心脏激动时间检测.pdf

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1、(19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 (10)授权公告号 (45)授权公告日 (21)申请号 201310142932.5 (22)申请日 2013.04.23 (65)同一申请的已公布的文献号 申请公布号 CN 103549948 A (43)申请公布日 2014.02.05 (30)优先权数据 13/453249 2012.04.23 US (73)专利权人 韦伯斯特生物官能 （以色列） 有限 公司 地址 以色列约克尼姆 (72)发明人 M.A.埃尔哈达 G.哈亚姆 M.巴-塔尔 R.P.M.霍本 M.F.杜伊特谢弗 (74)专利代理机构 中国专利代理(香港)有限公 司 。

2、72001 代理人 徐予红 朱海煜 (51)Int.Cl. A61B 5/0452(2006.01) (56)对比文件 US 2010/0274150 A1,2010.10.28, US 7218960 B1,2007.05.15, 周益锋等.单极和双极心内电图的比较. 实 用医学杂志 .2007,第23卷(第3期), 审查员 谢春苓 (54)发明名称 心脏激动时间检测 (57)摘要 本发明提供了一种用于表征心电图的方法， 包括从心脏的第一位置接收第一单极信号以及 从所述心脏的第二位置接收第二单极信号。 所述 方法还包括由所述第一单极信号和第二单极信 号生成双极信号， 以及分析所述双极信号以描。

3、绘 所述第一位置和第二位置生成双极复合波的时 间周期。 所述方法还包括分析所述时间周期内的 所述第一单极信号以确定所述第一位置的激动 时间。 权利要求书2页 说明书8页 附图15页 CN 103549948 B 2018.09.04 CN 103549948 B 1.一种用于表征心电图的方法， 包括： 从心脏的第一位置接收第一单极信号以及从所述心脏的第二位置接收第二单极信号； 由所述第一单极信号和第二单极信号生成双极信号； 分析所述双极信号以描绘所述第一位置和第二位置生成双极复合波的时间周期； 以及 分析所述时间周期内的所述第一单极信号以确定所述第一位置的激动时间。 2.根据权利要求1所述的方。

4、法， 其中分析所述双极信号包括确定将被应用于所述双极 信号的搜索窗口界限。 3.根据权利要求2所述的方法， 其中分析所述第一单极信号包括将所述搜索窗口界限 应用于所述第一单极信号。 4.根据权利要求1所述的方法， 其中描绘所述时间周期包括将所述双极信号的数据馈 送到双态状态机， 以便确定所述时间周期的界限。 5.根据权利要求1所述的方法， 其中分析所述双极信号包括对所述双极信号的数据分 类， 以确定所述双极复合波的阈电平。 6.根据权利要求1所述的方法， 其中分析所述双极信号包括区分然后修正所述双极信 号的数据， 以便生成差异化数据。 7.根据权利要求6所述的方法， 其中描绘所述时间周期包括将。

5、所述差异化数据馈送到 四态状态机， 以便确定所述时间周期的界限。 8.根据权利要求7所述的方法， 其中确定所述激动时间包括形成所述第一单极信号的 一阶导数， 并且将单极起始激动时间指定为其中所述一阶导数为最小值的时间点。 9.根据权利要求1所述的方法， 其中所述激动时间包括第一激动时间， 所述方法还包括 分析所述时间周期内的所述第二单极信号以确定所述第二位置的第二激动时间。 10.根据权利要求1所述的方法， 其中所述双极复合波包括第一双极复合波和第二双极 复合波， 并且其中所述时间周期包括生成所述第一双极复合波的第一时间周期以及生成所 述第二双极复合波的第二时间周期， 并且其中分析所述第一单极。

6、信号包括分别确定所述第 一时间周期和第二时间周期内的第一激动时间和第二激动时间。 11.一种用于表征心电图的设备， 包括： 探针， 所述探针被配置成从心脏的第一位置接收第一单极信号以及从所述心脏的第二 位置接收第二单极信号； 和 处理器， 所述处理器被配置成： 由所述第一单极信号和第二单极信号生成双极信号， 分析所述双极信号以描绘所述第一位置和第二位置生成双极复合波的时间周期， 以及 分析所述时间周期内的所述第一单极信号以确定所述第一位置的激动时间。 12.根据权利要求11所述的设备， 其中分析所述双极信号包括确定将被应用于所述双 极信号的搜索窗口界限。 13.根据权利要求11所述的设备， 其。

