用于电描记图的基于电压的评估的心脏标测系统和方法

摘要

本发明描述了用于评估电描记图的系统和方法。评估包括分别具有电压的多个数据样本的电描记图(诸如心房和/或心室电描记图)的示例方法包括：选择电描记图的活动间隔、基于每个窗口中数据样本的电压计算电描记图的多个窗口的每个窗口的能量级、将所计算的能量级分配至多个箱、以及至少部分地基于分配至多个箱中特定箱的能量级的数量来计算指数。

说明书

本公开的背景技术

相关申请的交叉引用

本申请要求享有2013年10月30日提交的序列号为61/897,597的临 时申请的优先权，其全部说明书包含在本文中。

A.技术领域

本公开总地涉及一种用于测量患者心脏内发生的电活动以及用于可 视化该电活动和/或与该电活动有关的信息的电生理系统和方法。更特别 地，本公开涉及用于检测和评估复杂碎裂电描记图的数据的处理，以及该 数据在与复杂碎裂电描记图相关的电活动的三维标测中的使用。

B.背景技术

心脏包含两种特定类型的心肌细胞。绝大多数(约百分之九十九)心肌 细胞是收缩细胞，其负责泵激心脏的机械作业。自律细胞包括第二种类型 的心肌细胞，其作为自主神经系统的一部分，用于启动和传导用于收缩细 胞的收缩的动作电位。心肌呈现起搏活动，其中心肌细胞的细胞膜在动作 电位之间缓慢去极化直至达到阈值，这时细胞膜发出或生成动作电位。这 与神经或骨骼肌细胞形成对比，细胞膜表现为除被刺激之外保持在不变的 静态电位。通常由自律心肌细胞生成的动作电位在整个心脏上传播，触发 有节奏的跳动而无需任何神经刺激。

包括传导系统的心肌特定自律细胞发挥两个主要功能。首先，它们生 成引起心肌有节奏地收缩的周期性脉冲。第二，它们在整个心脏迅速地传 导周期性脉冲。在该系统正确地工作时，心房收缩在心室收缩前约六分之 一秒。这允许心室在它们泵送血液通过肺部和血管前的额外填充。该系统 还允许心室的所有部分几乎同时收缩。这对于心室腔内的有效压力生成是 必需的。这些自律细胞生成动作电位的速率由于它们缓慢去极化至阈值的 速率不同而是不同的，从而确保心脏的有节奏的跳动。

正常自律心脏功能由于神经活动而变化。位于脊髓之上的脑干内的髓 质从不同的系统和中枢感受器(例如，压力感受器和化学感受器)接收感 觉输入，以及从其他大脑区域(例如，下丘脑)接收信号。来自脑干的自 主流出主要被分割为交感神经和副交感神经(迷走神经)分支。这些自主 神经的传出纤维行进至心脏和血管，在这里它们调节这些目标器官的活 动。心脏由交感神经和迷走神经纤维支配。交感传出神经存在于整个心房 (尤其是窦房结)和心室内，包括心脏的传导系统。右迷走神经主要支配 窦房结，而左迷走神经支配房室结；然而，在解剖分布中能够具有明显重 叠。传出迷走神经还支配心房肌。然而，传出迷走神经仅稀疏地支配心室 肌。交感神经刺激增加了心率和传导速度，而心脏的副交感神经(迷走神 经)刺激具有相反的效果。

在心律变得不规则，即，太快(心动过速)或太慢(心动过缓)，或 者心房和心室的跳动频率不同时，发生心律不齐。心律不齐能够因改变的 脉冲形成或改变的脉冲传导而发展。前者关注节律的变化，该节律的变化 由导致不规则的起搏细胞中的变化引起或者由不同于窦房结的部位的动 作电位的异常生成(即，异位病灶)引起。改变的脉冲传导通常涉及心脏 内电传导的完全或部分阻塞。改变的脉冲传导通常导致折返(reentry)，这 会导致心律过速。折返能够在小的局部区域内发生或它能够例如在心房和 心室之间发生(整体折返)。折返需要传导途径中的单向阻塞的存在，其 通常由起搏细胞的局部去极化引起。心律不齐可以是良性的或实质上更加 严重的，这取决于心律不齐的血流动力学结果和它们改变为致命心律不齐 的可能性。

电生理研究可用于识别和治疗这些心律不齐。在一个示例性系统中， 测量系统将调制的电场引入心腔内。血量和运动的心脏壁表面改变所施加 的电场。心腔内的电极位点无源地监测场的变化，以及心脏内壁的位置的 动态表示被开发以呈现给医生。由心脏自身生成的电生理信号也在心脏内 的电极位点被测量，并且这些信号被低通滤波以及连同动态心壁表示一起 被显示。该复合动态电生理标测图可以被显示并用于诊断潜在的心律不 齐。

除了标测用于诊断之外，测量系统还能够用于在心腔内物理地定位治 疗导管。传输至该治疗导管上的电极的调制电场能够用于显示治疗导管在 心脏内的位置。治疗导管位置能够连同其他诊断信息被实时地显示在动态 电生理标测图上。因此治疗导管位置能够连同心脏的固有的或引发的电活 动一起被显示，以表示治疗导管尖端与心脏自身内发生的电活动的相对位 置。因此，医生能够参照动态电生理标测图将治疗导管引导至心脏内的任 意期望位置。

