轴112，同时使用导管110的近侧端部附近的操纵器114和/或从护套113偏转来操纵轴112的远侧端部。如插图140所示，篮形导管110可装配在轴112的远侧端部处。篮形导管110可在塌缩状态下穿过护套113插入并且然后可在心脏120内展开。
22.通常，可将在其远侧尖端处或附近包含电传感器(例如，至少一个电极111)的导管110推进到心脏120中的某点处，用传感器接触组织并获取该点处的数据，通过这种方式来测量心脏120中该点处的电活动。使用仅包含单个远侧尖端电极的导管来标测心脏腔室的一个缺点是在对于腔室总体的详细图所需的必要数量的点上逐点采集数据需要的时间较长。因此，已开发出多电极导管(例如，导管110)以同时在心脏腔室中的多个点处测量电活动。
23.可包括至少一个电极111和耦合到其身体上的导管针的导管110可被配置为获得生物计量数据，诸如体内器官(例如，心脏120)的电信号，和/或消融其组织区域(例如，心脏120的心脏腔室)。需注意，电极111表示任何类似的元件，诸如跟踪线圈、压电换能器、电极、或被配置为消融组织区域或获得生物计量数据的元件的组合。根据一个或多个实施方案，导管110可包括用于确定轨线信息的一个或多个位置传感器。轨线信息可用于推断运动特性，诸如组织的收缩性。
24.生物计量数据(例如，患者生物计量、患者数据或患者生物计量数据)可包括局部
激活时间(lat)、电活动、拓扑、双极性标测、参考活动、心室活动、主频率、阻抗等中的一者或多者。lat可以是基于归一化初始起点来计算的对应于局部激活的阈值活动的时间点。电活动可以是可以基于一个或多个阈值来测量并且可以基于信噪比和/或其他滤波器来感测和/或增强的任何适用的电信号。拓扑结构可以对应于身体部位或身体部位的一部分的物理结构，并且可以对应于物理结构相对于身体部位的不同部分或相对于不同身体部位的变化。主频可以是在身体部位的一部分处普遍存在的频率或频率范围，并且在相同身体部位的不同部分中可以不同。例如，心脏的pv的主频可以不同于同一心脏的右心房的主频。阻抗可以是在身体部位的给定区域处的电阻测量结果。
25.生物计量数据的示例包括但不限于患者识别数据、ic ecg数据、双极性心内参考信号、解剖和电测量、轨线信息、体表(bs)ecg数据、历史数据、脑生物计量、血压数据、超声信号、无线电信号、音频信号、二维或三维图像数据、血糖数据和温度数据。通常可使用生物计量数据以便对任何数量的各种疾病进行监测、诊断和治疗，疾病诸如心血管疾病(例如，心律失常、心肌病和冠状动脉疾病)和自身免疫疾病(例如，i型和ii型糖尿病)。需注意，bs ecg数据可包括从患者表面上的电极收集的数据和信号，ic ecg数据可包括从患者体内的电极收集的数据和信号，并且消融数据可包括从已被消融的组织收集的数据和信号。另外，bs ecg数据、ic ecg数据和消融数据连同导管电极位置数据可从一个或多个规程记录导出。
26.例如，导管110可使用电极111来实现血管内超声和/或mri导管插入以对心脏120进行成像(例如，获得和处理生物计量数据)。插图150以放大视图示出了在心脏120的心脏腔室内的导管110。虽然导管110被示为尖导管，但是应当理解，包括一个或多个电极111的任何形状可用于实现本文公开的实施方案。
27.导管110的示例包括但不限于具有多个电极的线性导管、包括分散在使球囊成形的多个脊上的电极的球囊导管、具有多个电极的套索或环导管，或任何其他适用的形状。线性导管可为完全或部分弹性的，使得其可基于所接收的信号和/或基于在线性导管上施加外力(例如，心脏组织)来扭曲、弯曲和/或以其他方式改变其形状。球囊导管可被设计成使得当部署到患者体内时，其电极可保持抵靠心内膜表面紧密接触。例如，球囊导管可插入内腔诸如肺静脉(pv)内。球囊导管可以收缩状态插入pv中，使得球囊导管在插入pv中时不占据其最大体积。球囊导管可在pv内部膨胀，使得球囊导管上的那些电极与pv的整个圆形节段接触。与pv的整个圆形节段或任何其他内腔的此类接触可实现有效的成像和/或消融。
28.根据其他示例，身体贴片和/或bs电极也可定位在患者125的身体上或患者的身体附近。具有一个或多个电极111的导管110可定位在身体内(例如，心脏120内)，并且导管110的位置可由系统100基于在导管110的一个或多个电极111与身体贴片和/或bs电极之间传输和接收的信号来确定。另外，电极111可感测来自患者125体内的生物计量数据，诸如在心脏120内(例如，电极111实时感测组织的电势)。生物计量数据可与所确定的导管110的位置相关联，使得可显示患者的身体部位(例如，心脏120)的渲染，并且可显示覆盖在身体部位形状上的生物计量数据。
29.探头105和系统100的其他物品可连接到控制台160。控制台160可包括采用机器学习和/或人工智能算法(表示为确定引擎101)的任何计算装置。根据一个实施方案，控制台160包括一个或多个处理器161(任何计算硬件)和存储器162(任何非临时性有形介质)，其