7、中描绘所述时间周期包括将所述双极信号的数据 馈送到双态状态机， 以便确定所述时间周期的界限。 14.根据权利要求11所述的设备， 其中分析所述双极信号包括对所述双极信号的数据 分类， 以确定所述双极复合波的阈电平。 15.根据权利要求11所述的设备， 其中分析所述双极信号包括区分然后修正所述双极 权 利 要 求 书 1/2 页 2 CN 103549948 B 2 信号的数据， 以便生成差异化数据。 16.根据权利要求15所述的设备， 其中描绘所述时间周期包括将所述差异化数据馈送 到四态状态机， 以便确定所述时间周期的界限。 17.根据权利要求16所述的设备， 其中确定所述激动时间包括形成所述。

8、第一单极信号 的一阶导数， 并且将单极起始激动时间指定为其中所述一阶导数为最小值的时间点。 18.根据权利要求16所述的设备， 其中所述激动时间包括第一激动时间， 并且还包括分 析所述时间周期内的所述第二单极信号以确定所述第二位置的第二激动时间。 19.根据权利要求11所述的设备， 其中所述双极复合波包括第一双极复合波和第二双 极复合波， 并且其中所述时间周期包括生成所述第一双极复合波的第一时间周期和生成所 述第二双极复合波的第二时间周期， 并且其中分析所述第一单极信号包括分别确定所述第 一时间周期和第二时间周期内的第一激动时间和第二激动时间。 20.一种用于表征心电图的装置， 包括： 用于从。

9、心脏的第一位置接收第一单极信号以及从所述心脏的第二位置接收第二单极 信号的部件； 用于由所述第一单极信号和第二单极信号生成双极信号的部件； 用于分析所述双极信号以描绘所述第一位置和第二位置生成双极复合波的时间周期 的部件； 以及 用于分析所述时间周期内的所述第一单极信号以确定所述第一位置的激动时间的部 件。 权 利 要 求 书 2/2 页 3 CN 103549948 B 3 心脏激动时间检测 技术领域 0001 本发明一般涉及信号分析， 并且具体地讲涉及对心脏搏动所生成的信号的分析。 背景技术 0002 用于表征心脏活动的方法中的一种依赖于对心脏搏动时由心脏生成的电信号的 分析。 这些信号通。

10、常具有相对低的毫伏级的电平， 使得对信号的精确分析可能比较困难。 虽 然存在困难， 但是精确分析可实现对心脏活动的改善表征， 包括确定可能有缺陷的心脏区 域。 0003 以引用方式并入本专利申请的文献将视为本专利申请的整体部分， 但是如果这些 并入的文献中定义任何术语与本说明书中明确或隐含地给出的定义相冲突， 则应只考虑本 说明书中的定义。 发明内容 0004 本发明的一个实施例提供了用于表征心电图的方法， 包括： 0005 从心脏的第一位置接收第一单极信号以及从心脏的第二位置接收第二单极信号； 0006 由第一单极信号和第二单极信号生成双极信号； 0007 分析双极信号以描绘第一位置和第二位。

11、置生成双极复合波的时间周期； 以及 0008 分析时间周期内的第一单极信号以确定第一位置的激动时间。 0009 通常， 分析双极信号包括确定将被应用于双极信号的搜索窗口界限。 分析第一单 极信号可包括将搜索窗口界限应用于第一单极信号。 0010 在一个本发明所公开的实施例中， 描绘时间周期包括将双极信号的数据馈送到双 态状态机， 以便确定时间周期的界限。 0011 在又一个本发明所公开的实施例中， 分析双极信号包括对双极信号的数据分类以 确定双极复合波的阈电平。 0012 在又一个本发明所公开的实施例中， 分析双极信号包括区分然后修正双极信号的 数据， 以便生成差异化数据。 描绘时间周期可包括。