动态电生理标测图通常以步进过程生成。首先，确定心脏的内部形状。 该信息从关于所施加电场的调制的一系列几何形状测量值导出。心脏动态 形状的信息用于生成心脏内或外表面的表示。接下来，测量心脏的固有电 活动。无源地检测和处理生理起点的信号，以使得壁表面上电势的幅度可 以显示在壁表面表示上。所测量的电活动以多种格式中的任一种显示在壁 表面表示上，例如以各种颜色或颜色的不同色调。最后，位置电流可输送 至相同腔室内的治疗导管。从该电流感测的电势可以被处理以确定该腔室 内治疗导管的相对或绝对位置。这些不同过程每秒顺序地或同时地发生数 百次以给出心脏活动和治疗设备的位置的连续图像。

如果消融是指定治疗，那么治疗导管被定位在心脏内的期望位置并且 能量被输送至治疗导管以消融组织。复杂碎裂心房电描记图(CFAE)的 使用已经成为用于确定房颤消融位点的一种工具。例如，在一种方法中， 其是从圣朱德医疗公司可得的EnSite^TMVelocity^TM标测系统中所使用的， 在CFAE信号中识别一组激活事件，然后计算随后激活事件之间的时间间 隔。平均时间间隔被确定并指定为CFE平均。循环时间短于预定阈值(例 如，120毫秒(ms))的位置被确定为可能的消融位点。

其他已知系统使用各种其他度量来检测、表征、和/或评估CFAE。例 如，一些系统通过检测激活并计算相继的所检测激活之间的循环时间之间 的标准偏差来使用CFE标准偏差(CFEStdDev)。在其他系统中，激活检 测之间的最短间隔用作为CFAE的研究的指数(有时称作为最短复杂间隔 (SCI))，而其他系统使用信号中的所有CFAE复杂间隔(ACI)的平均。 一些其他系统使用间隔置信水平(ICL)。ICL是记录周期期间的间隔数， 记录周期具有70ms和120ms之间的长度。一些系统利用基于频率的度量， 诸如主频率(DF)度量。在使用DF度量的系统中，基于时间的电描记图 被转换为频率空间，以及所转换的电描记图中的最优势频率分量被确定为 DF。

CFAE评估中所使用各种已知的基于循环长度的度量，例如CFE平均、 CFEStdDev、SCI、ACI、和ICL，基于精确的激活检测结果。激活检测结 果高度地依赖于参数设置。调到合适参数设置会是困难且耗时的。此外， 如果信号具有变化的属性，非常难以找到可施加至整个信号的最佳参数。 因此期望的是为CFAE分析提供对激活检测不敏感的、精确的、有用的度 量。

发明内容

在一个实施方式中，描述了用于评估包含分别具有电压的多个数据样 本的电描记图的计算机实现方法。该计算机实现方法包括选择电描记图的 活动间隔、基于每个窗口中数据样本的电压计算电描记图的多个窗口的每 个窗口的能量级、将所计算的能量级分配至多个箱、以及至少部分地基于 分配至多个箱中特定箱的能量级的数量来计算指数。

在另一实施方式中，描述了用于评估包含分别具有电压的多个数据样 本的电描记图的系统，该系统包括被配置为接收数据样本的计算设备。计 算设备包括处理器和耦接至处理器的至少一个存储设备。存储设备存储计 算机可执行指令，当由处理器执行时，所述计算机可执行指令使得计算设 备：基于电描记图的多个窗口的每个窗口中数据样本的电压计算每个窗口 的能量级、将所计算的能量级分配至多个箱、以及至少部分地基于分配至 多个箱中特定箱的能量级的数量来计算指数。

通过阅读下面的说明书和权利要求书，以及通过观察附图，本公开的 前述和其他方面、特征、细节、用途和有益效果将显而易见。

附图说明

图1是用于执行心脏电生理检查或消融程序的系统的示意图，其中能 够确定并记录一个或多个电极的位置；

图2是由具有多个远端电极的电生理导管研究的心脏的示意表示；

图3是图1所示的系统中使用的计算设备的示意方框图；

图4是用于评估电描记图段的示例性方法的流程图；

图5是使用图4所示方法的用于评估的示例电描记图段长度；

图6是使用图4所示方法生成的示例柱状图；

图7是具有相对较高程度碎裂的示例电描记图和针对该电描记图的柱 状图；

图8是具有相对较低程度碎裂的示例电描记图和针对该电描记图的柱 状图；

图9是用于确定计算基于电压的等电指数的方法中使用的箱的数量的 示例性方法的流程图；

图10是受试者操作特征(ROC)分析的结果的曲线图；

在整个附图中，相应的参考标记指示相应的部件。

具体实施方式

本公开总地涉及用于标测诸如人类心脏或其部分的解剖结构的标测 系统和方法，并且更加特别地涉及来自心房电描记图—诸如复杂碎裂心房 电描记图(CFAE)的数据的处理以及该数据在标测系统中的使用。在特 定实施方式中，本公开的系统和方法使用基于电压的矩阵用于CFAE的评 估。虽然在本文的实施方式中，系统和方法用于碎裂电描记图中的激活检 测，但是预期的是本文所公开的系统和方法也可用于非碎裂电描记图中。 另外，虽然本文中的各个实施方式结合患者心脏的标测进行描述，但是能 够理解的是，本公开不限于心脏的标测，并且其他解剖结构的标测也被认 为在本公开的范围内。

存在已知的用于生成诸如心脏的解剖结构的三维模型的系统和方法， 包括利用诸如CT扫描、MRI、超声成像、雷达成像、X-射线成像、和荧 光成像的技术的系统。该数据的输出可以是多个x-y-z数据坐标、球坐标、 和/或其他格式，以提供三维图像。该成像技术在诊断和患者治疗和/或手 术的准备中是有用的。成像过程可以在治疗和/或手术前数小时或数天进 行，或伴随治疗和/或手术进行。一些三维模型使用分段方法，包括例如分 段CT或MRI扫描图像。分段模型表明三维图像的子区域已经从较大的三 维图像数字地分离，例如右心房的图像从心脏的其余部分分离。根据本发 明，也可以使用用于生成患者局部的三维模型的其他方法和技术。