中一个或多个处理器161执行关于确定引擎101的计算机指令，并且存储器162存储这些指令以供一个或多个处理器161执行。例如，控制台160可被配置为接收和处理生物计量数据并且确定给定组织区域是否导电。在一些实施方案中，控制台160还可由确定引擎101(在软件中)编程，以执行以下功能：确定从解剖结构的至少一部分捕获刺激起搏信号；确定刺激起搏信号与来自解剖结构的该部分的后续响应之间的持续时间；以及输出持续时间。根据一个或多个实施方案，确定引擎101可位于控制台160的外部，并且可位于例如导管110中、外部装置中、移动装置中、基于云的装置中，或者可以是独立的处理器。就这一点而言，确定引擎101可以电子形式通过网络传输/下载。
30.在一个示例中，控制台160可以是包括软件(例如，确定引擎101)和/或硬件(例如，处理器161和存储器162)的如本文所述的任何计算装置(诸如通用计算机)，其具有合适的前端和接口电路，以用于向探头105传输信号和从探头接收信号，以及用于控制系统100的其他部件。例如，前端和接口电路包括输入/输出(i/o)通信接口，该输入/输出(i/o)通信接口使得控制台160能够从至少一个电极111接收信号和/或将信号传输到至少一个电极。控制台160可包括通常被配置为现场可编程门阵列(fpga)的实时降噪电路系统，之后是模数(a/d)ecg或心电图描记器或肌电图(emg)信号转换集成电路。控制台160可将信号从a/d ecg或emg电路传递到另一个处理器并且/或者可被编程以执行本文所公开的一个或多个功能。
31.显示器165可为用于生物计量数据的视觉呈现的任何电子设备，该显示器连接到控制台160。根据一个实施方案，在规程期间，控制台160可有利于在显示器165上向医师115呈现身体部位渲染，并且将表示身体部位渲染的数据存储在存储器162中。例如，描绘运动特性的标测图可基于在心脏120中的足够数量的点处采样的轨线信息来渲染/构建。作为示例，显示器165可包括触摸屏，该触摸屏可被配置为除了呈现身体部位渲染之外，还接受来自医疗专业人员115的输入。
32.在一些实施方案中，医师115可使用一个或多个输入设备(诸如触摸板、鼠标、键盘、手势识别设备等)来操纵系统100的元件和/或身体部位渲染。例如，输入设备可用于改变导管110的位置，使得渲染被更新。需注意，显示器165可位于相同的位置或远程位置，诸如单独的医院或单独的医疗保健提供者网络中。
33.根据一个或多个实施方案，系统100还可使用超声、计算机断层扫描(ct)、mri或利用导管110或其他医疗装备的其他医疗成像技术来获得生物计量数据。例如，系统100可使用一个或多个导管110或其他传感器来获得心脏120的ecg数据和/或解剖和电测量结果(例如，生物计量数据)。更具体地，控制台160可通过电缆连接到bs电极，该bs电极包括附连到患者125的粘合剂皮肤贴片。bs电极可以bs ecg数据的形式获得/生成生物计量数据。例如，处理器161可确定导管110在患者125的身体部位(例如，心脏120)内的位置坐标。这些位置坐标可基于在bs电极与导管110的电极111或其他电磁部件之间测量的阻抗或电磁场。附加地或另选地，生成用于导航的磁场的定位垫可位于床130的表面上并且可与床130分离。生物计量数据可传输到控制台160并存储在存储器162中。另选地或除此之外，可使用如本文另外所述的网络将生物计量数据传输到服务器，该服务器可以是本地的或远程的。
34.根据一个或多个实施方案，导管110可被配置为消融心脏120的心脏腔室的组织区域。插图150以放大视图示出了在心脏120的心脏腔室内的导管110。例如，消融电极诸如至
少一个电极111可被配置为向体内器官(例如，心脏120)的组织区域提供能量。能量可以是热能并且可从组织区域的表面开始并延伸到组织区域的厚度中对组织区域造成损伤。相对于消融规程(例如，消融组织、消融位置等)的生物计量数据可被认为是消融数据。
35.根据一个示例，相对于获得生物计量数据，可将多电极导管(例如，导管110)推进到心脏120的腔室中。可获得前后荧光图(ap)和侧向荧光图以建立每个电极的位置和取向。ecg可相对于时间基准(诸如来自bsecg的窦性节律中的p波和/或来自放置在冠状窦(cs)中的导管110的电极111的信号的开始)从与心脏表面接触的电极111中的每一个电极记录，该导管可称为cs导管(csc)。如本文进一步公开的，该系统可区分记录电活动的那些电极和由于不紧密接近心内膜壁而不记录电活动的那些电极。在记录初始ecg之后，可重新定位导管，并且可再次记录荧光图和ecg。然后可根据上述过程的迭代构建电标测图(例如，经由心脏标测)。
