Способи, система та пристрій для виявлення, діагностики та лікування порушень біологічного ритму

 

ПРАВА УРЯДУ

Цей винахід було здійснено за підтримки уряду під Грантами ROl HL83359 і HL83359-S1, присудженими Національними інститутами охорони здоров'я. Уряд має певні права на цей винахід.

ПЕРЕДУМОВИ ВИНАХОДУ

Область винаходу

Дане винахід відноситься в загальному до галузі медицини та більш конкретно до способу, системи і механізму для діагностики, виявлення джерела та лікування відхилень від норми і інших порушень біологічних ритмів. Зокрема, даний винахід може застосовуватися до мінімально інвазивним технікам або хірургічним спеціалістами для виявлення, діагностики та лікування порушення. Один варіант здійснення направляє даний винахід на порушення серцевого ритму, інший на електричні порушення мозку і нервової системи та інші електричні або скорочувальні порушення гладкої мускулатури травної та сечостатевої систем.

Короткий опис рівня техніки

Порушення серцевого ритму є дуже поширеними в Сполучених Штатах і є суттєвими причинами захворюваності, втрати трудоднів і смерті. Порушення серцевого ритму існують у мвая тахікардія (VT) і мерехтіння шлуночків (VF). Інші ритми є більш легкими в лікуванні, але вони також можуть бути клінічно значимими, включаючи предсердную тахікардію (AT), надшлуночкову тахікардію (SVT), тріпотіння передсердь (AFL), передсердні комплекси/імпульси (SVE) і шлуночкові комплекси/імпульси (PVC). При певних умовах швидка активація синусового вузла в нормі може призвести до порушення серцевого ритму у вигляді неадекватної синусової тахікардії або поворотного входу порушення в синусний вузол.

Лікування порушень серцевого ритму, особливо складних порушень AF, VF і VT, може бути дуже важким. Фармакологічна терапія, зокрема, недостатньо оптимальна для AF (Singh, Singh et al. 2005) і VT або VF (Bardy, Lee et al. 2005) і, як результат, існує значний інтерес у нефармакологической терапії. Абляція є перспективною терапією із збільшеним використанням для усунення порушень серцевого ритму шляхом орієнтування сенсора/зонда в серце через кровоносні судини, або безпосередньо за допомогою операції, потім доставки енергії для зупинки причини (причин) порушення серцевого ритму. Абляція спочатку використовувалася для "простих' порушень, таких як SVT, AFL, PVC, РАС, але вона з підвищеною частотою використовується для AF (Cappato, Calkins еую складної, тому що інструменти для ідентифікації і визначення локалізації причини порушення серцевого ритму є слабкими, перешкоджаючи спробам доставити енергію в правильний ділянку для зупинки і усунення порушення. При персистуючому AF, широко поширеною формою AF, абляція має ступінь успіху однієї процедури тільки 50-60% (Cheema, Vasamreddy et al. 2006; Calkins, Brugada et al. 2007) незважаючи на дуже тривалі 4-5 годинні процедури і 5-10% ступінь серйозних ускладнень (Ellis, Culler et al. 2009), включаючи смерть (Cappato, Calkins et al. 2009). Навіть для "простих' порушень, таких як передсердна тахікардія, не є інструменти, щоб провести діагностику і запропонувати ймовірну локалізацію успішної абляції.

Навіть найбільш ускладнені відомі системи показують дані, які лікарю-практику доводиться інтерпретувати, без безпосередньої ідентифікації і визначення локалізації причини порушення, щоб забезпечити лікаря-практика можливістю виявляти, діагностувати і лікувати його. Це включає використовувані в даний час методи, описані в Патенті США №5662108, Патенті №5662108, Патенті №6978168, Патенті №7289843 та інших Beatty і співавторів, Патенті США №7263397 Hauck і Schultz, Патенті США №7043292 Tarjan і співавторів, Патенті СШ�живают, аналізують і відображають електричні потенціали, часто ускладнених 3-мірних анатомічних зображеннях, але все ще не можуть ідентифікувати і визначити локалізацію причини порушень серцевого ритму, особливо для складних порушень, таких як AF. Це також актуально для патентів Rudy і співавторів (Патенти США №6975900 і 7016719, серед інших), які використовують сигнали від поверхні тіла, щоб 'проектувати' потенціали на серце.

Певні відомі способи для ідентифікації і визначення локалізації причин порушень серцевого ритму можуть працювати в простих порушеннях ритму, але не відомі способи, які були успішними щодо ідентифікації причин для складних порушень, таких як AF, VF або поліморфна VT. Картування активації (простежування активації назад до самого раннього дільниці) є корисною тільки для простих тахікардії, слабо працює для AFL (безперервний ритм без чіткого 'старту'), і зовсім не працює для AF з вариабельними шляхами активації. Картування нав'язування ритму використовують електростимуляцію для ідентифікації ділянок, де стимулюючий електрод знаходиться на причини ритму, але електростимуляція не може застосовуватися в AF і навіть деяких 'простих'и причини(причин) поворотного входу порушення в атриовентрикулярном вузлі, типові для AFL і пацієнтів з раннім (пароксизмальних) AF, але не для переважної більшості пацієнтів з персистуючим AF (Calkins, Brugada et al. 2007), VF та іншими складними порушеннями. Таким чином, ще не існують способи для ідентифікації і визначення локалізації причини складних порушень серцевого ритму, таких як AF (Calkins, Brugada et al. 2007).

В якості прикладу систем для 'простих' ритмів з постійною активацією від імпульсу до імпульсу представлений у Патенті США №5172699 Svenson і King. Ця система ґрунтується на виявленні диастолических інтервалів, які можуть бути встановлені в 'простих ритмах', але не складних ритмах, таких як мерехтіння передсердь (AF) або мерехтіння шлуночків (VF) (Calkins, Brugada et al. 2007; Waldo і Feld 2008). Більш того, ця система не ідентифікує або визначає локалізацію причини, оскільки вона досліджує діастолічні інтервали (між активациями), а не саму активацію. Крім того, вона сфокусована на шлуночкової тахікардії, а не AF або VF, оскільки вона аналізує періоди часу між комплексами QRS на ЕКГ.

Інший приклад представляє Патент США №6236883 Ciaccio і Wit. Даний винахід використовує концентричну ґрати електродів для ідентифікації і визначення локалізації зворотних конту�, �той спосіб використання алгоритмів ознак і визначення локалізації не буде працювати для складних ритмів, таких як AF і VF, де активація в межах серця змінюється від імпульсу до імпульсу. Це означає 'повільну провідність в межах перехоплення контуру зворотного входу збудження', що є ознаками 'простих' аритмій, таких як шлуночкова тахікардія, але не виявляється для AF і VF.

У такому Патенті США №6847839, Ciaccio і співавтори описують винаходу для ідентифікації і визначення локалізації контуру зворотного входу порушення в нормальному (синусном) ритмі. Знову, він не буде виявляти причини для аритмії, які є незворотними, а фокальними, з яких активація виходить радіально. По-друге, цей патент заснований на присутності в синусном ритмі "перехоплення" для зворотного входу збудження, що прийнятно для "простих' ритмів з однакової активацією між імпульсами, таких як VT (дивись (Reddy, Reynolds et al. 2007)). Тим не менш, це неприйнятно для складних ритмів з змінними шляхами активації, таких як AF або VF.

Патент США №6522905 Desai являє собою винахід, який використовує принцип виявлення найбільш раннього ділянки активації, і определенния, у яких найбільш раннього ділянки у поворотному вході збудження, так як активація постійно 'циркулює'. Цей підхід не буде також працювати для складних аритмій, в яких активація змінюється від імпульсу до імпульсу, таких як AF або VF.