12、将差异化数据馈送到四态状态机， 以便确 定时间周期的界限。 确定激动时间可包括形成第一单极信号的一阶导数， 并且将单极起始 激动时间指定为其中一阶导数为最小值的时间点。 0013 在一个可供选择的实施例中， 激动时间包括第一激动时间， 并且所述方法还包括 分析时间周期内的第二单极信号以确定第二位置的第二激动时间。 0014 在又一个可供选择的实施例中， 双极复合波包括第一双极复合波和第二双极复合 波， 并且时间周期包括生成第一双极复合波的第一时间周期以及生成第二双极复合波的第 二时间周期， 并且分析第一单极信号包括分别确定第一时间周期和第二时间周期内的第一 激动时间和第二激动时间。 0015 。

13、根据本发明的一个实施例， 还提供了用于表征心电图的设备， 包括： 0016 探针， 其被配置成从心脏的第一位置接收第一单极信号以及从心脏的第二位置接 说 明 书 1/8 页 4 CN 103549948 B 4 收第二单极信号； 和 0017 处理器， 其被配置成： 0018 由第一单极信号和第二单极信号生成双极信号， 0019 分析双极信号以描绘第一位置和第二位置生成双极复合波的时间周期， 以及 0020 分析时间周期内的第一单极信号以确定第一位置的激动时间。 0021 根据本发明的一个实施例， 还提供了用于表征心电图的计算机软件产品， 包括其 中存储有计算机程序指令的有形计算机可读介质， 。

14、该指令在被计算机读取时， 使计算机： 0022 从心脏的第一位置接收第一单极信号以及从心脏的第二位置接收第二单极信号； 0023 由第一单极信号和第二单极信号生成双极信号； 0024 分析双极信号以描绘第一位置和第二位置生成双极复合波的时间周期； 以及 0025 分析时间周期内的第一单极信号以确定第一位置的激动时间。 0026 结合附图， 通过以下对本发明实施例的详细说明， 将更全面地理解本发明。 附图说明 0027 图1是根据本发明的实施例的激动时间检测系统的示意图； 0028 图2是根据本发明的实施例示出了操作系统的整体过程的示意性方框图； 0029 图3是根据本发明的实施例示出了搜索窗口。

15、模块的示意性方框图； 0030 图4是根据本发明的实施例示出了用于搜索窗口参数块中的参数之间的关系的时 间线； 0031 图5A是根据本发明的实施例示出了在第一相块中执行的第一组动作的示意性方 框图， 并且图5B和5C是根据本发明的实施例的动作前后数据的示意性电压与时间曲线图； 0032 图6根据本发明的实施例示出了由过滤块输出的窗口化平滑数据； 0033 图7A是根据本发明的实施例示出了在第一相块中执行的第二组动作的示意性方 框图， 并且图7B是根据本发明的实施例的由动作产生的数据的示意性曲线图； 0034 图8是根据本发明的实施例的四态状态机的示意图； 0035 图9根据本发明的实施例示出。

16、了状态机的操作； 0036 图10根据本发明的实施例示出了在时间线上绘制的时间实例的值； 0037 图11A和11B是根据本发明的实施例的示意性双极和单极曲线图； 0038 图12A、 12B和12C是根据本发明的实施例由一次心脏搏动内发生的多个双极复合 波衍生的信号曲线图； 并且 0039 图13是根据本发明的实施例确定激动时间所遵循的步骤的流程图。 具体实施方式 0040 综述 0041 本发明的一个实施例通过在两个阶段处理心电图数据提供了用于表征心电图的 方法。 数据的形式为来自心脏中两个不同位置的两个单极信号， 并且表征能够确定提供数 据的心脏中的位置的激动时间。 0042 在方法的第。

17、一阶段中， 将数据作为双极信号分析， 以确定描绘信号内双极复合波 的信号的时间实例。 在方法的第二阶段中， 将时间实例用作可在其中单独分析单极信号每 说 明 书 2/8 页 5 CN 103549948 B 5 一个的界限。 0043 为了确定不同位置的激动时间， 对单极信号每一个的一阶导数进行评估。 假设一 阶导数最小处的时间为起始激动时间， 即生成单极信号的组织开始激活时的时间。 该方法 可用于找到两个不同位置中的每一个的起始激动时间。 0044 该方法可用于分析每次心脏搏动具有一个双极复合波的信号， 还可用于分析每次 心脏搏动具有多于一个双极复合波的信号。 0045 发明人已实时操作了本。