36.心脏标测可使用一种或多种技术来实现。一般来讲，心脏区域诸如心脏120的心脏区、组织、静脉、动脉和/或电通路的标测可导致识别问题区域诸如疤痕组织、心律失常源(例如，电转子)、健康区域等。心脏区域可被标测，使得使用显示器提供标测心脏区域的视觉渲染，如本文进一步公开的。另外，心脏标测(其为心脏成像的示例)可包括基于一种或多种模态的标测，诸如但不限于lat、局部激活速度、电活动、拓扑结构、双极性标测图、主频或阻抗。可使用插入患者体内的导管(例如，导管110)来捕获对应于多种模态的数据(例如，生物计量数据)，并且可基于医师115的对应设置和/或偏好来同时或在不同时间提供该数据以用于渲染。
37.作为第一技术的示例，心脏标测可通过根据心脏120内的精确位置感测心脏组织的电特性(例如，lat)来实现。对应的数据(例如，生物计量数据)可通过一个或多个导管(例如，导管110)获取，该导管推进到心脏1120中并且在其远侧尖端中具有电传感器和位置传感器(例如，电极111)。作为具体示例，最初可在心脏120的内表面上的约10个至约20个点上测量位置和电活动。这些数据点通常可足以生成心脏表面的质量令人满意的初步重构或标测图。初步图可与取自附加点处的数据结合，以便产生心脏电活动的更全面的标测图。在临床环境中，积累100个或更多个位点(例如，几千个)处的数据以生成心脏腔室电活动的详细且全面的标测图并不少见。所生成的详细的图可接着作为基础以用于决定例如如本文所述的组织消融的治疗行动过程，以改变心脏电活动的传播和恢复正常心律。
38.另外，可基于心内电势场(例如，其为ic ecg数据和/或双极性心内参考信号的示例)的检测来生成心脏标测。可实施同时获取大量心脏电信息的非接触技术。例如，具有远侧端部部分的导管类型可设置有分布在其表面上并且连接到绝缘电导体以用于连接到信号感测和处理装置的一系列传感器电极。端部部分的尺寸和形状可使得电极与心腔的壁基本上间隔开。可在单次心跳期间检测心内电势场。根据一个示例，传感器电极可分布在位于彼此间隔开的平面中的一系列圆周上。这些平面可垂直于导管的端部部分的长轴。可在端部的长轴的端部处相邻地提供至少两个附加电极。作为更具体的示例，导管可包括四个圆周，其中在每个圆周上等角地间隔开八个电极。因此，在该具体实施中，导管可包括至少34个电极(32个周向电极和2个端部电极)。作为另一个更具体的示例，导管可包括其他多花键导管，诸如五个软柔性分支、八个径向花键、或平行花键锅铲型(例如，其中任一个可具有总共42个电极)。
39.作为电标测或心脏标测的示例，可实现基于非接触式和非膨胀多电极导管(例如，导管110)的电生理心脏标测系统和技术。可用具有多个电极(例如，诸如介于42至122个电极之间)的一个或多个导管110来获得ecg。根据该具体实施，对探头和心内膜的相对几何形状的了解可通过独立的成像模态诸如经食道超声心动图来获得。在独立成像之后，非接触电极可用于测量心脏表面电势并由其构造标测图(例如，在一些情况下，使用双极性心内参考信号)。该技术可包括以下步骤(在独立成像步骤之后)：(a)利用设置在定位在心脏120中的探头上的多个电极来测量电势；(b)确定探头表面和心内膜表面和/或其他参考的几何关系；(c)产生表示所述探头表面和心内膜表面的几何关系的系数矩阵；以及(d)基于电极电势和系数矩阵来确定心内膜电势。
40.根据电标测或心脏标测的另一个示例，可实现用于标测心脏腔室的电势分布的技术和设备。心内多电极标测导管组件可插入心脏120中。标测导管(例如，导管110)组件可包括具有一个或多个整体参考电极(例如，一个或多个电极111)的多电极阵列或配套参考导管。
41.根据一个或多个实施方案，电极可以基本上球形阵列的形式部署，其可通过参考电极或通过与心内膜表面接触的参考导管在空间上以心内膜表面上的点为参考。优选的电极阵列导管可承载多个单独的电极位点(例如，至少24个)。另外，该示例性技术可通过了解阵列上电极位点中的每个电极位点的位置以及了解心脏几何形状来实现。这些位置优选地通过阻抗容积描记术的技术来确定。
42.鉴于电标测或心脏标测并且根据另一个示例，导管110可为心脏标测导管组件，该心脏标测导管组件可包括限定多个电极位点的电极阵列。心脏标测导管组件还可包括内腔以接纳具有远侧尖端电极组件的参考导管，该远侧尖端电极组件可用于探测心脏壁。心脏标测导管组件可包括绝缘线的编织物(例如，在编织物中具有24至64根线)，并且每根线可用于形成电极位点。心脏标测导管组件可易于定位在心脏120中以用于从第一组非接触电极位点和/或第二组接触电极位点采集电活动信息。
43.另外，根据另一个示例，可在心脏内实现标测电生理活动的导管110可包括适于递送用于对心脏起搏的刺激脉冲的远侧尖端或用于消融与尖端接触的组织的消融电极。该导管110还可包括至少一对正交电极以生成指示邻近正交电极的局部心脏电活动的差值信号。