Тим не менш, навіть в простих порушеннях серцевого ритму, часто важко застосувати відомі способи для ідентифікації причин. Наприклад, успіх абляції для передсердних тахікардії ('просте' порушення) може бути лише 70%. Коли хірурги проводять процедури за порушення серцевого ритму (Cox 2004; Abreu Filho, 2005), було б оптимально, щоб їм асистував експерт з порушень серцевого ритму (електрофізіолог серця). Таким чином, абляція причини порушення серцевого ритму може бути складною, і навіть досвідченим лікарям-практикам можуть знадобитися годинник, щоб видалити 'прості' порушення ритму (з одноманітними від імпульсу до імпульсу патернами активації), таких як передсердна тахікардія або атипове (ліве предсердное) AFL. Ситуація ще більш складна для складних порушень серцевого ритму, таких як AF і VF, де послідовності активації змінюються від імпульсу до імпульсу.

У відомому рівні техніки для діагностики порушень ритму часто вимірювання�ом ділянці реєстрації, є досить одноманітними від імпульсу до імпульсу по формі і часто тимчасовим характеристикам. Ці рішення з рівня техніки є надзвичайно важкими для застосування до складних ритмів, таким як AF або VF, де сигнали для кожного імпульсу в будь-якій ділянці ('циклі') можуть переходити між одним, кількома та множинними зубцями за короткий період часу. Коли сигнал, наприклад у AF, містить 5, 7, 11 або більше зубців, то важко ідентифікувати, які зубці знаходяться на датчику ('локальні') порівняно з сусіднім сайтом ('дальньої зоною'), як зазначається у дослідженнях для аналізу ступеня AF (Ng і співавтори, Heart Rhythm 2006). В іншому недавньому повідомленні сигнали в ритмах, таких як AF, вимагають 'інтерактивних способів' для ідентифікації локальної ативации від активації дальньої зони (Elvan et al. Circulation: Arrhythmias and Electrophysiology 2010).

У відсутність засобів для ідентифікації і визначення локалізації причин для AF людини, лікарі-практики часто зверталися до літератури, що стосується тварин. В тваринних моделях, локалізовані причини для складного і нерегулярного AF (викликаних штучними засобами) були ідентифіковані і визначена їх локалізація у формі локалізованих 'роторів електричних' або � які показують високу спектральну домінантну частоту (DF) (динамічний показник) і вузьку DF (вказуючи на регулярність) (Kalifa, Tanaka et al. 2006). Такі застосування спектральних домінантних частот описані в Патенті США №7117030, виданому Berenfeld і співавторам.

На жаль, ці дані, отримані від тварин, що не були перенесені в ефективну терапію людей. Тварини моделі AF і VF ймовірно відрізняються від захворювання людини. Наприклад, AF у тварини рідко є спонтанною, вона рідко починається від тригерних факторів легеневої вени (що є поширеним у пароксизмальном AF людини). Як AF, так і VF типово досліджують у молодих тварин без множинної спільно існуючої патології (Wijffels, Kirchhof et al. 1995; Gaspo, Bosch et al. 1997; Allessie, Ausma et al. 2002), спостерігається у літніх людей, які типово відчувають ці стани.

У пацієнтів з AF ділянки, де частота є високою (або ділянки високою спектральною домінантною частоти, DF) не були придатними мішенями для абляції. Нещодавнє дослідження Sanders і співавторів показало, що AF рідко припиняється з допомогою абляції на ділянках високої DF (Sanders, Berenfeld et al. 2005a). Інші дослідження показують, що ділянки високою DF найчастіше знаходяться в передсерді, і абляція на цих ділянках не різко припиняє AF (як передбачалося, якщо ділянки з високою DF були причинами) (Calkins, Brugada et al. 2007). Частково, це м AF людини з багатьох причин, як показано багатьма авторами (Ng, Kadish et al. 2006; Narayan, Krummen et al. 2006d; Ng, Kadish et al. 2007). Nademanee і співавтори припустили, що сигнали з низькою амплітудою з високочастотними компонентами (складні фракціоновані

електрокардіограми передсердь, CFAE) можуть показувати причини AF (Nademanee, McKenzie et al. 2004a). Цей діагностичний спосіб був включений в комерційні системи Johnson і Johnson/Biosense. Тим не менш, цей спосіб також ставилося під сумнів.Oral і співавтори показали, що абляція CFAE не припиняє AF або запобігає рецидив AF окремо (Oral, Chugh et al. 2007) або при додаванні до існуючої абляції (Oral, Chugh et al. 2009).

Деякі винаходи рівня техніки підтверджують те, що вважалося вірним до теперішнього часу - AF що є "серцевою аритмією без виявляються анатомічних мішеней, тобто, немає фіксованих аберантних шляхів, такі як Патент США №5718241 Ben-Haim і Zachman. Цей патент, як результат, не ідентифікує і визначає локалізацію причини для порушення серцевого ритму. Замість цього він фокусує лікування на геометрії серця шляхом доставки ліній для абляції для того, щоб "порушити кожну можливу геометричну форму". Цей патент створює карти різних параметрів серця.

Багато винаходи використовую�нною причини. Наприклад, Патент США №5868680 Steiner і Lesh використовує показники організації в межах серця, які побудовані на порівнянні послідовності активації для однієї події активації (імпульсу) з послідовністю активації для наступних імпульсів, для визначення того, "сталося якесь просторово-тимчасове зміна". Тим не менш, це винахід передбачає, що організація є найбільшою поблизу критичного ділянки для AF і найменшою на інших ділянках. Тим не менш, це припущення не може бути правильним. У дослідженнях на тваринах індекси організації падають з відстанню від джерела AF, потім фактично підвищуються знову, коли активація знову організується на більш далеких ділянках (Kalifa, Tanaka et al. 2006). Більш того, Патент США №5868680 вимагає більш ніж одного імпульсу. В результаті способи, такі як описані в Патенті 5868680 ідентифікують багато дільниці, більшість з яких не є причинами AF. Цей недолік в ідентифікації та визначенні локалізації причини для AF може пояснювати, чому способи, засновані на організації, не були переведені у покращене лікування, щоб різко припинити AF. Аналогічно, Патент США №6301496 Reisfeld заснований на сурогаті каѾльзуется для картування швидкості провідності або іншої функції градієнта фізіологічного властивості, на фізичному зображенні серця. Тим не менш, цей патент не ідентифікує або визначає локалізацію причини порушення серцевого ритму. Наприклад, множинні шляхи активації AF означають, що шлях проведення і, таким чином, швидкість провідності є не відомої між точками, використовуваними для тріангуляції. Крім того, у разі ротора, послідовності активації, що обертається навколо або вихідної симетрично з активної зони, можуть фактично здійснювати нульову результуючу швидкість.

З цих причин експерти встановили, що "не існує прямого доказу того, що електричні ротори були отримані в передсердях людини" у AF (Vaquero, Calvo et al. 2008). Таким чином, при тому, що було б бажаним ідентифікувати (і потім визначити локалізацію) локалізованих причин для AF людини, в даний час це неможливо.