18、方法， 并在临床上证实了本方法可提供精确的结果。 0046 对系统的描述 0047 现在参考图1， 其为根据本发明的实施例的激动时间检测系统10的示意图。 系统10 分析心电图信号， 以便尤其测量在给定信号的时间内的起始点。 为了简洁和清楚起见， 除非 另外指明， 否则以下说明均假设其中系统10使用探针14对心脏12(本文假设包括人类心脏) 进行测量的研究程序。 0048 通常， 探针14包括导管， 该导管在研究程序的过程中插入受检者16体内。 探针的远 侧末端18包括从心脏12中的相应位置23和25接收心电图(ECG)信号的第一电极20和第二电 极21。 所述位置通常在心脏的组织27内。 如。

19、本文所述， 来自两个电极的信号形成由系统10分 析的双极信号。 研究程序由系统10的使用者22执行， 并且在本文的描述中， 以举例的方式假 设使用者22为医疗专业人员。 0049 在程序的过程中使用一个或多个其他电极29。 其他电极可附接到探针14、 附接到 类似于探针14并位于心脏内的另一探针、 和/或附接到受检者16的皮肤。 该其他电极用作参 考电极， 以提供来自电极20和21的信号的参考接地， 在此情况下， 相应电极的两个信号为单 极信号。 0050 系统10通常由系统处理器24控制， 该系统处理器可被实现为通用计算机。 系统处 理器包括与存储器28通信的处理单元26。 处理器24可安装。

20、在控制台30中， 控制台包括操作 控制器32， 该操作控制器通常包括专业人员22用于与处理器互动的小键盘和定位装置， 例 如鼠标或轨迹球。 处理器24所执行的操作的结果在屏幕34上提供给专业人员， 该屏幕可显 示系统所执行的分析的结果的图36。 作为另外一种选择或除此之外， 系统10将结果用于向 专业人员22展示其他参数， 例如心脏12的局部激动时间(LAT)的标测图。 在系统10的操作 中， 专业人员22能够使用控制器32来输入处理器24所使用的参数的值。 0051 处理器24使用存储器28中存储的软件来操作系统10。 软件可以电子形式通过网络 下载至处理器24， 例如作为另外一种选择或除此。

21、之外， 软件可以提供于和/或存储在非临时 性有形计算机可读介质(例如， 磁存储器、 光学存储器或电子存储器)上。 0052 系统10可实现为购自Biosense Webster， Inc.(3333 Diamond Canyon Road， Diamond Bar， CA 91765)的CARTO XP EP导航和消融系统， 并经适当的修改以执行本文所述 的程序。 0053 在一些情况下， 电极20和/或21可提供ECG和其他信号， 或者电极可用于其他目的。 例如， 上文提及的CARTO系统使用检测ECG信号的电极、 测量电极的阻抗以进行跟踪， 以及使 用电极提供射频消融。 0054 图2是根。

22、据本发明的实施例示出了处理器24在操作系统10时所遵循的总体过程的 示意性方框图70。 在双极阶段72中， 处理器从电极20和21接收原始未过滤的信号作为电压 说 明 书 3/8 页 6 CN 103549948 B 6 电平， 并对它们进行操作以形成双极信号数据。 处理器对双极数据进行分析， 以确定限定双 极复合波的时间周期或窗口。 为了简洁和清楚起见， 在以下描述中， 除非另外指明， 否则均 假设每次心脏搏动中存在一个双极复合波。 0055 双极复合波由初始时间实例T起 始和最终时间实例T终 止界定。 处理器使用双极复合波 的时间界限来限定将在其中执行单极分析的窗口。 0056 在单极阶段。

23、74中， 处理器将电极20和21信号的每一个单独地视为单极电压与时间 信号， 并分析在双极阶段中发现的时间窗口内的单极信号。 分析使得处理器能够确定与电 极20和21接触的区域激活时的相应单极激动时间。 激动时间通常包括单极信号的导数具有 最大负值时的时间。 0057 双极阶段72由三个模块形成： 搜索窗口模块76和两个后续模块， 即第一相模块78 和第二相模块80。 处理器针对每个模块所执行的操作在下文描述。 在该描述中， 假设来自电 极20和21的信号在大约2.5s的周期内以大约1kHz的频率采样， 从而得到大约2,500个将由 系统10分析的样本。 然而， 系统10可通过任何合适的样本周。