44.如本文所述，系统100可用于检测、诊断和/或治疗心脏病症。在示例性操作中，用于测量心脏腔室中的电生理数据的过程可由系统100实现。过程可部分地包括将一组有源电极和无源电极定位到心脏120中，向有源电极供应电流，由此在心脏腔室中生成电场，以及测量无源电极位点处的电场。无源电极包含在定位在球囊导管的可充胀球囊上的阵列中。在优选的实施例中，该阵列据称具有60至64个电极。
45.作为另一个示例性操作，心脏标测可由系统100使用一个或多个超声换能器来实现。超声换能器可插入患者的心脏120中，并且可在心脏120内的各种位置和取向处收集多个超声切片(例如，二维或三维切片)。给定超声换能器的位置和取向可以是已知的，并且可以存储所收集的超声切片，使得它们可以在稍后的时间显示。可显示与探头105(例如，被示为导管110的治疗导管)在稍后的时间的位置对应的一个或多个超声切片，并且探头105可覆盖在一个或多个超声切片上。
46.鉴于系统100，需注意包括房性心律失常在内的心律失常可为多子波折返型，其特征在于分散在心房腔室周围并通常自传播的电脉冲的多个异步环(例如，ic ecg数据的另一个示例)。另选地，或除多子波折返型外，诸如当心房内孤立的组织区域以快速重复的方式自主搏动时，心律失常还可具有病灶源(例如，ic ecg数据的另一个示例)。室性心动过速(v-tach或vt)是一种源于心脏的心室之一的心动过速或快速心律(例如，心动过速可以是每分钟100次心跳以上的心率)。这是一种可能危及生命的心律失常，因为它可以导致心室纤颤和猝死。
47.例如，当窦房结所生成的正常电脉冲(例如，ic ecg数据的另一个示例)被起源于心房静脉和pv的致使不规则脉冲传输至心室的紊乱电脉冲淹没时，会发生afib。不规则心跳产生并且可能持续数分钟至数周，或甚至数年。afib通常是通常由于中风而导致死亡风险的小幅增加的慢性病症。afib的线治疗是减慢心率或使心律恢复正常的药物治疗。另外，患有afib的人通常会被给予抗凝剂，以防止他们有中风的风险。使用此类抗凝血剂会伴随其自身带有的内出血风险。对于一些患者，药物治疗是不够的，并且他们的afib被视为药物难治性的，即用标准药物干预是无法医治的。也可使用同步电复律来使afib转变至正常心律。另选地，通过导管消融治疗afib患者。
48.基于导管消融的治疗可包括标测心脏组织的电特性(尤其是心内膜和心脏容量)，以及通过施加能量来对心脏组织进行选择性地消融。电标测或心脏标测(例如，由本文所述的任何电生理学心脏标测系统和技术实现)包括创建沿着心脏组织的波传播的电势的标测图(例如，电压标测图)或到各种组织定位点的到达时间的标测图(例如，lat标测图)。电标测或心脏标测(例如，心脏标测图)可用于检测局部心脏组织功能障碍。消融，诸如基于心脏标测的消融，可停止或改变不需要的电信号从心脏120的一个部分传播到另一部分。
49.消融过程通过形成非导电消融灶来损坏不需要的电通路。已经公开了多种用于形成消融灶的能量递送形式，并且包括使用微波、激光和更常见的射频能量来沿心脏组织壁形成传导阻滞。能量递送技术的另一个示例包括不可逆电穿孔(ire)，其提供损坏细胞膜的高电场。在两步规程(例如，标测然后消融)中，通常通过将包含一个或多个电传感器(或电极111)的导管110推进到心脏120中并且获得/获取多个点处的数据(例如，一般如生物计量数据，或具体地如ecg数据)来感应并测量心脏120内的各个点处的电活动。然后利用该ecg数据来选择将要执行消融的心内膜目标区域。
50.随着临床医生治疗越来越具挑战性的病症诸如心房颤动和室性心动过速，心脏消融和其他心脏电生理规程变得日益复杂。复杂性心律失常的治疗可仅依赖于使用三维(3d)标测系统以便重构感兴趣心脏腔室的解剖结构。就这一点而言，本文的系统100所采用的确定引擎101一般地操纵和评估生物计量数据或具体地ecg数据以产生改进的组织数据，该改进的组织数据实现更准确的诊断、图像、扫描和/或标测图以用于治疗异常心跳或心律失常。例如，心脏病专家依赖于软件，诸如由biosense webster,inc.(加利福尼亚州钻石吧)生产的33d标测系统的复杂碎裂心房电图(cfae)模块，以生成并分析ecg数据。系统100的确定引擎101增强该软件以生成和分析改进的生物计量数据，这进一步提供了关于心脏120(包括疤痕组织)的电生理特性的多条信息，这些信息表示afib的心脏基质(解剖和功能)。
51.因此，系统100可实现3d标测系统诸如33d标测系统，以便在异常ecg检
测方面定位心肌症的潜在致心律失常基质。与这些心脏病症相关的基质与心室腔室(右和左)的心内膜层和/或心外膜层中的碎裂和延长ecg的存在相关。一般来讲，异常组织的特征在于低电压ecg。然而，心内-心外膜标测中的初始临床经验指示低电压区域并不总是作为唯一的致心律失常机制存在于此类患者中。事实上，低电压或中电压的区域可在窦性节律期间表现出ecg碎裂和延长的活动，窦性节律对应于在持续和组织室性心律失常期间识别的关键峡部，例如，仅适用于非耐受室性心动过速。此外，在许多情况下，在显示正常或接近正常电压振幅(》1-1.5mv)的区域中观察到ecg碎裂和延长的活动。虽然后一区域可根据电压振幅来评估，但根据心内信号不能将它们视为正常的，因此表示真实的致心律失常的基质。3d标测能够将致心律失常基质定位在右/左心室的心内膜层和/或心外膜层上，这可根据主要疾病的扩展而在分布上变化。