Для AF людини, особливо персистуючого AF, відсутність ідентифікованих і певних щодо їх локалізації причин означає, що абляція є емпіричною і часто включає пошкодження приблизно 30-40% передсердя, чого теоретично можна уникнути, якщо причина(и) були ідентифіковані і визначені щодо їх локалі�щественними причинами смерті, які слабо піддаються лікуванню за допомогою лікарських засобів (Myerburg and Castellanos 2006). Лікування в даний час включає приміщення имплантируемого кардіовертера-дифибриллятора (ICD) пацієнтам з ризиком, при цьому існує підвищений інтерес у використанні абляції для попередження повторних ICD шоків від VT/VF (Reddy, Reynolds et al. 2007). Ідентифікація та визначення локалізації причин для VT можуть бути важкими і абляції проводять в спеціалізованих центрах. При VF дані з досліджень на тваринах роблять можливим припустити, що причини VF лежать у фіксованих ділянках поблизу тканини Гіса-Пуркіньє (Tabereaux, Walcott et al. 2007), але знову це погано вивчена у людей. Єдині попередні описи ідентифікації і визначення локалізації причин для VF вимагали хірургічного впливу (Nash, Mourad et al. 2006) чи були проведені в серцях, видалені з організму після трансплантації серця (Masse, Downar et al. 2007)). Таким чином, мінімально інвазивна абляція для VF сфокусована на ідентифікації її тригерних факторів в рідкісних випадках (Knecht, Sacher et al. 2009), але все ще не може бути проведено в більш широкої популяції.

Існуючі контактні датчики також є недостатньо оптимальними для ідентифікації та визначено�м або численними датчиками (такі як Патент США №5848972 Triedman et al.). Тим не менш, такі кошти типово мають обмежене поле зору, що є неадекватним, щоб ідентифікувати причини для AF, яка може лежати де-небудь в будь-якому з передсердь і змінюватися (Waldo and Feld 2008). Альтернативно, вони можуть вимагати так багато підсилювачів для зняття вимірів з широкої області, що вони є непрактичними для використання у людей. Зняття вимірів з широкою області є переважним і, у тварин, що досягається шляхом хірургічного впливу на серце (Ryu, Shroff et al. 2005) або видалення його з організму (Skanes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003). У людей навіть хірургічні дослідження вивчають лише часткові ділянки в якийсь один час (наприклад, (Sahadevan, Ryu et al. 2004)), і вносять проблеми шляхом впливу повітря на серце, анестезії та інших засобів, які можуть змінювати порушення ритм від форми, яка зустрічається клінічно.

Таким чином, способи рівня техніки в основному сфокусовані на картуванні анатомії, щоб ідентифікувати має пацієнт порушення серця, швидше, ніж на визначенні причини чи джерела порушення. Таким чином, існує нагальна потреба у способи й інструменти для безпосередньої ідентифікації та определеерапию. Це особливо важливо для AF і інших складних порушень ритму, для яких, оптимально, система буде виявляти локалізовані причини для абляції шляхом мінімально інвазивних, хірургічних або інших способів.

КОРОТКИЙ ОПИС ВИНАХОДУ

Даний винахід розкриває системи, комплекти і способи для полегшення відновлення інформації від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело порушення серцевого ритму. Складне порушення ритму можна лікувати шляхом додатка енергії для модифікації джерела порушення ритму.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується спосіб відновлення інформації від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати на джерело складного порушення ритму, де спосіб включає:

отримання інформаційних сигналів серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму;

класифікація, за допомогою обчислювального пристрою, інформаційних сигналів серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності;

визначення, за допомогою вр, з'єднує щонайменше два виражених початку активації;

упорядкування, за допомогою обчислювального пристрою, почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою достовірністю і почав активації, пов'язаних з сигналами з високою достовірністю;

висновок, з допомогою обчислювального пристрою, почав активації, пов'язаних з сигналами з високою і низькою достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

Визначення може додатково включати визначення почав активації, пов'язаних з сигналами низькою достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого періоду, в ході якого інформаційні сигнали серця знаходяться у спокої.

В інших варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Класифікація може додатково включати використання щонайменше один початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуду, щоб класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і Љего: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

В деяких варіантах здійснення приймальні межі можуть бути визначені за допомогою принаймні одне з наступного: APD, швидкість провідності (CV), кут волокна і анатомічні фактори.

Відхилення постійної складової і шум можуть бути видалені з інформаційних сигналів серця та інформаційні сигнали серця можуть бути відфільтровані.

Щонайменше один з інформаційних сигналів серця може бути не враховано, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння з еталоном і амплітуда.

Порівняння з еталоном може додатково включати ідентифікацію імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів. Порівняння з еталоном може бути проведено, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система використовує типи імпульсу, щоб зробити порівняння з еталоном.

Імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, можуть додатково бути класифіковані на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

Класифікація інформаційних сигналів серця може додатково включати класифікацію импу� CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи більше ніж мінімальна APD і менше ніж максимальна CL.

В деяких варіантах здійснення вектор може бути модифікований, використовуючи щонайменше одне з наступного: форма імпульсу, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Класифікація інформаційних сигналів серця може додатково включати класифікацію імпульсів, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з низькою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи менше ніж мінімальна APD або більше ніж максимальна CL.

Визначення приймальних кордонів може додатково включати використання експертної системи, при цьому експертна система використовує щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна, щоб визначити приймальні кордону.

Визначення почав активації може додатково включати використання експертної системи, при цьому експертна система містить форми хвиль.

Визначення почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою вірогідністю може включати визначення почав активації, використовуючи щонайменше одне з наступного: достовірністю, може додатково включати узгодження почав активації, визначених з допомогою використання щонайменше двох з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується спосіб відновлення сигналів серця, пов'язаних зі складним порушенням ритму, отриманих від безлічі каналів від серця пацієнта, при цьому спосіб включає наступне:

класифікація каналів з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, де кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і каналів з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, де кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, де перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікація безлічі виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достоверносна каналі з низькою достовірністю;

обчислення вектора між щонайменше двома началами активації ідентифікованих виражених імпульсів на суміжних каналах через невираженний імпульс на каналі з низькою достовірністю;

встановлення тимчасового інтервалу, пов'язаного з невираженим імпульсом біля ділянки, де вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізніше невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибір можливого початку активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

В деяких варіантах здійснення спосіб може додатково включати наступне:

визначення другого часового інтервалу між вираженими імпульсами на каналі з низькою достовірністю, возникающег�торому початку активації відповідних виражених імпульсів на каналі з низькою достовірністю;

просування вперед другого часового інтервал так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

узгодження вибраного початку активації з другим початком активації до узгодженого початку активації;

коригування обраного початку активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується спосіб визначення часу активації в складному порушенні ритму, при цьому спосіб включає наступне:

ідентифікація щонайменше двох виражених імпульсів в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислення вектора між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

встановлення тимчасового інтервалу, пов'язаного з невираженим імпульсом біля ділянки, де вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невира�ма, який має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибір початку активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Спосіб може додатково включати наступне:

визначення другого тимчасового інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просування вперед другого часового інтервалу в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

узгодження вибраного початку активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

коригування обраного початку активації погодженим з початком акт�ї носій, включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій відновити інформацію від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму за допомогою наступного:

отримання інформаційних сигналів серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму;

класифікація інформаційних сигналів серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності;

визначення почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи вектор, що з'єднує щонайменше два виражених початку активації;

упорядкування почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою достовірністю і почав активації, пов'язаних з сигналами з високою достовірністю;

висновок почав активації, пов'язаних з сигналами з високою і низькою достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій відновити інформацію від серця, представляє складне порушення ритму, связасвязанних з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого періоду, у ході який інформаційні сигнали серця знаходяться у спокої. В іншому варіанті здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуда, де початок активації визначають шляхом використання щонайменше одного з наступного: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити приймальні кордону, використовуючи щонайменше одне з наступного: APD, швидкість провідності (CV), кут волокна і анатомічні фактори.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій видалити відхилення постійної складової і шум з еспечени, щоб змусити обчислювальний пристрій знехтувати щонайменше одним з інформаційних сигналів серця, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння з еталоном і амплітуда.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій порівняти з еталоном шляхом ідентифікації імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій порівняти з еталоном, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система використовує типи імпульсів, щоб зробити порівняння з еталоном.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з високою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи більше ніж мінімум�тройство класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з низькою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи менше ніж мінімальна APD або більше ніж максимальна CL.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій модифікувати вектор траєкторії хвилі, використовуючи щонайменше одне з наступного: форма імпульсу, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити приймальні кордону, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система використовує щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна, щоб визначити приймальні кордону.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система містить форми хвиль.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: ковзне середнє і фазова синхронізація.

пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше два з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується машиночитаемий носій, що включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій відновити сигнали серця, пов'язані зі складним порушенням ритму, отримані від безлічі каналів від серця пацієнта з допомогою наступного:

класифікація каналів з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і каналів з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікація безлічі виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які являютсяю відповідають невираженному імпульсу на каналі з середньою вірогідністю;

обчислення вектора між щонайменше двома началами активації ідентифікованих виражених імпульсів на суміжних каналах через невираженний імпульс на каналі з низькою достовірністю;

встановлення тимчасового інтервалу, пов'язаного з невираженим імпульсом біля ділянки, де траєкторія хвилі перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибір можливого початку активації протягом встановленого часового інтервалу, який є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

В деяких варіантах здійснення інструкції можуть бути забезпечені для того щоб обчислювальне пристрій мав можливість:

визначити другий інтервал між вираженими імпульсами на ка�ространяется від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів на каналі з низькою достовірністю;

просунути вперед певний другий часовий інтервал так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується машиночитаемий носій, що включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій визначити час активації в складному порушенні ритму за допомогою наступного:

ідентифікація щонайменше двох виражених імпульсів в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислення вектора між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

встановлення тимчасового інтервалу, пов'язаного з нл вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибір початку активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

В деяких варіантах здійснення інструкції можуть бути забезпечені для того щоб обчислювальне пристрій мав можливість:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просунути вперед другий часовий інтервал в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього импульсчала активації; і

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система для відновлення інформації від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму, при цьому система включає:

щонайменше одне обчислювальне пристрій,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, отримує інформаційні сигнали серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, классифицирующее інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що визначає початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи вектор, що з'єднує щонайменше два виражених початку активації,

при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій впорядковує початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю і початку активації пов'язаний з сигнали, пов'язані з сигналами з високою і низькою достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого періоду, в ході якого інформаційні сигнали серця знаходяться у спокої. В інших варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуда, де початок активації визначають шляхом використання щонайменше одного з наступного: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити приймальні кордону, використовуючи щонайменше одне з наступних�ве пристрій може видаляти відхилення постійної складової і шум з інформаційних сигналів серця і може фільтрувати інформаційні сигнали серця.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може нехтувати щонайменше одним з інформаційних сигналів серця, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння з еталоном і амплітуда.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може проводити порівняння з еталоном шляхом ідентифікації імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів.

Система може додатково включати експертну систему, щоб зробити порівняння з еталоном.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з високою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи більше ніж або дорівнює мінімальній APD і менше ніж або дорівнює максимальній CL.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційним�їм класифікації, будучи менше ніж мінімальна APD або більше ніж максимальна CL.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може модифікувати вектор траєкторії хвилі, використовуючи щонайменше одне з наступного: форма імпульсу, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Система може додатково включати експертну систему, щоб визначити приймальні кордону, використовуючи щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна.

Система може додатково включати експертну систему, щоб визначити початку активації, використовуючи форми хвиль.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: ковзне середнє і фазова синхронізація.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, шляхом узгодження почав активації, визначених з допомогою використання щонайменше двох з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу обеспечЂва каналів від серця пацієнта, при цьому система включає наступне:

щонайменше одне обчислювальне пристрій, сконфігуроване, щоб:

класифікувати канали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і канали з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікувати безліч виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси на каналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу на каналі з низькою достовірністю;

обчислити вектор між щонайменше двома началами активації ідентифікованих виражених імпульсів на суміжних каналах через невираженний імпульс на каналі з нгде траєкторія хвилі перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати можливе початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленої траєкторії хвилі для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може додатково бути конфігурований, щоб:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами на каналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів на каналі з низькою достовірністю;

просунути вперед певний другий часовий інтервал так, щоб перше початок активації наближалося до розпочав�я отримання погодженого початку активації; і

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система визначення часу активації в складному порушенні ритму, при цьому система включає наступне:

щонайменше одне обчислювальне пристрій, сконфігуроване, щоб: визначити щонайменше два виражених імпульсу в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, при цьому невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислити вектор між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом біля ділянки, де траєкторія хвилі перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, яка має вибране або опр�е одного попередньо визначеного властивості; і

вибрати початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може додатково бути конфігурований, щоб:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просунути вперед другий часовий інтервал в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система відновлення інформації від серця, що представляє сложноетема включає:

щонайменше один пристрій зберігання даних,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, функціонально зіставляється з принаймні одним пристроєм зберігання даних,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, отримує інформаційні сигнали серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, классифицирующее інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що визначає початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи вектор, що з'єднує щонайменше два виражених початку активації,

при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій впорядковує початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, і почала активації пов'язаний з сигналами з високою достовірністю,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що виводить початку активації, пов'язані з сигналами з високою і низькою достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

За мій достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого періоду, в ході якого інформаційні сигнали серця знаходяться у спокої. В інших варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуда, де початок активації визначають шляхом використання щонайменше одного з наступного: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити приймальні кордону, використовуючи щонайменше одне з наступного: APD, швидкість провідності (CV), кут волокна і анатомічні фактори.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може видаляти Відхилення постійної складової і шум з інформаційних сигналів серця і може додатково фільтрувати ін�їй міру одним з інформаційних сигналів серця, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння з еталоном і амплітуда.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може проводити порівняння з еталоном шляхом ідентифікації імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів.

Система може додатково включати експертну систему, щоб зробити порівняння з еталоном.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

В деяких варіантах здійснення щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з високою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи більше ніж або дорівнює мінімальній APD і менше ніж або дорівнює максимальній CL. В інших варіантах здійснення щонайменше одне обчислювальне пристрій класифікує імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з низькою вірогідністю в отЕимальная CL.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може модифікувати вектор траєкторії хвилі, використовуючи щонайменше одне з наступного: форма імпульсу, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Система може також включати експертну систему визначення приймальних кордонів, використовуючи щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна.

Система може також включати експертну систему визначення початку активації, використовуючи форми хвиль.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: ковзне середнє і фазова синхронізація.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, шляхом узгодження почав активації, визначених з допомогою використання щонайменше двох з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система відновлення сигналів серця, пов'язаних зі складним порушенням ритму, получехранения даних,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, з'єднується з пристроєм зберігання даних, при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій налаштовано, щоб:

класифікувати канали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і канали з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікують безліч виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси на каналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу на каналі з низькою достовірністю;

обчислити вектор між щонайменше двома началами активації ідентифікованих виражених імпульсів на �рвав, пов'язаний з невираженим імпульсом біля ділянки, де траєкторія хвилі перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати можливе початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може додатково бути конфігурований, щоб:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами на каналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів на каналі з низькою достовірністю;

при попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система визначення часу активації в складному порушенні ритму, при цьому система включає:

щонайменше один пристрій зберігання даних;

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що зіставляється з принаймні одним пристроєм зберігання даних, при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій налаштовано, щоб:

ідентифікувати щонайменше два виражених імпульсу в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, при цьому невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислити вектор між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульс�ивает, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може додатково бути конфігурований, щоб:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просунути вперед другий часовий інтервал в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране �ками вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система відновлення інформації від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму, при цьому система включає:

катетер, що включає безліч датчиків;

щонайменше одне обчислювальне пристрій, функціонально зіставляється з датчиками в ході складного порушення ритму,

щонайменше одне обчислювальне пристрій отримання інформаційних сигналів серця від безлічі датчиків,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, классифицирующее інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що визначає початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи вектор, що з'єднує щонайменше два виражених початку активації, при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій впорядковує початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю і початку активації пов'язаний з сигналами з високою достовірністю,

за мекой достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму може включати відсутність вираженого періоду, в ході якого інформаційні сигнали серця знаходяться у спокої. В інших варіантах здійснення складне порушення ритму не містить вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуда, де початок активації визначають шляхом використання щонайменше одного з наступного: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити приймальні кордону, використовуючи щонайменше одне з наступного: APD, швидкість провідності (CV), кут волокна і анатомичес�яющей і шум з інформаційних сигналів серця і може фільтрувати інформаційні сигнали серця.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може нехтувати щонайменше одним з інформаційних сигналів серця, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння з еталоном і амплітуда.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може проводити порівняння з еталоном шляхом ідентифікації імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів.