24、期和采样率进行操作。 0058 图3是根据本发明的实施例更详细地示出了搜索窗口模块76的示意性方框图。 在R 波检测块90中， 处理器24分析一组来样的值， 以识别样本中R波出现时的时间。 通常， 对于一 组在2.5s内采集的样本， 存在大约二至四个R波， 但是患有心动过速的受检者在2.5s的时间 周期内可具有五个或更多个R波。 该识别过程通常通过发现样本峰值出现时的时间而执行。 0059在RR间隔块92中， 处理器发现在块92中识别的峰值之间的平均时间周期 0060 在搜索窗口参数块94中， 处理器计算搜索窗口的开始时间(SW开始)和结束时间 (SW结束)， 以用于输入数据的进一步分析。 在。

25、上文提及的CARTO系统中， 专业人员22能够对 感兴趣窗口(WOI)的中心时间(WOI中心)和宽度(WOI宽度)进行编程。 为了在CARTO系统中执 行计算， 块94使用由专业人员22提供的参数WOI中心、 WOI宽度以及附加时间周期WOIDELTA (本文也使用符号提及)的值。 WOI中心通常由专业人员专门设定， 以逼近平均时间周期 的预期中间时间点， 但也可将WOI中心设定为任何其他合适的时间点。 WOI宽度通常也由 专业人员专门设定， 以逼近预期平均时间周期但也可将其设定为任何合适的时间周 期。 使用WOI中心、 WOI宽度和WOI的值， 块94计算搜索窗口的SW开始、 SW结束的值。。

26、 0061 图4是根据本发明的实施例示出了用于搜索窗口参数块94中的参数之间的关系的 时间线。 如时间线所示， 由块94描绘的搜索窗口具有的总宽度， 其在SW开始时间处 开始并在SW结束时间处结束。 0062 应当理解， 虽然已结合CARTO系统阐述了由块94生成的搜索窗口的开始和结束时 间的计算， 但是专业人员22可以使用本领域已知的任何合适的方法描绘合适的搜索窗口。 0063的典型值为大约20ms。的典型值取决于受检者16。 对于心动过速的受检者， 可为大约240ms， 在此情况下， 具有20ms的值， 搜索窗口为大约220ms宽。 0064 图5A是根据本发明的实施例示出了在第一相块78。

27、中由处理器24执行的第一组动 作的示意性方框图， 并且图5B和5C是根据本发明的实施例的动作前后数据的示意性电压与 时间曲线图。 (为了简洁起见， 未示出曲线图的电压和时间轴。 )在修正和过滤块120中， 首先 对来自电极20和21并在图5B中示出的双极原始数据进行修正， 然后低通过滤以移除数据中 的高频分量并产生平滑数据。 在一个实施例中， 本发明人使用截止频率为大约20Hz的二阶 巴特沃斯滤波器。 说 明 书 4/8 页 7 CN 103549948 B 7 0065 然后使用块94(图3)中的搜索窗口时间SW开 始和SW结 束使过滤后的平滑数据窗口化， 以生成一组样本数据X(n)， 其中。

28、n为数据的指数， X为数据值。 这组平滑数据在图5C中示意 性地示出。 假设上文针对心动过速的受检者给出的示例搜索窗口宽度和大约1000Hz的采样 率， 在窗口化数据中存在大约220个平滑样本， 使得在此情况下n为介于1和大约220之间的 正整数。 0066 在分类块122中， 按值对平滑样本分类， 并将其布置成频率分布。 从频率分布中， 提 取出将被应用于数据分析的阈电压电平THR。 对电平THR进行选择， 以接近但高于平滑基线 数据的电平。 在一个实施例中， 将电平选择为对应于频率分布的第5个百分率的基础值， 加 上一个平滑信号幅度5的因子。 作为另外一种选择， 可通过任何其他合适的方法选。