52.作为另一个示例性操作，心脏标测可由系统100使用一个或多个多电极导管(例如，导管110)来实现。多电极导管用于刺激和标测心脏120中的电活动并且用于消融异常电活动的位点。使用时，将多电极导管插入到主静脉或动脉例如股静脉中，并且随后引导到所关注的心脏120的腔室中。典型消融规程涉及将在其远侧端部处具有至少一个电极111的导管110插入到心脏腔室中。提供胶粘到患者的皮肤的参考电极，或通过定位在心脏中或心脏附近或选自导管110的一个或其他电极111的第二导管来提供参考电极。射频(rf)电流被施加至消融导管110的尖端电极111，并且电流通过围绕其的介质(例如，血液和组织)流向该参考电极。电流的分布取决于与血液相比电极表面与组织接触的量，血液具有比组织更高的导电率。由于组织的电阻，发生组织的加热。组织被充分加热而致使心脏组织中的细胞破坏，从而导致在心脏组织内形成不导电的消融灶。在这个过程中，由于从加热组织至电极本身的传导，还发生对尖端电极111的加热。如果电极温度变得足够高，可能高于60℃，则可在电极111的表面上形成脱水血蛋白的薄透明涂层。如果温度继续升高，则该脱水层可变得越来越厚，导致在电极表面上的血液凝结。因为脱水生物材料具有比心内膜组织更高的电阻，所以对于进入组织的电能量流的阻抗也增大。如果阻抗充分地增加，则出现阻抗上升，并且必须将导管110从体内移除并清理尖端电极111。
53.现在转到图2，示出了根据一个或多个实施方案的其中可实现本公开主题的一个或多个特征的系统200的图示。相对于患者202(例如，图1的患者125的示例)，系统200包括设备204、本地计算装置206、远程计算系统208、第一网络210和第二网络211。另外，设备204可包括生物计量传感器221(例如，图1的导管110的示例)、处理器222、用户输入(ui)传感器223、存储器224和收发器225。需注意，为了便于解释和简洁，图1的确定引擎101在图2中被重复使用。
54.根据一个实施方案，设备204可以是图1的系统100的示例，其中设备204可包括患者内部的部件和患者外部的部件两者。根据一个实施方案，设备204可以是包括可附接贴片(例如，附接到患者皮肤)的患者202外部的设备。根据另一个实施方案，设备204可在患者202的身体内部(例如，皮下植入)，其中设备204可经由任何适用的方式插入患者202中，包括口服注射、经由静脉或动脉的外科插入、内窥镜规程或腹腔镜规程。根据一个实施方案，虽然在图2中示出了单个设备204，但示例性系统可包括多个设备。
55.因此，设备204、本地计算装置206和/或远程计算系统208可被编程为执行相对于确定引擎101的计算机指令。例如，存储器223存储这些指令以供处理器222执行，使得设备
204可经由生物计量传感器201接收和处理生物计量数据。这样，处理器222和存储器223表示本地计算装置206和/或远程计算系统208的处理器和存储器。
56.设备204、本地计算装置206和/或远程计算系统208可以是单独或共同存储、执行和实现确定引擎101及其功能的软件和/或硬件的任何组合。另外，设备204、本地计算装置206和/或远程计算系统208可为电子计算机框架，包括和/或采用利用各种通信技术的任何数量和组合的计算装置和网络，如本文所述。设备204、本地计算装置206和/或远程计算系统208可易于缩放、扩展和模块化，具有改变为不同服务或独立于其他特征重新配置一些特征的能力。
57.网络210和211可以是有线网络、无线网络或包括一个或多个有线和无线网络。根据一个实施方案，网络210是近程网络(例如，局域网(lan)或个人局域网(pan))的示例。可使用各种近程无线通信协议(诸如蓝牙、wi-fi、zigbee、z-wave、近场通信(nfc)、ultra-band、zigbee或红外(ir))中的任何一种经由网络210在设备204与本地计算装置206之间发送信息。另外，网络211是以下中的一者或多者的示例：内联网、局域网(lan)、广域网(wan)、城域网(man)、直接连接或一系列连接、蜂窝电话网络，或者能够促进本地计算装置206和远程计算系统208之间的通信的任何其他网络或介质。可使用各种远程无线通信协议(例如，tcp/ip、http、3g、4g/lte、或5g/新无线电)中的任何一种经由网络211发送信息。需注意，对于网络210和211中的任一者，有线连接可使用以太网、通用串行总线(usb)、rj-11来实现，或者任何其他有线连接和无线连接可使用wi-fi、wimax、以及蓝牙、红外、蜂窝网络、卫星或任何其他无线连接方法来实现。