Система може включати експертну систему, щоб зробити порівняння з еталоном.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з високою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи більше ніж або дорівнює мінімальній APD і менше ніж або дорівнює максимальній CL.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серії, будучи менше ніж мінімальна APD або більше ніж максимальна CL.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може модифікувати вектор траєкторії хвилі, використовуючи щонайменше одне з наступного: форма імпульсу, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Система може включати експертну систему визначення приймальних кордонів, використовуючи щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна.

Система може також включати експертну систему визначення початку активації, використовуючи форми хвиль.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: ковзне середнє і фазова синхронізація.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, шляхом узгодження почав активації, визначених з допомогою використання щонайменше двох з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система відновлення сигЍтом система включає:

катетер, що включає безліч датчиків;

щонайменше одне обчислювальне пристрій, функціонально зіставляється з датчиками, при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій налаштовано, щоб:

класифікувати канали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і канали з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікують безліч виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси на каналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу на каналі з низькою достовірністю;

обчислити вектор між щонайменше двома началами активації іде�вірністю;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом біля ділянки, де траєкторія хвилі перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати можливе початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленої траєкторії хвилі для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може додатково бути конфігурований, щоб:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами на каналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних вир�оби перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система визначення часу активації в складному порушенні ритму, при цьому система включає:

катетер, що включає безліч датчиків;

щонайменше одне обчислювальне пристрій, функціонально зіставляється з датчиками, при цьому щонайменше одне обчислювальне пристрій налаштовано, щоб:

ідентифікувати щонайменше два виражених імпульсу в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, при цьому невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислити вектор між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом біля ділянки, де встановлені�про невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Щонайменше одне обчислювальне пристрій може додатково бути конфігурований, щоб:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просунути вперед другий часовий інтервал в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації з печується комплект, щоб полегшити відновлення інформації від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму, при цьому комплект включає:

катетер, що включає безліч датчиків, адаптованих для забезпечення інформаційних сигналів серця;

машиночитаемий носій, адаптований щоб бути функціонально з'єднуються з датчиками, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій відновити інформацію від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму за допомогою наступного:

отримання інформаційних сигналів серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму;

класифікація інформаційних сигналів серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності;

визначення почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи вектор, що з'єднує щонайменше два виражених початку активації;

упорядкування �окою достовірністю; і

висновок почав активації, пов'язаних з сигналами з високою і низькою достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму може включати відсутність вираженого періоду, в ході якого інформаційні сигнали серця знаходяться у спокої. В інших варіантах здійснення складне порушення ритму не містить вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуда, де початок активації визначають шляхом використання щонайменше одного з наступного: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити�рость провідності (CV), кут волокна і анатомічні фактори.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій видалити відхилення постійної складової і шум з інформаційних сигналів серця і фільтрувати інформаційні сигнали серця.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій знехтувати щонайменше одним з інформаційних сигналів серця, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння з еталоном і амплітуда.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій порівняти з еталоном шляхом ідентифікації імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій порівняти з еталоном, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система використовує типи імпульсів, щоб зробити порівняння з еталоном.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з низькою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи менше ніж мінімальна APD або більше ніж максимальна CL.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій модифікувати вектор траєкторії хвилі, використовуючи щонайменше одне з наступного: форма імпульсу, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити приймальні кордону, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система використовує щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна, щоб визначити приймальні кордону.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, використовуючи експертну систему, при цьому експертна �про визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: ковзне середнє і фазова синхронізація.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше два з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується комплект, щоб відновити сигнали серця, пов'язані зі складним порушенням ритму, отримані від безлічі каналів від серця пацієнта, при цьому система включає:

катетер, що включає безліч датчиків для отримання сигналів серця;

машиночитаемий носій, функціонально сполучається з датчиками, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні процесором, змушують процесор виконувати наступне:

класифікувати канали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок актив�ираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікують безліч виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси на каналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу на каналі з низькою достовірністю;

обчислити вектор між щонайменше двома началами активації ідентифікованих виражених імпульсів на суміжних каналах через невираженний імпульс на каналі з низькою достовірністю;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом біля дільниці, де встановлений вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо опра, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити процесор виконувати наступне:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами на каналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів на каналі з низькою достовірністю;

просунути вперед другий часовий інтервал так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується комплект, щоб визначити час активації в складному порушенні ритму, при цьому комплект включає:

катетер, що включає безліч датчиків для полуемий носій включає інструкції, які при виконанні процесором, змушують процесор виконувати наступне:

ідентифікувати щонайменше два виражених імпульсу в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, при цьому невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислити вектор між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом біля ділянки, де траєкторія хвилі перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчис�ом або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити процесор виконувати наступне:

визначити другий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просунути вперед другий часовий інтервал в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система відновлення інформації від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму, при цьому система включає:

обчислювальний пристрій;

машиночитаемий носій, адаптований щоб бути функціонально з'єднуються з обчислювальним пристроєм, при цьому машиночитаемий носій включає інстру� інформацію від серця, представляє складне порушення ритму, пов'язане з серцем пацієнта, щоб вказати джерело складного порушення ритму за допомогою наступного:

отримання інформаційних сигналів серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму;

класифікація інформаційних сигналів серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, де сигнали з високою і низькою достовірністю розділяють з допомогою порогу вірогідності;

визначення почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою достовірністю, з використанням щонайменше одного вектора, що з'єднує щонайменше два виражених початку активації;

упорядкування почав активації, пов'язаних з сигналами з низькою достовірністю і почав активації, пов'язаних з сигналами з високою достовірністю;

висновок почав активації, пов'язаних з сигналами з високою і низькою достовірністю, щоб вказати джерело складного порушення серцевого ритму.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи приймальні кордону.