从成像过程采集的数据通常用于将三维模型分割为离散的表面元以 促进随后的标测和重构期间的数值计算。应该理解的是，可以使用各种计 算方法将三维模型分割为离散的段，诸如有限差分、有限元方法(FEM) 和边界元方法(BEM)，诸如样条BEM或线性BEM。解剖结构的三维模 型通常包括由离散的段限定的边界表面，其中边界表面由此限定解剖结构 的三维模型的内部(广义地，第一侧)和三维模型的外部(广义地，第二 侧)。

现在参照附图并且特别地参照图1-3，其示意了系统8的一个示例， 系统8通过将心脏导管导航进入患者11的心脏10内以测量心脏内发生的 电活动并且三维地标测该电活动和/或关于或表示该电活动的信息以进行 心脏电生理研究。系统8特别地用于测量沿心内膜表面的多个点的电生理 数据，并且与测量电生理数据的每个测量点的位置信息相关联地存储所测 量的数据。在一个实施方式中，例如，系统8能够在患者的心脏和血管内 和/或附近瞬时地定位多达六十四个电极，测量这六十四个电极中的多达六 十二个处的电活动，并且根据针对心脏10的单次跳动测量的电活动(例 如，电描记图)提供时域和/或频域信息的三维标测图。能够被同时监测的 电极数量仅受限于进入系统8内的电极输入引线的数量和系统8的处理速 度。电极可以是静止的或可以是运动的。另外，电极可以与心脏的壁直接 接触，或可以仅大体靠近心脏的壁，用于收集电活动。在另一实施方式中， 电极阵列用于收集沿心脏的壁的多个位置处的电活动。该阵列电极在美国 专利No.5,662,108中详细描述，其全部内容通过引入包含于此。

在一个合适的实施方式中，定位/标测系统8可以是从圣朱德医疗公司 可得的EnSite^TMVelocity^TM导航和可视化系统。在其他实施方式中，可以 使用任意其他合适的定位/标测系统。

出于简化，患者11被示意性地描绘为一椭圆。三组表面电极(例如， 贴片电极)被示出为沿X轴、Y轴、和Z轴施加至患者11的表面。X轴 表面电极12、14沿第一轴施加至患者，诸如患者的胸腔区域的侧面上(例 如，施加至患者每个手臂下面的皮肤)，并且可以称为左和右电极。Y轴 电极18、19可沿大体垂直于X轴的第二轴施加至患者，诸如沿患者的大 腿内侧和颈部区域，并且可以称为左腿和颈部电极。Z轴电极16、22沿大 体垂直于X轴和Y轴的第三轴施加，诸如沿患者在胸腔区域中的胸骨和 脊柱，并且可以称作为胸部和背部电极。心脏10位于这些表面电极对之 间。另外的表面参照电极(例如，“腹部贴片”)21提供用于系统8的参考 和/或接地电极。腹部贴片电极21是固定的心内电极31的替代。应该理解 的是，另外地，患者11将使得多数或所有常规心电图(ECG)系统引线 就位。该ECG信息对于系统8是可用的，尽管在图1中未示意。

还示出了至少具有单个电极17(例如，远端电极)的代表性导管13。 该代表性导管电极17在整个说明书中被称为“非固定电极”或“测量电 极”。通常，将使用导管上的多个电极。在一个实施方式中，例如，系统8 可包括在患者心脏和/或血管内布置的多达十二个导管上的多达六十四个 电极。当然，该实施方式仅是示例性的，并且在本发明的范围内可以使用 任意数量的电极和导管。

固定参考电极31(例如，附接至心脏10的壁)被示出在第二导管29 上。出于校准目的，该电极31可以是静止的(例如，附接至心脏的壁或 心脏的壁附近)或与非固定电极17以固定的空间关系布置。可以除了上 述表面参考电极21之外另外使用固定参考电极31或者可以使用固定参考 电极31来替代上述表面参考电极21。在一些情形中，心脏10内的冠状窦 电极或其他固定电极能够用作为测量电压和位移的参考。

每个表面电极被耦接至多路开关24，并且通过计算机20上运行的软 件选择电极对，多路开关24将电极耦接至信号发生器25。计算机20例如 可包括传统的通用计算机、专用计算机、分布式计算机、或任意其他类型 的计算机。计算机20可包括一个或多个处理器，诸如单个中央处理单元、 或多个处理单元，其被共同称作为并行处理环境。信号发生器25激励电 极对，例如Y轴电极18、19，其在患者11身体和心脏10内生成电场。

在电流脉冲输送期间，剩余的表面电极参考表面电极21，以及在这些 剩余电极上感应的电压由低通滤波器(LPF)27过滤。LPF27可以例如包 括抗混叠滤波器(例如，300Hz模拟LPF)。然后将LPF27的输出提供至 模数(A/D)转换器26，其将模拟信号转换为数字数据信号。随后可以通 过计算机20上执行的软件来进行数字数据信号的进一步低通滤波以移除 电子噪声和心脏运动的人为现象。该滤波可例如包括用于减少噪声的用户 可选择的截止频率。这样，用户能够根据用户的个人选择定制系统以权衡 信号噪声和信号保真度。这样，表面电极被分割为驱动和非驱动电极组。 表面电极对(例如，X轴电极12、14)由信号发生器25驱动，以及剩余 的非驱动表面电极和其他参考电极，如果有的话，(例如，Y轴电极18、 19，Z轴电极16、22，表面参考电极21，和如果存在的话，固定参考电极 31)用作为合成任意心脏内电极的位置的参考。