58.在操作中，设备204可连续地或周期性地获得、监测、存储、处理与患者202相关联的生物计量数据，并且经由网络210传送该生物计量数据。另外，设备204、本地计算装置206和/或远程计算系统208通过网络210和211进行通信(例如，本地计算装置206可被配置为设备204和远程计算系统208之间的网关)。例如，设备204可以是图1的系统100的示例，其被配置为经由网络210与本地计算装置206通信。本地计算装置206可以是例如固定/独立设备、基站、台式计算机/膝上型计算机、智能电话、智能手表、平板电脑、或被配置为经由网络211和210与其他设备进行通信的其他设备。被实现为网络211上或连接到网络的物理服务器或网络211的公共云计算提供商(例如，amazon web services)中的虚拟服务器的远程计算系统208可被配置为经由网络211与本地计算装置206通信。因此，与患者202相关联的生物计量数据可在整个系统200中传送。
59.现在描述设备204的元件。生物计量传感器221可包括例如一个或多个换能器，该一个或多个换能器被配置为将一个或多个环境条件转换成电信号，使得观察/获得/采集不同类型的生物计量数据。例如，生物计量传感器221可包括以下中的一者或多者：电极(例如，图1的电极111)、温度传感器(例如，热电偶)、血压传感器、血糖传感器、血氧传感器、ph传感器、加速度计和麦克风。
60.在执行确定引擎101时，处理器222可被配置为接收、处理和管理由生物计量传感器221获取的生物计量数据，并且经由收发器225将生物计量数据传送到存储器224以用于存储和/或跨网络210。来自一个或多个其他设备204的生物计量数据也可由处理器222通过收发器225接收。如下面更详细描述的，处理器222可被配置为选择性地响应从ui传感器223接收的不同轻击模式(例如，单击或双击)，使得可基于检测的模式激活贴片的不同任务(例
如，数据的获取、存储或传输)。在一些实施方案中，处理器222可相对于检测手势生成可听反馈。
61.ui传感器223包括例如被配置为接收用户输入诸如轻击或触摸的压电传感器或电容传感器。例如，响应于患者202轻击或接触设备204的表面，可控制ui传感器223以实现电容耦合。手势识别可经由各种电容类型中的任何一种来实现，诸如电阻电容、表面电容、投射电容、表面声波、压电和红外触摸。电容传感器可设置在小区域处或表面的长度上，使得表面的轻击或触摸激活监测装置。
62.存储器224是任何非临时性有形介质，诸如磁性存储器、光学存储器或电子存储器(例如，任何合适的易失性存储器和/或非易失性存储器，诸如随机存取存储器或硬盘驱动器)。存储器224存储计算机指令以供处理器222执行。
63.收发器225可包括单独的发射器和单独的接收器。另选地，收发器225可包括集成到单个装置内的发射器和接收器。
64.在操作中，设备204利用确定引擎101经由生物计量传感器221观察/获得患者202的生物计量数据，将生物计量数据存储在存储器中，并且经由收发器225跨系统200共享该生物计量数据。然后，确定引擎101可以利用模型、神经网络、机器学习和/或人工智能来基于检测到最后刺激信号之后读取的信号，将ppi自动确定ppi在刺激之后提供给心脏医师和医务人员。
65.现在转到图3，示出了根据一个或多个示例性实施方案的(例如，由图1和/或图2的确定引擎101执行的)方法300。方法300解决了通过提供电信号的多步操纵来自动跟踪最后一次激励与信号读数之间的时间的需要，该多步操纵使得能够以更高的精度改善对电生理的理解。
66.该方法在框320处开始，其中确定引擎101确定从解剖结构的至少一部分捕获刺激起搏信号。如本文所述，解剖结构可以是任何解剖结构、身体部分、器官，或它们的部分(例如，诸如心脏或者心脏的心室或心房)，可以是用于起搏、标测和诊断的目标。另外，起搏可由与身体贴片和/或bs电极结合的一个或多个导管110(例如，多电极标测导管和/或csc)来实现。
67.刺激起搏信号包括来自使用导管110的电极111的起搏的至少一个信号(例如，电起搏信号)。需注意，一般来讲，起搏可以是一系列连续信号(例如，信号1、2和3)。在这种情况下，系统100观察序列的末尾以执行方法300来确定捕获到刺激起搏信号(并且检测到下一个自然活动事件)。另外，需注意，每个顺序起搏信号的间期可变化(例如，信号1具有c1间期，信号2具有c1间期，并且间隔3具有c2间期)。
68.根据一个或多个，捕获刺激起搏信号可由系统100的专用硬件(例如，知道何时发生起搏的起搏机构)和/或由确定引擎101的高级参考算法(ara)(例如，其知道何时发生起搏)来执行。需注意，当存在捕获时，系统100的专用硬件和/或确定引擎101的ara认识到已获得对解剖结构的控制。