В деяких варіантах здійснення складне порушення ритму включає відсутність виражления складне порушення ритму включає відсутність вираженого найбільш раннього початку активації, пов'язаного з інформаційними сигналами серця.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати інформаційні сигнали серця в сигнали з високою і низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: початок активації, тривалість циклу (CL), тривалість потенціалу дії (APD) і амплітуда, де початок активації визначають шляхом використання щонайменше одного з наступного: максимальний dV/dt, порівняння з еталоном і амплітуда.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити приймальні кордону, використовуючи щонайменше одне з наступного:

APD, швидкість провідності (CV), кут волокна і анатомічні фактори.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій видалити відхилення постійної складової і шум з інформаційних сигналів серця і додатково фільтрувати інформаційні сигнали серця.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій знехтувати щонайменше одним з інформаційних сигналів серця, використовуючи щонайменше одне з наступного: відношення сигнал-шум (SNR), порівняння�внить з еталоном шляхом ідентифікації імпульсів з високим рівнем достовірності, пов'язаних з інформаційними сигналами серця, в якості еталонів.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій порівняти з еталоном, використовуючи експертну систему, щоб зробити порівняння з еталоном.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, на підставі форми, пов'язаної з імпульсами, які підлягають класифікації.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з високою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи більшим, ніж мінімальна APD і меншим ніж максимальна CL.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій класифікувати імпульси, пов'язані з інформаційними сигналами серця, в якості імпульсів з низькою вірогідністю у відповідь на CL, пов'язану з імпульсом, що підлягають класифікації, будучи менше ніж мінімальна APD або більше ніж максимальна CL.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальне у�са, полярність імпульсу і навколишній обертальний/радіальне поширення.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити приймальні кордону, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система використовує щонайменше одне з наступного: APD, CV кут волокна, щоб визначити приймальні кордону.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, використовуючи експертну систему, при цьому експертна система містить форми хвиль.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше одне з наступного: ковзне середнє і фазова синхронізація.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій визначити початку активації, пов'язані з сигналами з низькою достовірністю, використовуючи щонайменше два з наступного: вектор траєкторії хвилі, приймальні кордону, ковзне середнє і фазова синхронізація.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система відновлення сигналів серця, пов'язаних >p>обчислювальний пристрій;

машиночитаемий носій, адаптований щоб бути функціонально з'єднуються з обчислювальним пристроєм, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій виконувати наступне:

класифікувати канали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і канали з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних із можливе початку активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення;

ідентифікувати безліч виражених імпульсів на каналах з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси на каналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу на каналі з вих виражених імпульсів на суміжних каналах через невираженний імпульс на каналі з низькою достовірністю;

встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом біля ділянки, де обчислений вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу на каналі з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного параметра;

вибрати можливе початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації може бути вибрано у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій виконувати наступне:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами на каналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів на �ивации наближалося до початку активації попереднього імпульсу;

погодити вибране початок активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система визначення часу активації в складному порушенні ритму, при цьому система включає:

обчислювальний пристрій;

машиночитаемий носій, адаптований щоб бути функціонально з'єднуються з обчислювальним пристроєм, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій виконувати наступне:

ідентифікувати щонайменше два виражених імпульсу в сигналах каналів з високою достовірністю, які є суміжними з каналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси відповідають невираженному імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, при цьому невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації;

обчислити вектор між початками активації виражених імпульсів через невираженний імпульс;

устктор перетинає невираженний імпульс, при цьому встановлений часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі каналу з низькою достовірністю, яка має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;

вибрати початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому вектору для невираженного імпульсу.

Можливе початок активації вибирають у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

Інструкції можуть бути забезпечені, щоб змусити обчислювальний пристрій виконувати наступне:

визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі каналу з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому інтервал поширюється від першого початку активації до другого часу активації відповідних виражених імпульсів;

просунути вперед другий часовий інтервал в сигналі так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу; і<� активації; і

скорегувати вибране початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується спосіб визначення почав активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму, при цьому спосіб включає наступне:

отримання сигналів серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму;

визначення, за допомогою обчислювального пристрою, почав активації, пов'язаних з невираженими імпульсами, використовуючи щонайменше одне з наступного: вектор траєкторії хвилі та приймальні кордону.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується машиночитаемий носій, що включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій визначити початку активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму за допомогою наступного:

отримання сигналів серця від безлічі датчиків в ході складного порушення ритму;

визначення, за допомогою обчислювального пристрою, почав активації, пов'язаних з невираженими імпульсами, використовуючи щонайменше одне з наступного: вектор траєкторії хвилі та приймальні кордону.

В одному аспект�му порушенні ритму, при цьому система включає:

щонайменше одне обчислювальне пристрій,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що одержує сигнали від серця безлічі датчиків в ході складного порушення ритму,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що визначає початку активації, пов'язані з невираженими імпульсами, використовуючи щонайменше одне з наступного: вектор траєкторії хвилі та приймальні кордону.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система визначення почав активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму, при цьому система включає:

щонайменше один пристрій зберігання даних;

щонайменше одне обчислювальне пристрій, функціонально зіставляється з принаймні одним пристроєм зберігання даних,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що одержує сигнали від серця безлічі датчиків в ході складного порушення ритму,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що визначає початку активації, пов'язані з невираженими імпульсами, використовуючи щонайменше одне з наступного: вектор траєкторії хвилі та приймальні кордону.

В одному аспекті цього винаходу обеспечиваетс�ючает:

катетер, що включає безліч датчиків;

щонайменше одне обчислювальне пристрій, функціонально зіставляється з датчиками,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що одержує сигнали від серця безлічі датчиків в ході складного порушення ритму,

щонайменше одне обчислювальне пристрій, що визначає початку активації, пов'язані з невираженими імпульсами, використовуючи щонайменше одне з наступного: вектор траєкторії хвилі та приймальні кордону.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система до комплекту, щоб визначити початку активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму, при цьому комплект включає:

катетер, що включає безліч датчиків, адаптованих для забезпечення сигналів серця в ході складного порушення ритму;

машиночитаемий носій, адаптований щоб бути функціонально з'єднуються з обчислювальним пристроєм, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій визначити початку активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму шляхом визначення почав активації, пов'язаних з невиѽици.

В одному аспекті цього винаходу забезпечується система до системи визначення почав активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму, при цьому система включає:

обчислювальний пристрій;

машиночитаемий носій, адаптований щоб бути функціонально з'єднуються з обчислювальним пристроєм, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм, змушують обчислювальний пристрій визначити початку активації невираженних імпульсів у складному порушенні ритму шляхом визначення почав активації, пов'язаних з невираженими імпульсами, використовуючи щонайменше одне з наступного: вектор траєкторії хвилі та приймальні кордону.

Слід розуміти, що будь-який з вищенаведених компонентів, операцій, етапів або варіантів здійснення не обмежуються специфічним порядком розкриття і можуть бути використані в будь-якій комбінації.

КОРОТКИЙ ОПИС ГРАФІЧНИХ МАТЕРІАЛІВ

Графічні матеріали складають частину цього опису та включають приклади варіантів здійснення в даний винахід, який може здійснюватися в різних формах. Слід розуміти, що у деяких примераѵния розуміння цього винаходу.

На фігурі. 1 представлено зображення серця, показує застосування датчиків, абляционного катетера і електронні обробні компоненти цього винаходу, які обробляють сигнали від серця та упорядковують їх згідно з цим винаходом.

На фігурі. 2 показана конструкція сенсорного пристрою цього винаходу, який детектує биосигнали для широкої області камери серця при низькій роздільній здатності, потім для більш вузької області при більш високій роздільній здатності.

На малюнку 3 показана інша конструкція сенсорного пристрою цього винаходу, який детектує биосигнали для широкої області камери серця при низькій роздільній здатності, потім для більш вузької області при більш високій роздільній здатності.

На фігурі 4 показана інша конструкція сенсорного пристрою цього винаходу, який детектує биосигнали для широкої області камери серця при низькій роздільній здатності, потім для більш вузької області при більш високій роздільній здатності.

На малюнку 5 показані деякі типи сигналів від серця, які необхідно проаналізувати з допомогою цього изобретениервал.

На фігурі. 6 представлена блок-схема, що показує аналіз сигналів при багатьох локалізаціях для ідентифікації та локалізації причин порушень біологічних ритмів у відповідності з цим винаходом.

На малюнку 7 показаний варіант здійснення цього винаходу, що зображає обчислення кривих характеру зміни частоти (відновлення) для сигналів від людини зі вставкою фізіологічних патернів в деяких випадках.