29、择电平 THR， 以限定接近但高于平滑基线数据的电平。 0067 此外， 分类块122确定平滑数据的峰值样本X(np1)。 0068 处理器向双态状态机124提供电平THR和采样的平滑值X(n)。 状态机两状态A和B之 间的过渡的条件在图5A的方括号 内指定； 在过渡期间执行的动作在大括号内指定。 从 峰值样本X(np1)开始， 将数据X(n)及时按顺序后馈， 直到第一过渡在指数underTHR开始处发 生。 此外， 从峰值样本X(np1)开始将数据及时前馈， 直到第二过渡在指数underTHR结束处发 生。 参数cnt对状态机所操作的样本的数量计数。 由使用者设定的变量CNTMAX(表示在 。

30、underTHR开始和underTHR结束两过渡之间的样本的可接受数量)通常设定为大约100， 但也 可以设定为任何其他合适的数量。 0069 图6根据本发明的实施例示出了由过滤块120(也如图5C中示意性地示出)输出的 窗口化平滑数据。 曲线图130代表由过滤块输出的窗口化平滑样本X(n)。 状态机124将样本 分成三个部分： 低于阈THR的两个基线部分132和134， 以及双极复合波部分136。 双极复合波 由状态机生成的两个过渡指数underTHR开始和underTHR结束界定。 0070 图7A是根据本发明的实施例示出了处理器24在第一相块78(图2)中执行的第二组 动作的示意性方框图。

31、， 并且图7B是根据本发明的实施例由动作所产生的数据的示意曲线 图。 在过滤块150中， 将得自电极20和21的双极原始数据进行低通过滤， 以移除高频分量并 产生平滑数据。 在一个实施例中， 发明人使用截止频率为大约35Hz的二阶巴特沃斯滤波器。 在区分块152中， 对平滑数据进行区分， 然后在修正块154中修正， 以产生经修正的差异化数 据。 0071 使用得自块94(图3)的搜索窗口时间SW开始和SW结束， 将得自块154的数据在窗口块 156中进行窗口化。 窗口化生成一组差异化平滑数据D(n)， 其中D为数据值。 图7B是块154 的数据输出的图示， 并在图9中更详细地示出。 0072 。

32、在双极阶段的第二相80(图2)中， 这组差异化平滑数据传输到分类块158以及四态 状态机160。 在分类块158中， 由双态状态机124确定并在图6中示出的指数underTHR开始和 underTHR结束用于将D(n)分成差异化二元复合波部分和两个噪声部分。 处理器24将两个 噪声部分中的值分类成频率分布， 并从该分布中提取出将被应用于分析差异化平滑数据的 差异化噪声电平噪声。 将电平噪声选择为接近但高于两个噪声部分的电平， 并在图7B中示 意性地示出。 在一个实施例中， 该电平基于频率分布的第95个百分率。 0073 分类块158还确定差异化二元复合波的峰值D(np2)和指数np2， 并将D。

33、(np2)传输到四 态状态机。 说 明 书 5/8 页 8 CN 103549948 B 8 0074 图8是根据本发明的实施例的四态状态机160的示意图。 状态机包括四个状态A、 B、 C和D， 以及两个退出状态E和F。 状态之间过渡的条件在图8的方括号 中指定； 在过渡期间 执行的动作在大括号内指定。 从峰值样本D(np2)开始， 并且当状态机处于状态A时， 将样本 数据D(n)及时后馈， 直到达到退出状态F。 达到状态F时的时间(即指数值)为双极复合波的 起始时间T起 始。 此外， 通过将样本数据D(n)及时前馈直到达到退出状态E， 找到双极复合波的 终止时间T终 止。 0075 在状态。

34、机中， 参数cnt和gcnt对状态机所操作的样本的数量计数。 变量CNT状态2、 CNT状态3和CNT状态4可由专业人员22设定， 它们代表通过差异化噪声电平噪声出现过渡时 的状态机的状态之间的样本的可接受数量。 CNT状态2、 CNT状态3和CNT状态4的典型值分别 为8、 18和4， 但是这些值可由专业人员22设定为任何合适的值。 0076 图9根据本发明的实施例示出了状态机160的操作。 曲线图170(与图7B相似)代表 从窗口块156传输到状态机的平滑数据D(n)。 从分类块158传输的噪声电平噪声和峰D(np2) 的值也显示在曲线图170上。 0077 曲线图172显示了在确定T起 。