通常，通过一系列驱动和感测的电偶极子来生成三个名义上的正交电 场，从而实现生物导体中的导管导航。可替代地，这些正交场能够被分解 并且任意一对表面电极都能够被驱动为偶极子以提供有效的电极三角测 量。另外，该非正交方法增加了该系统的灵活性。对于任意期望轴，由预 定的一组驱动(源-汇)配置产生的跨越心内电极17测量的电势代数地组 合以生成与通过简单地沿正交轴驱动均匀的电流获得的有效电势相同的 有效电势。因此，表面电极12、14、16、18、19、22的任意两个可以被 选择作为相对于接地参考(例如腹部贴片21)的源极和漏极，同时，未激 励的电极测量相对于接地参考的电压。置于心脏10内的测量电极17暴露 至来自电流脉冲的场，并且相对于地(例如相对于腹部贴片21)测量其电 压。实际上，心脏内的导管可包含多个电极，并且可以测量每个电极的电 势。如先前所提到的，至少一个电极可被固定至心脏的内表面以形成固定 参考电极31，其也相对于地被测量。来自表面电极、内部电极、以及虚拟 参考中每一个的数据组都用于确定心脏10内的测量电极17或其他电极的 位置。

在软件指示下通过A/D转换器26测量所有原始电极电压数据并由计 算机20存储。当交替组的表面电极被选择并且剩余的未驱动电极用于测 量电压时，该电极激励过程迅速且顺序地发生。电压测量值的集合在本文 被称为“电极数据组”。软件能够访问在每个表面电极对的每次激励期间 在每个电极处做出的每个单独的电压测量值。原始电极数据用于确定心脏 内电极(诸如非固定电极17)，以及定位在患者11的心脏和/或血管内或 周围的任意数量的其他电极在三维空间(X、Y、Z)中的“基础”位置。 图2示出了延伸进入心脏10内的一个导管13，其可以是常规电生理(EP) 导管。在图2内，导管13延伸进入心脏10的左心室50内。导管13包括 上面参照图1讨论的远端电极17，并具有另外的电极52、54、和56。由 于这些电极中的每一个都位于患者内(例如，在该示例中在心脏的左心室 内)，所以可针对每个电极同时地采集位置数据。另外，当电极被布置为 邻近表面(但是无需直接在心脏表面上)时，并且在信号源25处于“关 闭”(即，没有表面电极对被供电时)时，电极17、52、54、和56中的至 少一个能够用于测量心脏10的表面上的电活动(例如，电压)。

总之，系统8首先选择一组电极然后使用电流脉冲驱动它们。在输送 电流脉冲时，测量并存储电活动，例如剩余表面电极和体内电极中至少一 个处测量的电压。这时候，如上所述，可执行对人为现象(诸如呼吸和/ 或阻抗偏移)的补偿。如上所述，通过系统8收集与多个电极位置(例如， 心脏内电极位置)相关联的各个位置数据点。该组中每个点具有空间坐标。 在一个实施方式中，系统8同时或彼此接近地收集可能位于多达十二个导 管上的多达六十四个电极的位置数据点。然而，可以收集更小或更大的数 据组并分别产生较不复杂且较低分辨率或较复杂且较高分辨率的心脏表 示。

电极数据还可以用于产生用于改进电极位置的原始位置数据的呼吸 补偿值，如美国专利No.7,263,397中所描述的，其全部内容通过引入包含 于此。电极数据还可以用于补偿患者身体的阻抗变化，如例如美国专利 No.7,885,707中所描述的，其全部内容通过引入包含于此。

当表面电极对在心脏上施加电场时，测量用于确定心脏内电极位置的 数据。可以通过同时地或顺序地(例如多路复用)采样多个(例如，散布 在多达十二个导管上的六十二个电极)和/或通过采样在患者(例如，心脏 腔室)内移动的一个或多个电极(例如，非固定电极17)来采集多个电极 位置。在一个实施方式中，同时采样各个电极的位置数据，这允许在心跳 的单个时期或阶段的数据采集。在另一个实施方式中，与心跳的一个或多 个阶段同步地或不考虑心跳的任意特定时期地采集位置数据。如果跨越心 跳的阶段采集数据，那么与沿心脏的壁的位置相对应的数据将随时间变 化。在一个变形中，对应于外部或内部位置的数据可用于确定分别处于最 大和最小体积的心脏壁的位置。例如，通过选择最外侧点，可以产生表示 处于最大体积的心脏的形状的“壳”。

例如在相同的或先前的程序中，可以从位置数据点产生患者局部(例 如患者心脏或周围血管的区域)的三维模型，或者可以使用先前生成的三 维模型，例如分段CT或MRI扫描图像。分段模型表示三维图像的子区域 已经从从较大的三维图像数字地分离，例如右心房的图像从心脏的剩余部 分分离。示例性分段应用包括ANALYZE(Mayo,Minneapolis,Minn.)、 Verismo^TM(St.JudeMedical,Inc.,St.Paul,Minn.)、和CardEP(General ElectricMedicalSystems,Milwaukee,Wis.)。例如在单个程序期间，如果从 由系统8收集的位置数据点产生三维模型，那么能够使用数据中最外侧的 位置点确定对应于患者心脏区域的体积的形状。