На фігурі 8 показано, що відповідь на частоту (відновлення) тривалості монофазного потенціалу дії людини може відрізнятися при вимірі між нав'язаними ритмами і AF.

На фігурі 9 показано прямий розподіл фази.

На фігурі. 10 представлена блок-схема варіанту здійснення, що показує, як прийняті сигнали і зберігаються дані в базі даних можна застосовувати для створення і застосування ймовірнісної діаграми для поліпшення чіткості для ідентифікації та локалізації причин порушення біологічного ритму.

На фігурі. 11 представлений приклад застосування цього винаходу на 47 літній людині. Показаний відбір сигналів (електрограма) зсередини лівого і правого передсердь і коронарного синуса пацієнта з фибрилляциеастоящего винаходу, яка ідентифікувала електричний ротор і локалізувала його в правому передсерді. Видно, що слід активації зосереджується в центральній області. Також показано, що центральна область знаходиться на геометричній схемою передсердь від цього пацієнта як темна точка на латеральній стінці правого передсердя.

На фігурі 13 показано що, під час прямої абляції в центральній області, зазначеної на фігурі 12, протягом менше ніж 6 хвилин AF сповільнювався і припинявся по відношенню до нормального ритму (синусовому ритму), таким чином демонструючи, що причина AF фактично не була виявлена і успішно вилікувано.

На фігурі 14 показано, що після припинення AF було неможливо відновити AF навіть шляхом дуже швидкої стимуляції передсердя (тривалість циклу 230 мс, еквівалентна понад 260 імпульсам/хвилину). Стимуляція з більш високою частотою тоді блокувалася (без стимулювання передсердя).

На фігурі 15 показані приклади локалізованих причин AF людини іншого пацієнта, детектуються за допомогою даного винаходу. Електричні ротори показано у двох пацієнтів в лівому передсерді. Наскільки відомо, це перші фактичні демонстрації існування електричних роторів ациенте. На малюнку показана причина фокального імпульсу в лівому передсерді, де слід активації показує активацію, радіально виходить звідти. Абляція при цій локалізації також різко припиняла AF.

На фігурах 17А-17С показаний спосіб відтворення серцевих сигналів, асоційованих зі складним ритмічним порушенням, отриманих за допомогою безлічі каналів від серця пацієнта.

На фігурі 18 показано серії відтворених потенціалів дії і нездатність відтворених потенціалів дії відповідати детектируемому початку активації.

На фігурі 19А показано безліч змінюються у часі сигналів, отриманих від датчиків, що сприймають серцеву (електричну) активність від серця пацієнта під час складного ритмічного порушення (фібриляція передсердь). Численні зубці присутні в багатьох сигналах, а мінливі характеристики сигналів навіть у тієї ж локалізації датчика помітні і роблять визначення початку кожного сигналу складним.

На фігурі 19B показана якраз той ділянка електричної активності в межах вікна, показаного на фігурі 19А.

На фігурі 19С показаний розгорнутий вид сигналу, для якого детектування сигналу виключається тому, що він попЀинимается як артефакт.

На фігурі. 19D представлено двовимірне подання положень кардиодатчиков або електродів, які забезпечують сітку на передсерді пацієнта.

На фігурі 20А показані приклади різних способів детектування імпульсів, визначення почав активації і виключення шуму змінюються в часі кардиосигналах, показаних на фігурах 19А і 19С.

На фігурі 20B показано сигнали від каналів низької надійності.

На фігурі 20С показано сигнали від складних каналів низької надійності, в яких форми окремих сигналів імпульсу широко варіюються від імпульсу до імпульсу, і таким чином початок активації дуже складно визначити.

На фігурах 21А і 21B представлені додаткові деталі до тих, що показані на фігурах 19 ВА і 19D відповідно, щоб встановити спосіб визначення почав активації для імпульсів класу з використанням векторів.

На фігурах 22А-22С показані зображення відтворених хвильових шляхів при фібриляції від відібраних почав активації відповідно до способів і систем, описаних у цьому документі.

На фігурі 23А показано двовимірне представлення матриці датчиків, які показані як точки або положення електрода, накладеного на поверхню серцевих передсердь.

датчиків, показаних на фігурі 23А.

На фігурі 23С показаний результат розмітки почав активації для імпульсів в кожному з необроблених сигналів, показаних на фігурі 23B згідно із системами і способами, описаними в даному документі.

На фігурі 23D показано відтворення тривалості потенціалу активації (APD), який починається на засадах активації, визначених на фігурі 19А і триває протягом певного часу або загасає після цього.

На фігурі 24А показано приклад зображення, отриманого від необроблених сигналів, показаних на фігурі 23B, з використанням загальноприйнятих способів, відомих у даному рівні техніки.

На фігурі 24B показано приклад зображення, отриманого від розмітки почав активації на фігурі 23С, на якій показаний ротор.

На фігурі 24С показано зображення, на якому розмічені моменти часу активації, визначені на фігурі 23С, і відтвореної APD, визначеної на фігурі 23D, застосовують, щоб визначити перетин між лініями деполяризації. Дане перетин являє собою центр ротора, куди можна ввести препарат для лікування порушення ритму.

Фігура 25 представляє собою блок-схему комп'ютерної системи згідно з розкритими варяются наступні визначення: "Детектування/діагностування": вирази детектування та діагностування ритмічного порушення застосовують взаємозамінними в цій заявці.

"Час активації" означає час початку активації для даного серцевого сигналу.

"Тривалість часу активації" означає період часу і форму хвилі сигналу між моментами часу початку і кінця активації для даного серцевого сигналу. Діастолічний інтервал являє собою період часу від кінця активації попереднього імпульсу до початку активації цього імпульсу (фігура 3).

"Слід активації" означає упорядкування початку часу активації при локалізаціях датчика для створення помітного характерного патерну, наприклад, включаючи без обмеження ротаційний патерн навколо центральної області, що є ознакою ротора, радіально вихідний патерн від центральної області, що є ознакою причини фокального імпульсу або розсіяне патерн, який потребує додаткової дискретизації сигналу і повторення вищенаведених етапів аналізу.

"Ідентифікувати і локалізувати" означає процес розрізнення присутності локалізованої або розсіяною причини порушення серцевого ритму, потім локалізації зазначеної причини по відношенню до локалізацій датчика або по відношенню до відомих анатомічним положень в серце.

"Порушення серцево�ті ритми верхніх камер серця (передсердя), такі як швидка і не відповідає нормі активація нормального синусового вузла (невідповідна синусова тахікардія або повторний вхід в синусний вузол), передсердна тахікардія (AT), суправентрикулярная тахікардія (SVT), тріпотіння передсердь (AFL), передчасні передсердні комплекси/імпульси (РАС) і складні ритми фібриляції передсердь (AF) і певні форми атипового тріпотіння передсердь. Швидкі ритми можуть також зустрічатися в нижніх камерах серця (шлуночки), включаючи такі як шлуночкова тахікардія (VT), шлуночкова фібриляція (VF), двонаправлена шлуночкова тахікардія і передчасні шлуночкові комплекси/імпульси (PVC). Порушення серцевих ритмів можуть також бути повільними, включаючи синусову брадикардію, ектопічна предсердную брадикардію, вузлову брадикардію, атріовентрикулярну блокаду і ідіовентрікулярний ритм.

"Причина порушення біологічного або серцевого ритму", що застосовується взаємозамінно з "джерелом порушення біологічного або серцевого ритму" у цій заявці, відноситься до, без обмеження, ротационному паттерну послідовності активації навколо центральної області, що є ознакою ротора, радіально виходить патерн�оящем винаході, коли виявляють розсіяну причину, дискретизація сигналу поширюється на додаткові численні локалізації, а детекцію і етапи аналізу цього винаходу повторюють. Ці причини прямо відповідають за збереження порушення серцевого ритму.