35、始值时的状态机的状态以及状态之间的过渡。 如曲线图 中所示， 处理器24(图1)开始在状态A中在样本np2处从峰值D(np2)操作状态机。 随着后续的 及时向后样本馈送到状态机， 机器最初在状态A和B之间交替后继而转到状态C、 D、 A、 B和C。 在最后一个状态C， 机器转到退出状态F(图8)。 对于及时向前馈送的样本， 一组相似的过渡 也从峰值D(np2)开始， 在状态D和退出状态E结束， 并确定T终 止的值。 0078 图10根据本发明的实施例示出了在时间线上绘制的T起 始和T终 止的值。 时间线示出了 T起 始和T终 止值之间的典型关系， 以及用于研究双极复合波和上文结合图4所述的时间。

36、值。 0079 通过T起 始和T终 止的值， 系统10能够根据公式(1)评估双极复合波的信噪比(SNR)： 0080 0081 其中S是位于T起 始和T终 止之间的未过滤双极数据的均方根(RMS)值， 并且 0082 N是T起 始之前和T终 止之后的未过滤双极数据的RMS值。 0083 专业人员22能够使用SNR的值以便确立T起 始和T终 止的评估值的置信度。 0084 回到图2， 处理器24将T起 始和T终 止的值传输到单极阶段74。 在阶段74中， 处理器形成 由T起 始和T终 止界定的时间窗口， 并分析窗口内得自电极20和21每一个的平滑单极电压(V)与 时间(t)信号。 在窗口内， 处。

37、理器计算每个单极信号的斜率的值， 即一阶导数的值。 对于 每个信号， 处理器选择一阶导数具有其最负值(即， 其最小值)时的时间， 并将该时间假 设为生成信号的组织开始激活时的时间。 0085 图11A和11B是根据本发明的实施例的示意性双极和单极曲线图。 曲线图180是双 极信号的电压与时间曲线图， 而曲线图182和184是形成双极信号的相应单极信号的电压与 时间曲线图。 两套曲线图均具有如上确定的标记在曲线图上的时间T起 始和T终 止。 就曲线图182 和184而言， 示出了相应的激动时间186和188， 它们是由T起 始和T终 止限定的窗口内的相应单极 信号的最负导数的时间。 激动时间18。

38、6和188是生成单极信号的组织开始激活的时间， 在本 文也称为单极起始激动时间。 0086 为清楚起见， 上文的描述考虑的是评估信号参数的系统10的实施例， 其中每次心 说 明 书 6/8 页 9 CN 103549948 B 9 脏搏动存在一个双极复合波。 系统10不限于此类评估， 并可用于识别其中每次心脏搏动出 现多个双极复合波的信号， 此外还可用于评估多个双极复合波的信号参数。 识别多个双极 信号的出现通常可以通过测量相邻复合波之间的间隔， 因为与每次心脏搏动具有一个双极 复合波的信号相比， 该间隔将发生变化。 0087 本领域的普通技术人员将能够对上文的说明加以必要的变更， 以评估每次。

39、心脏搏 动出现多个双极复合波的单极信号的参数。 此类参数包括但不限于评估给定心脏搏动中每 个双极复合波的相应单极起始激动时间。 0088 图12A、 12B和12C是根据本发明的实施例由一次心脏搏动内发生的多个双极复合 波衍生的信号曲线图。 曲线图190(图12A)是表现出心房双极复合波194以及心室双极复合 波192和196的双极信号。 每个双极复合波可通过首先限定给定复合波的搜索窗口进行分 析。 限定每个复合波的搜索窗口的方法基本如上文结合图3所述， 加以必要的变更以允许区 分双极信号内的RR间隔。 0089 曲线图200(图12B)是具体心室双极复合波192的放大曲线图。 复合波的起始时。

40、间 202和终止时间204已标记在曲线图上。 通过将来源于复合波的平滑数据馈送到状态机160， 基本如上文结合图8所述对时间进行评估。 0090 曲线图210(图12C)示出了对应于图12B的双极复合波192的单极信号212和214。 如 上所述， 各信号的相应单极起始激动时间216和218在其中各信号的一阶导数(在起始时间 202和终止时间204之间测量)具有其最负值(即， 最小值)时的时间发生。 0091 系统10还可用于评估与在一次心脏搏动内发生的具有多个双极复合波的信号相 关的其他参数， 这对本领域的普通技术人员将显而易见。 此类参数包括但不限于度量复合 波之间的平均RR间隔的第一心房。