69.例如，当对心脏进行起搏时，如果心房被适当地捕获，则系统100和/或确定引擎101根据起搏(心室可根据起搏收缩)检测到心室活动。实际上，当在第一次起搏之后检测到100毫秒的bs信号时，系统100和/或确定引擎101确定：心脏组织正被影响，心脏活动与起搏同步，并且心脏被捕获；在第二次起搏之后检测到相同100毫秒的另一个bs信号；等等。然
而，如果心室活动与起搏无关或不存在同步，则系统100和/或确定引擎101认识到不影响热组织并且不存在组织捕获(例如，尚未获得对心脏的控制)。
70.根据一个或多个实施方案，在csc在cs内处于静止(例如，相对于多电极标测导管处于静止)的情况下，csc可使用不应期来检测适当的心房捕获(例如，由于电信号通过csc在cs中的传导不同于通过多电极标测导管在心脏中的其他地方的传导)。例如，如果心动过速围绕左心房循环出现，则csc检测心动过速的波的顺序和方向(在这些电信号循环出现时)以及任何对应的形态。相比之下，在起搏期间，电起搏信号以不同方式使csc清除，因为电起搏信号具有与心动过速波不同的顺序、方向和形态。检测到该差值时向csc(以及相应地，向确定引擎101)指示：左心房正确有效并且心脏被起搏捕获。
71.根据一个或多个实施方案，用于捕获检测的方法可利用心脏120中一个或多个导管110的存在。例如，当正确捕获有效时，cs导管上的激活序列可发生改变(例如，心脏120中的待定波阵面传播以及起搏位点位置)。在一些情况下，随着形态在起搏前条件与起搏条件之间发生变化，测量变化以评估捕获是否成功。另外，在一些场景中(例如，在隔离pv中的起搏来自多电极导管时)，可在成功捕获之后识别“局部捕获”。
72.在框340处，确定引擎101确定刺激起搏信号与来自解剖结构的该部分的后续响应之间的持续时间。后续响应包括从受电起搏信号(例如，来自电路的可激间隙的窦性节律)影响的特定点接收电波。就这一点而言，确定引擎101测量发送到心脏组织的最后电起搏信号与来自心脏组织的第一活动波之间的时间。对时间的测量产生ppi。
73.在框360处，确定引擎101输出持续时间。确定引擎101可在标测图背景下输出持续时间，诸如通过显示器165向医师115提供解剖结构的视觉渲染。确定引擎101可以输出用于存储在存储器162中的持续时间。
74.现在转到图4，示出了根据一个或多个示例性实施方案的(例如，由图1和/或图2的确定引擎101执行的)方法400。方法400通常基于以下方式来自动确定ppi：首先确定受激起搏信号触发了器官区域，然后在最后此类受激起搏信号触发了器官区域之后检测后续自动电活动。为了确定受激起搏信号是否触发了器官区域，可观察一个或多个因素，包括对器官区域(例如，心室或心房)的理解。
75.该方法在框410处开始，其中确定引擎101向解剖结构的一部分提供刺激起搏信号(例如，确定引擎101正在进行起搏)。可在第一时间(例如，t0)提供刺激起搏信号。结合提供刺激起搏信号，确定引擎101可捕获和/或检测附加信息。更多附加信息可包括但不限于生物计量数据和/或训练数据集(例如，lat、电活动、拓扑结构、双极性标测、参考活动、心室活动、主频、阻抗等中的一者或多者)，以及起搏协议参数(例如，起搏间期、序列等)。继而，确定引擎101在第一时间采集待用于机器学习和/或待由确定引擎101的人工智能算法使用的信息语料库。
76.在框430处，确定引擎101捕获刺激起搏信号。可在第二时间(例如，t2＝t0 x1)捕获刺激起搏信号。结合捕获刺激起搏信号，确定引擎101可捕获和/或检测附加信息(类似于框410)。因此，确定引擎101添加到信息语料库。
77.在框440处，确定引擎101从解剖结构的该部分捕获后续响应。可在第三时间(例如，t3＝t0 x3，其中x3》x2)或在第二时间(例如，t3＝t2)捕获刺激起搏信号。结合捕获后续响应，确定引擎101可捕获和/或检测附加信息(类似于框410和框420)。因此，确定引擎101
添加到信息语料库。
78.在框450处，确定引擎101确定后续响应与刺激起搏信号(例如，捕获到解剖结构)相关/同步。例如，后续响应是心脏组织与起搏相关的收缩。如果与收缩不相关，则起搏在提供受激起搏信号时不捕获心脏。该确定可以发生，从而可在第四时间(例如，t4＝t0 x4，其中x4》x3)或在第三时间(例如，t3＝t4)捕获获刺激起搏信号。确定引擎101可利用信息语料库在进行该确定时执行大数据分析。需注意，t0、x1、x2、x3和/或x4的值可以是默认值、用户定义值或机器确定值，这些值在方法400的自动操作期间存储在存储器162中并由确定引擎101访问。
79.作为另一个示例，当在心室中提供受激起搏信号时，确定引擎101可检测体表ecg上的qrs波群或形态(例如，后续响应)。qrs波群可以是ecg内的图形偏转(例如，三个偏转)的组合，并且通常是其中的中心主尖峰。qrs波群可对应于心脏的右心室和左心室的去极化以及心室肌肉的收缩。