在一个变形中，例如，使用诸如Qhull算法的标准算法生成凸包。Qhull 算法例如在Barber,C.B.、Dobkin,D.P.和Huhdanpaa,H.T.的“TheQuickhull algorithmforconvexhulls”(ACMTrans.onMathematicalSoftware, 22(4):469-483,1996年12月)中描述。用于计算凸包形状的其他算法是公 知的且也适合用于实施本发明。然后在更加均匀栅格上重采样该表面并插 值以给出合理地平滑表面，其被存储为用于在同一或稍后程序期间呈现给 医师的三维模型。该三维模型例如从一组点提供心脏区域内部的评估边 界。

图3是计算机系统20的方框图。计算机系统20包括计算设备32、显 示设备23、以及输入设备38。计算设备32包括显示适配器40，其将计算 设备32通信地耦接至显示设备23。显示设备23可以包括，但不限于，监 视器、电视显示器、等离子显示器、液晶显示器(LCD)、基于发光二极 管(LED)的显示器、基于多个有机发光二极管(OLED)的显示器、基 于聚合物发光二极管(PLED)的显示器、基于多个表面传导电子发射体 (SED)的显示器、包括投影和/或反射图像的显示器、或任意其他合适的 电子设备或显示机构。在一个实施方式中，显示设备23包括具有相关触 摸屏控制器的触摸屏。接口适配器42将计算设备32耦接至输入设备38。 计算设备32包括被配置为通过A/D转换器26接收电极信号的输入端44。 输出端46将来自计算设备32的控制信号耦接至多路开关24。输入设备 38包括，但不限于，键盘、小型键盘、触摸屏、鼠标、滚动轮、指示设备、 采用语音识别软件的音频输入设备、和/或能够使用户将数据输入计算设备 32的任意合适的设备。在一些实施方式中，输入设备38和显示设备23被 集成为单个的输入/显示设备，诸如触摸屏显示设备。

计算设备32包括处理器34和耦接至处理器34的存储设备36。术语 “处理器”在本文通常指代包括系统和微控制器的任意可编程系统、精简 指令集电路(RISC)、专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑电路、现场可 编程门阵列(FPGA)、门阵列逻辑(GAL)、可编程阵列逻辑(PAL)、数 字信号处理器(DSP)和能够执行本文所描述功能的任意其他电路或处理 器。上述示例仅是示例性的，并因此不旨在以任何方式限制术语“处理器” 的定义和/或含义。此外，尽管图3中示意了单个处理器，但处理器34可 包括多于一个处理器，并且本文所述的动作可被多于一个处理器分享。

存储设备36存储可由处理器34执行的程序代码和指令。当由处理器 34执行时，程序代码和指令使得处理器34如本文所述来操作。存储设备 36可包括，但不限于仅包括，非易失性RAM(NVRAM)、磁性RAM (MRAM)、铁电RAM(FeRAM)、只读存储器(ROM)、闪速存储器、 和/或电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)。任意其他合适的磁性、光 学和/或半导体存储器本身或结合其他形式的存储器可以被包括在存储设 备36内。存储设备36还可以是，或者包括，可拆卸或可移除存储器，包 括但不限于，合适的盒式存储器、磁盘、CDROM、DVD、或USB存储 器。尽管示出存储装置36与处理器34分离，但是存储设备36也可与处 理器34集成。

存储设备36存储指令(例如，软件代码)，当处理器34执行该指令 时，该指令使得处理器34如上述并根据本文所述的方法操作。

可测量各个电生理数据并通过图1中所示的系统8的显示器23呈现 给心脏病专家。显示器23例如可用于将数据显示给用户，诸如医师，并 呈现允许用户针对特定用途定制系统8的配置的某些选项。显示器可包括 心脏10的三维模型。在一个或多个导管上的电极位置可以被标测至三维 模型。可被标测至心脏表面模型的其他数据例如包括所测量电压的幅度、 信号与心跳事件的时序关系。此外，在心脏壁上特定位置测量的峰峰电压 可以被标测以显示降低电导率的区域并可反映心脏的梗塞区域。

在一个实施方式中，心房电描记图信息，以及在更特别的实施方式中， 复杂碎裂电描记图(CFE)信息，可以被标测至三维模型。在一个示例中， 该CFE信息的标测可用于识别并引导针对房颤的消融靶标。CFE信息指 代不规则的电激活(例如，房颤)，其中电描记图包括至少两个离散偏转 和/或电描记图的基线的摄动，以及长期激活复合体的连续偏转(例如，超 过10秒周期)。具有非常快的和连续的激活的电描记图例如与具有较短不 应期和小折返的心肌一致。

CFE信息的存在能够由电极收集的电生理(EP)信息(例如，电描记图) 检测。例如，电描记图的碎裂的时刻和/或其他量化可用于确定CFE信息 的存在和/或不存在。CFE信息可使用一个或多个指数量化。

在一个示例性实施方式中，基于电压的指数用于表征给定电描记图的 碎裂。基于电压的指数是基于电压的等电指数(v-IEI)。针对特定电描记 图的v-IEI的值指示有多少电描记图由等电部分组成。与较多碎裂的电描 记图相比，较少碎裂的电描记图通常与较大百分比的等电部分相关。

图4是用于评估电描记图段的示例性方法400的流程图。现在将关于 系统8和计算设备20来描述方法400，但可以使用任意合适的电生理设备 和/或计算设备来实现。图5是具有段长502的示例性电描记图500。电描 记图500被绘制为以毫伏(mv)为单位的幅度相对于以秒为单位的时间的 图示。在所示意示例中，段长502是约1秒。段长502是可变的并且可由 系统8的用户选择，以及段长502可以是任意时间长度。在一些实施方式 中，段长介于5秒和8秒之间。