41、和第二心房双极复合波之间的持续时间。 假设所有此类参 数均包括在本发明的范围内。 0092 图13是根据本发明的实施例由处理器24在操作系统10中用以确定激动时间时所 遵循的步骤的流程图250。 为了简洁和清楚起见， 除非另外指明， 否则流程图步骤的描述假 设接收到的信号在每次心脏搏动具有一个双极复合波。 本领域的普通技术人员将能够针对 每次心脏搏动具有多个双极复合波的情况对这些描述进行调整。 0093 步骤252至260是在双极阶段72中执行的动作， 步骤262在单极阶段74(图2)。 0094 在初始步骤252中， 处理器从电极20和21接收作为采样数据的信号。 处理器对信号 进行分析， 。

42、以识别R波、值和搜索窗口的界限， 如上文结合图3和4所述。 0095 在第一过滤步骤254中， 对采样数据进行修正、 过滤和窗口化， 并将所得的平滑数 据馈送到双态状态机124。 在划分步骤256中， 双态状态机将其接收到的数据分成基线部分 和双极复合波部分。 步骤254和256在上文结合图5A-5C和图6进行了描述。 0096 在第二过滤步骤258中， 对双极复合波的采样数据进行过滤、 区分和窗口化， 以导 出第二平滑信号， 如上文结合图7A和7B所述。 0097 在双极复合波分析步骤260中， 处理器通过将第二平滑信号数据馈送到四态状态 机160而评估复合波的起始和终止时间， 如结合图8和。

43、9所述。 0098 在激动时间步骤262中， 通过分析在由步骤260的双极起始和终止时间限定的窗口 内得自各电极的单极信号， 确定与电极20和21接触的组织的激动时间。 在步骤262中由处理 器执行的动作结合图11A和11B以及(对于在一次心脏搏动中有多个双极复合波的情形)结 说 明 书 7/8 页 10 CN 103549948 B 10 合图12A-12C进行描述。 0099 分析对窗口内的单极信号进行区分， 并找到一阶导数最负(即， 最小)时的相应时 间。 这些时间对应于与电极20接触的组织的起始激动时间以及与电极21接触的组织的起始 激动时间。 0100 应当理解， 上述实施例仅以举例。

44、的方式引用， 并且本发明并不限于上面具体示出 和描述的内容。 相反， 本发明的范围包括上述各种特征的组合和子组合以及它们的变型和 修改形式， 本领域的技术人员在阅读上述说明时将会想到所述变型和修改形式， 并且所述 变型和修改形式并未在现有技术中公开。 说 明 书 8/8 页 11 CN 103549948 B 11 图1 说 明 书 附 图 1/15 页 12 CN 103549948 B 12 图2 说 明 书 附 图 2/15 页 13 CN 103549948 B 13 图3 说 明 书 附 图 3/15 页 14 CN 103549948 B 14 图4 说 明 书 附 图 4/15 。

45、页 15 CN 103549948 B 15 图5A 说 明 书 附 图 5/15 页 16 CN 103549948 B 16 图5B 图5C 说 明 书 附 图 6/15 页 17 CN 103549948 B 17 图6 说 明 书 附 图 7/15 页 18 CN 103549948 B 18 图7A 说 明 书 附 图 8/15 页 19 CN 103549948 B 19 图7B 说 明 书 附 图 9/15 页 20 CN 103549948 B 20 图8 说 明 书 附 图 10/15 页 21 CN 103549948 B 21 图9 说 明 书 附 图 11/15 页 22 CN 103549948 B 22 图10 图11A 说 明 书 附 图 12/15 页 23 CN 103549948 B 23 图11B 图12A 说 明 书 附 图 13/15 页 24 CN 103549948 B 24 图12B 图12C 说 明 书 附 图 14/15 页 25 CN 103549948 B 25 图13 说 明 书 附 图 15/15 页 26 CN 103549948 B 26 。