80.作为另一个示例，当在心房中提供受激起搏信号时，体表ecg可能不足以确定受激起搏信号触发了器官区域，即使心房中存在捕获，由于心脏的av结的自然设计和两个腔室之间的电分离，并非所有活动被转换为心室活动。因此，如本文所述，cs中活动的存在及其相对于其他搏动的定时/形态可用于确定受激起搏信号触发了心房区域。
81.在框470处，确定引擎101确定刺激起搏信号与后续响应之间的持续时间。持续时间的确定可以是自动确定。需注意，持续时间(和/或与其相关联的值，诸如与给定位置相关联的值)存储在存储器162中，并且可在方法400的后续自动操作期间由确定引擎101访问。
82.在框490处，确定引擎101输出持续时间。在一个示例中，如本文所述，输出持续时间可包括在电解剖标测的背景下显示该持续时间。另外，输出持续时间可包括将持续时间和信息语料库提供给远程计算系统208以用于大数据分析。例如，大数据分析可以利用方法400的多次执行，结合多个手动ppi确定，以预测和确定用于执行该方法的第一时间、第二时间、第三时间和第四时间中的一者或多者。另外，大数据分析可包括测量捕获的有效性并在其多次迭代中确定方法400。这样，确定引擎101可以自评估其中的捕获和确定的自动性质，以进一步提高ppo观察的准确性。
83.转到图5，示出了根据一个或多个实施方案的接口500。图500可由确定引擎101生成。图500可包括对解剖结构510的扫描或标测，伴有接口520，该接口示出了持续时间(例如，基础ppi测量值，其中**表示数字)和颜色梯度，该颜色梯度对与其他ppi相关的持续时间和/或与tcl相关的距离进行分级。
84.持续时间可包括障碍值。障碍值包括相对于tcl、相对于先前发现的ppi或相对于特定目标ppi的值。在一些情况下，当确定引擎101执行ppi检测而发现电路时，确定引擎101可允许与tcl发生偏差，并且障碍值可与该偏差相关。持续时间可以是对应于给定位置的ppi值。另选地，对应于各种给定位置的ppi可被提供作为ppi标测图的一部分，该部分为器官的不同位置提供相应的ppi。例如，可以显示心脏的该部分上的多个位置的ppi，使得ppi值叠加在心脏的该部分的渲染上。ppi值可导致对潜在消融位点的确定，诸如当与电解剖标测和/或大数据分析结合使用时。
85.附图中的流程图和框图示出了根据本发明的各种实施方案的系统、方法和计算机程序产品的可能具体实施的架构、功能和操作。就这一点而言，流程图或框图中的每个框可
表示指令的模块、区段或部分，该指令包括用于实现指定逻辑功能的一个或多个可执行指令。在一些替代具体实施中，框中指出的功能可不按附图中指出的顺序发生。例如，取决于所涉及的功能，连续示出的两个框实际上可基本上同时执行，或者框有时可以以相反的顺序执行。还应当注意，框图和/或流程图图示中的每个框以及框图和/或流程图图示中的框的组合可通过执行指定功能或动作的基于专用硬件的系统或者通过专用硬件和计算机指令的组合来实现。
86.虽然上文具体地描述了特征和元件，但本领域的普通技术人员将会知道，每个特征或元件均可以单独使用或以与其它特征和元件的任何组合使用。此外，本文所述的方法可在被结合在计算机可读介质中的计算机程序、软件或固件中实现，以供计算机或处理器执行。如本文所用，计算机可读介质不应理解为暂态信号本身，诸如无线电波或其他自由传播电磁波、传播通过波导或其他传输介质的电磁波(例如，穿过光纤电缆的光脉冲)或通过电线传输的电信号。
87.计算机可读介质的示例包括电子信号(通过有线或无线连接传输)和计算机可读存储介质。计算机可读存储介质的示例包括但不限于寄存器、高速缓存存储器、半导体存储器设备、磁介质诸如内部硬盘和可移动磁盘、磁光介质、光学介质，诸如光盘(cd)和数字通用盘(dvd)、随机存取存储器(ram)、只读存储器(rom)、可擦除可编程只读存储器(eprom或闪存存储器)、静态随机存取存储器(sram)和记忆棒。与软件相关联的处理器可用于实现在终端、基站、或任何主计算机中使用的射频收发器。
88.应当了解，本文所用的术语只是为了描述具体实施方案的目的，并非旨在进行限制。如本文所用，除非上下文另有明确说明，否则单数形式“一个”、“一种”和“该/所述”包括复数指代。还应当理解，术语“包括”和/或“包含”在用于本说明书中时指定所述特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件部件和/或其组的存在或添加。
89.本文对各种实施方案的描述是出于说明的目的而呈现的，但并非旨在穷举或限于所公开的实施方案。在不脱离所述实施方案的范围和实质的情况下，许多修改和变型对于本领域的普通技术人员而言将是显而易见的。选择本文所用的术语是为了最好地解释实施方案的原理、相对于市场上存在的技术的实际应用或技术改进，或者使得本领域的其他普通技术人员能够理解本文所公开的实施方案。