在图4所示方法的402处，选择活动间隔。活动间隔是短于段长的时 间段。活动间隔限定寻找心脏活动的时间窗口，并且通常被选择为足够长 以能够捕获典型的心脏活动，但足够的小以仅短暂地包括局部现象。活动 间隔可以是用户选择的和/或可在计算设备20中预定的缺省的活动间隔。 在示例实施方式中，活动间隔通过缺省被选择为10毫秒(ms)。在其他实 施方式中，任意其他合适的活动间隔可以被限定为缺省活动间隔。应该理 解的是，选择活动间隔可包括不用通过指定、改变、或选择不同的活动间 隔来选择缺省活动间隔。

在404处，针对在电描记图中的多个窗口计算能量级。每个窗口具有 等于活动间隔的长度。在示例实施方式中，在电描记图中针对每个样本(例 如，由系统8记录的每个离散电极测量值)限定一个窗口，其中窗口在样 本时间处开始并持续活动间隔的长度。可替代地，窗口可在任意其他合适 时间开始。此外，在一些实施方式中，限定更多或更少的窗口。在一个示 例实施方式中，系统8的采样速率是每秒约2034个样本。在其他实施方 式中，系统8的采样速率是提供电描记图的满意分辨率的任意其他采样速 率。在图5中，示出了三个窗口504、506和508，它们分别由活动间隔 510限定。出于说明目的，窗口504、506和508由约90ms的活动间隔510 限定。在其他实施方式中，活动间隔可以被选择为更短的时长，诸如约 10ms。如上所述，在示例实施方式中，针对电描记图段中的每个样本限定 一个窗口。如果系统8每秒采集2034个样本，图5中示出的一秒长的电 描记图500将具有2034个样本和多达2034个窗口。出于清楚和简化起见， 在图5中仅示出了2034个可能窗口中的三个窗口504、506和508。

针对电描记图中的每个窗口，通过将窗口中每个样本的所测量幅度的 绝对值求和来计算能量级(有时还称作为活动级)。该计算可以由下式表 示：

$E\left(i\right)={\Sigma }_{n=n_0}^{n_0+N-1}|V\left(n\right)---\left(1\right)$

其中E(i)是第i个窗口的能量级，N是窗口中的样本数量，n₀是窗 口中第一个样本，以及V(n)是第n个样本的电压。在示例实施方式中， 系统8的采样速率是每秒约2034个样本，活动间隔是约10ms，以及每个 窗口包括约20个样本。在针对段的每个窗口计算能量级后，系统8将具 有M个单独的能量值，其中M是针对电描记图段限定的窗口数量。从图 5中能够看出的，窗口506，其包括电描记图段的具有约为零的幅度的大 体等电部分，将具有远远低于窗口504和508的能量级E(i)，窗口504 和508分别包括多个小的偏转和大的偏转。

返回图4，在406处将所计算的能量级分配至多个箱406。箱限定柱 状图，柱状图具有从所计算的最小能量级E(i)至所计算的最大能量级E (i)的范围。每个箱被分配最小E(i)至最大E(i)之间的可能能量值 的非重叠范围，从而使得E(i)的最小和最大值之间的每个可能能量值都 与一个箱关联。每个箱的范围的大小由箱的数量决定，其中所计算E(i) 值的范围在各箱之间平均地分割。在其他实施方式中，各箱无需全部具有 相同的范围大小。在示例实施方式中，箱的数量是固定的、预定数量的箱。 在另一实施方式中，箱的数量是用户可选择数量的箱。在其他实施方式中， 箱的数量由系统8确定，这将在下文更加详细描述。

针对每个窗口的能量值E(i)被分配至具有包含该窗口能量值E(i) 的能量范围的箱。系统8追踪分配至每个箱的窗口数量。该数据用于填充 以从最低能量箱至最高能量箱顺序排列的每个箱中的窗口数量的柱状图。 图6中示出了具有20个箱的示例柱状图600。当以图6中所示的从最低能 量值至最高能量值组织时，第一个箱是包括具有最低能量值的窗口的箱， 其包括具有等于最低能量值E(i)的能量值E(i)的窗口。如上面提及的， 低的能量值窗口通常与电描记图的等电部分关联。因此，最低能量的第一 箱B_n(1)与电描记图段的等电部分关联。

再次参照图4，在408，至少部分基于分配至多个箱的特定箱的能量 值E(i)的数量来计算基于电压的等电指数(v-IEI)。在示例性实施方式 中，特定箱是具有最低能量值的箱。在以递增能量值排序时，特定箱是第 一个箱。v-IEI被计算为：

$v-IEI=\frac{B_n\left(1\right)}{M}---\left(2\right)$

其中B_n〔1〕是分配至第一(最低能量)箱的能量值E(i)的数量以及 M是针对电描记图段计算的能量值E(i)的总数量(即，针对电描记图段 限定的窗口数量)。指数v-IEI是低能量窗口与电描记图段中所有窗口的比 值。指数v-IEI可以通过将等式(2)的结果乘以100％表示为百分比。低 的百分比v-IEI描述了具有低百分比(或无)等电部分的电描记图段，其 可以指示高水平碎裂。相反，高的百分比v-IEI描述了具有高百分比等电 部分的电描记图段，其可以指示低水平(或无)碎裂。所计算的v-IEI可 以独立地用作描述电描记图段中碎裂的量的指数。v-IEI可以数字地显示、 标测至心脏的三维标测图、或以任意合适方式呈现给系统8的用户。另外 地，或可替代地，v-IEI可以结合一个或多个其他指数来产生复合的、或融 合的碎裂指数。

图7和8是根据本文所描述方法产生的示例电描记图段和相关柱状 图。图7包括电描记图700，其具有一秒段长和相对较高程度的碎裂。选 择10ms的活动间隔，以及针对电描记图700上每个窗口计算能量级E(i)。 所计算的能量级分配至约20个箱，如柱状图702中所示。针对电描记图 700计算的v-IEI是0.0693(或6.93％)。图8包括具有一秒的段长和非常 小碎裂的电描记图800。选择10ms的活动间隔，以及针对电描记图800 上每个窗口计算能量级E(i)。所计算的能量级分配至约60个箱(有些箱 不包含能量级)，如柱状图802中所示。针对电描记图800计算的v-IEI是 0.8624(或86.24％)。

如上所提及的，在一些实施方式中，通过系统8(以及更加特别地， 通过计算设备20)确定能量级E(i)所分配至的箱的数量。使用自适应 装箱法来寻找箱的数量，从而确定生成精确地收集包括等电间隔的窗口的 最低能量箱的箱的数量。图9是在计算基于电压的等电指数的方法中(诸 如图4中示出的方法400中)使用的用于确定箱数量的示例性方法的流程 图。方法900应用至针对特定电描记图收集的数据。

在902处，针对电描记图段选择箱的初始数量(N)。由于方法900是 自适应迭代算法，箱的初始数量被设置为越接近箱的最终数量，则达到箱 的最终数量所需要的迭代次数越少。减少迭代数量可以减少需要被执行的 处理的量并释放计算量以用于其他用途。然而将初始N设置过高会妨碍方 法900确定合适数量的箱以实现最低能量箱和包含等电段的窗口之间的期 望关联。因此，在一些实施方式中，箱的初始数量被选择为一个箱。在其 他实施方式中，初始N被选择为10个箱。在其他实施方式中，初始N被 选择为大于1且小于箱的预期最终数量的任意数值。箱的初始数量可以是 用户选择的和/或可以在计算设备20中预定的缺省值。在示例实施方式中， 针对箱的初始数量的缺省值被设置为10个箱。在其他实施方式中，可以 选择针对初始N的任意其他合适的缺省值。应该理解的是，选择箱的初始 数量可包括不用通过指定、改变、或选择数量N来选择/接受缺省初始N。

在904处，产生箱数量N。每个箱具有如上所述的能量值范围。在906 处，对于针对电描记图段限定的每个窗口计算的能量值被分配至具有包含 其能量值的范围的箱。

在908处计算最低能量箱的能量中点(EMB)。能量中点通过如下计 算：

$EMB=E_{\min }+\frac{E_{\max }-E_{\min }}{2N}---\left(3\right)$

其中E_min是针对电描记图段的最低能量值，E_max是针对电描记图段的最 高能量值，以及N是箱的数量。

在910处，能量中点EMB与噪声级能量阈值E_n对比，这将在下文更加 详细描述。在EMB小于噪声级能量阈值E_n时，完成方法900并且箱的数量 被设置为箱的当前数量N。在EMB不小于E_n时，则方法900继续至912。 在912处，箱的数量N递增1并且方法900返回至904。因此，方法900 在每次迭代中随着箱的数量增加而继续直至EMB小于E_n。

在示例性实施方式中，基于系统8的峰峰灵敏度设置来确定能量噪声 级阈值E_n。灵敏度设置通常是用户选择的值。可替代地，或另外地，灵敏 度设置可以是缺省/预设的灵敏度设置。峰峰灵敏度设置是以毫伏为单位的 电压幅度(A)。在图5中，例如，峰峰灵敏度512由阈值514限定。为了 确定阈值E_n，针对二分之一A和负二分之一A之间的假定正弦噪声信号计 算能量级。正弦信号的频率通过应用至系统8的交流(AC)电源的频率确 定。在系统8使用60HzAC电源时，假定正弦噪声信号具有60Hz的频率。 在系统8由50HzAC电源供电时，使用50Hz假定正弦噪声信号。根据公 式(1)针对所选择活动间隔的一个窗口计算能量级。在其他实施方式中， 可以使用包括预定E_n和/或不同计算的E_n的任意其他合适的能量噪声级阈 值E_n。

如上所讨论的，基于电压的等电指数v-IEI自身可以被用作指数或可 结合一个或多个其他指数。使用散点图和关联性的针对大量样本(约 50000)的电描记图段的v-IEI指数和CFE平均的研究证实了在v-IEI指数 和CFE平均之间没有线性关联。v-IEI和CFE平均表现为相关的互补信息。 在一个示例实施方式中，v-IEI度量结合CFE平均来提供用于电描记图段 评估的混合指数。可替代地，v-IEI指数可以结合用于电描记图的评估的任 意其他指数，包括例如CFEStdDev、SCI、ACI、和ICL。

为了结合v-IEI和CFE平均，这两个指数需要具有相同的数值范围。 v-IEI指数的范围在零和一之间，而CFE平均的范围为从零至以毫秒为单 位的电描记图段的长度之间。在一些实施方式中，最大段长，并因此最大 CFE平均是8000ms。为了将CFE平均标测到零到一的范围上，使用双弯 曲函数。用于该转换的双弯曲函数是：

$f\left(x\right)=\frac{1}{1+e^{\left(\beta \right(x-T\left)\right)}}---\left(4\right)$

其中x是初始CFE平均，β是0.035，以及T是125ms。公式(4)中 的参数T可以被视作感兴趣中心。感兴趣中心周围的变化将比远离感兴趣 中心的变化更加显著。T＝125ms的值对应CFAE电描记图和非CFAE电描 记图之间的建议CFE平均截止点。可替代地，T可具有不同值以突出CFE 平均值的不同范围。参数β决定S型函数的斜率。β的值越大，则双弯曲 函数的斜率将越大。因此，β可以基于感兴趣的数据范围进行选择。在其 他实施方式中，可使用不同的双弯曲函数、线性函数、和/或另一合适单调 函数将CFE平均和v-IEI标测至相同的范围。

在使用公式(4)将CFE平均值标测至与v-IEI相同的范围之后，v-IEI 和CFE平均值可以结合。在一个示例中，v-IEI和CFE平均值使用F-测量 来结合。通过两个度量M₁和M₂，F-测量(也称为F1得分)为：

$F_1=2\frac{M_1{M}_2}{M_1+M_2}---\left(5\right)$

通过使用公式(5)结合v-IEI和CFE平均值生成的F测量为v-IEI和 CFE平均分配相同的权重。在一些实施方式中，v-IEI值通过使用更一般 形式的F-测量而在该结合中被给予更大权重：

$F_{\alpha }=(1+{\alpha }^2)\frac{M_1{M}_2}{{\alpha }^2\times M_1+M_2}---\left(6\right)$

其中α是权重因子，M₁是CFE平均，以及M₂是v-IEI。变量α对公 式(6)的谐波给出不同权重。α的值是正的。如果α的值是1，公式(6) 简化为公式(5)，以及M₁和M₂被同等重视。如果α的值的小于1，M₁比M₂受到更多重视。如果α的值的大于1，M₂比M₁受到更多重视。在示 例实施方式中，公式(6)被用于使用α＝1.0954来结合v-IEI和CFE平均 值。产生自实验分析的该α值起因于将本文所述的技术应用至电描记图的 现有数据集。因此，在结合中，稍微大的权重被施加至v-IEI。在其他实施 方式中，α可以使用任意其他合适的值。

本文所述的方法应用至多个样本电描记图以确定v-IEI。使用公式(4) 和(6)来结合所确定的v-IEI和CFE平均，其中公式(6)中α＝1.0954。 v-IEI、CFE平均、和结合的度量被评估为与与样本电描记图的专家注释一 致。使用受试者工作特征(ROC)分析来对比v-IEI、CFE平均、和结合 的度量。图10是汇总各结果的曲线图1000。在曲线图中，轨迹1002是 CFE平均，轨迹1004是v-IEI，以及1006是F-测量结合的CFE平均和v-IEI。 使用F-测量实现的相比仅使用CFE平均实现的曲线图100通常示出了更 大的灵敏度和特异性。

对于v-IEI标测，在一个实施方式中，可以设置两个参数：不应 (refractory)参数和基底参数。不应参数限定被认为是等电的最小段长。 例如，不应参数可以是从30毫秒(ms)至60ms的范围。基底参数确定了 被认为是等电的最大峰峰电压。例如，基底参数可以是从0.03毫伏(mV) 至0.05mV的范围，或高于噪声基底。在一个实施方式中，在用户调节不 应参数和基底参数中的至少一个时，重新计算并重新显示v-IEI标测图。 还指定整个段长(例如，段长502(图5中所示))。整个段长例如可以在 1秒(s)至8s的范围内。

v-IEI和CFE之间的关系已经被实验地证实。例如，针对一秒的整个 段长，下表1列出了从多个电描记图获得的实验数据：

表1

在表1中，表的第一行(即“占所有电描记图的百分比”)表示了符 合各列标准的所有采集的电描记图的百分比。例如，所有采集的电描记图 的24.70％具有小于120ms的CFE平均。第二和第三行表示针对列电描记 图的另外的标准。例如，具有低于25％的v-IEI指数的电描记图的98.42％ 也是具有小于120ms的CFE平均的电描记图。此外，具有小于120ms的 CFE平均的电描记图的32.58％具有低于25％的v-IEI指数。因此，从表1 的实验数据明显地看出CFE平均和v-IEI指数彼此相关。此外，类似的实 验也得出相似的结果。

虽然上面以一定程度的特殊性描述了本发明的某些实施方式，但是在 不背离本发明的精神或范围的前提下，本领域技术人员能够对所公开的实 施方式做出多种变形。所有的方向参考(例如，上、下、向上、向下、左、 右、向左、向右、顶部、底部、之上、之下、垂直、水平、顺时针、以及 逆时针)仅用于标识目的以帮助阅读者理解本发明，并没有任何限制，特 别对于本发明的位置、方向、或用途。连接参考(例如，附接、耦接、连 接等)应该被广义地解释并且可以包括元件的连接之间的中间构件和元件 之间的相对移动。这样，连接参考并非必然直接指的是两种元件彼此直接 地连接和彼此固定地连接。以上说明书所包含的或附图中所示出的所有事 物应该解释为仅示意性的而非限制性的。在不背离所附权利要求限定的本 发明的精神的前提下，可以做出细节或结构的改变。

当介绍本公开的元件或其各种版本、各实施方式、或其各方面时，冠 词“一”、“一个”、“该”、和“所述”旨在指代存在一个或多个元件。术 语“包括”、“包含”、和“具有”旨在为包括性的，意指除了所列举元件 之外还可以有另外的元件。指示特定方位的术语(例如，“顶部”、“底部”、 “侧面”等)的使用是为了便于描述且并非要求所述术语的任意特定方向。

在不偏离本发明的范围的情况下，能够对上述做出各种变形，以上说 明书中包含的和附图中示出的应当被理解为示意性的而非限制性的。