"Датчик", який застосовується взаємозамінно з "електродом", відноситься до пристрою детектування і передачі сигналів від серця або до серця.

До розкриття цього винаходу причини біологічних порушень ритму людини і, зокрема, порушень серцевих ритмів, не були ідентифіковані. Даний винахід представляє перший відомий приклад, де спосіб детектування, діагностування і згодом проведення лікування ефективно, точним і мінімально інвазивним способом, причина (причини), які підтримують, зберігають або «керують» біологічними порушеннями людини, були описані. Даний спосіб дає можливість лікарю впливати на дані джерела з модифікацією або елімінацією для припинення цього порушення. Хоча один кращий варіант здійснення призначений для мінімально інвазивних методик від порушень серцевих ритмів, даний винахід можна також застосовувати длѵ як головний мозок, центральна нервова система (де воно може локалізувати причину епілепсії або пароксизму), периферична нервова система (де воно може детектувати пухлини), скелетний м'яз і гладка м'яз, такі як шлунково-кишковий тракт, сечовий міхур і матку.

У відповідності з варіантом здійснення цього винаходу розкривається пристрій для дискретизації сигналів, наприклад, сенсорний пристрій, таке як електродний катетер від численних локалізацій у межах органу людини, такого як серце людини, з просторовими змінними дозволяють здібностями і зоною візуалізації, і з пристроєм для перетворення числа сенсорних каналів відповідно.

У відповідності з варіантом здійснення цього винаходу розкривається спосіб ідентифікації та локалізації електричних роторів, фокальних імпульсів та інших локалізованих причин серцевих ритмів, включаючи складні ритми, такі як AF, VF і поліморфний VT.

У варіантах здійснення цього винаходу можуть застосовуватися способи обробки та програмного забезпечення, такі як упорядкування послідовності активації для створення сліду активації, способи обробки, такі як перетворень�>� одному варіанті здійснення цього винаходу дані, зібрані від датчиків і проаналізовані, зберігаються як дані в базі даних, що автоматично оновлюється. Дану базу даних застосовують для допомоги лікаря при діагностуванні/детектуванні локалізованих причин або для класифікації патерну причин порушень ритму. Це може прийняти форму карти імовірнісного розподілу причин у пацієнтів зі специфічними характеристиками.

Згідно з іншим варіантом здійснення цього винаходу забезпечується пристрій для відображення причин біологічного ритму у форматі, який може допомогти лікарю при лікуванні. Наприклад, екран візуального відображення можна підключити до процесора, щоб створити можливість візуалізації сліду активації і щоб створити можливість для візуальної локалізації центру ротора, фокального джерела або іншої причини порушення. Аудіоформати можуть також застосовуватися окремо або в комбінації з візуальним форматом. Наприклад, в доповнення до або замість візуального зображення джерела, так що центр можна візуально ідентифікувати, координати джерела і його центр можу надаватися користувачу за допомогою �про тому, що воно дає лікарю ясне уявлення причини і забезпечує покажчик для ідентифікації центру причини, що значно полегшує вибір методів лікування. Наприклад, візуальне подання фактичного ротора або фокальної імпульсу дає можливість лікарю точно визначити, куди направити абляционний катетер або інший препарат.

Згідно з іншим варіантом здійснення цього винаходу як тільки причина порушення ідентифікована, застосування приладу для лікування або способу для модифікації або руйнування ділянки ідентифікованого і локалізованого джерела можна використовувати для лікування або елімінації порушень ритму. Неограничивающие приклади приладів для лікування і способів включають застосування енергія руйнування (абляція), як, наприклад, за допомогою абляционних катетерів, хірургічних абляционних способів хірургічного видалення або використання приладів всередині серця, таких як імплантовані живлять провідники або інший фізичний пристрій, стимулюючої енергії (кардіостимуляція), прямої доставки фармакологічних засобів, клітинної терапії або інших методів втручання. В одному варіанті осуществленособи лікування, такі як здатність до доставки абляционной енергії, енергія стимуляції, лікарська терапія, клітинна терапія, така як терапія стовбуровими клітинами або генами або інші способи лікування. Таким чином, такий катетер можна використовувати як при детекції, так і при лікуванні порушення.

Даний винахід, зокрема, підходить для детектування, діагностики та лікування складних порушень серцевих ритмів, таких як, наприклад, VF, поліморфний VT, двонаправлена шлуночкова тахікардія і AF, де, як тільки локалізовані причину точно ідентифікували і встановили, можна здійснити точну і спрямовану абляції локалізованої причини. Як обговорювалося вище, ідентифікація і фізична локалізація причини раніше була не можливою, і, отже, успішне лікування було надзвичайно складним навіть для досвідчених практикуючих лікарів, ще менше було можливо суттєво знизити або елімінувати інтенсивність.

На додаток до виявлення причини і подальшого проведення лікування складних порушень серцевих ритмів даний винахід можна також застосовувати для допомоги в діагностиці та лікуванні простих ритмів, які виходять від одиночного ділянки, шляхом прискорення і упрощениѵ передсердні тахікардії, мультифокальні передсердні тахікардії (МАТ), синусовий вузловий повторний вхід або невідповідна синусова тахікардія, шлуночкова тахікардія (VT), передчасні передсердні комплекси (РАС) і передчасні шлуночкові комплекси (PVC).

В даний винахід включений спосіб і система для збору даних, включаючи чутливі прилади і записуючі системи. Зібрані дані включають щонайменше локалізацію кожного датчика, який передав один або кілька сигналів, і початковий час, при якому зустрічається кожен сигнал активації або тривалість часу активації. Процесор приймає дану інформацію і послідовно впорядковує моменти часу початку активації. Результат обчислення являє собою створення сліду активації, який створює характерний патерн для порушення і вказує на локалізацію, так і на тип причини для порушення, тобто, чи є це ротором, фокальним джерелом або розсіяним паттерном, тобто не локалізованим джерелом, отже, потребує додаткового збору даних від іншої області серця або іншій області організму. Як тільки дані впорядковані таким чином, створюється слід активації�психологічний ротаційний патерн ротора, так що центр ротора візуально помітний, і можна легко ідентифікувати і, отже, піддати лікування. Те ж саме вірно і щодо зображення радіально вихідного джерела, такого як фокальний імпульс. Послідовне упорядкування моментів часу початку активації на кожному датчику дозволяє локалізувати фокальні порушення ритму так, що фокальний центр можна легко локалізувати на візуальному дисплеї для спрямованого і точного лікування. Необхідно, щоб джерела ритму або причини відображалися протягом деякого часу, щоб дати можливість лікарю повною мірою спостерігати точку причини або область і здійснити достатню оцінку, що стосується відповідного лікування в місці локалізації причини. В одному варіанті здійснення дані та/або візуальні відображення оброблених даних (тобто "кінофрагмент" сліду активації) пояснюють характерний патерн причини порушення ритму. Така збережена інформація дає можливість лікарю звертатися до попередніх паттернам, щоб допомогти поліпшити ідентифікацію, локалізацію та лікування схожих причин. В деяких прикладах така збережена інформація забезпечує екстраполяцію вимірювання�вих патернів з використанням схожих відомих патернів.

Додатковий варіант здійснення цього винаходу забезпечує спосіб і систему для лікування таких причин, часто шляхом модифікації або руйнування тканини, де причина розташовується. Шостий кращий варіант здійснення створює можливість для застосування цього винаходу у режимі «офлайн», не в режимі перегляду в реальному часі, швидше ніж прямо під час методики лікування пацієнта.

Спосіб і систему цього винаходу можна використовувати, щоб локалізувати джерела (тобто, виявити фізичну локалізацію причини) для генерації не відповідає нормі електричного імпульсу або поширення в головному мозку або центральної нервової системи з використанням електроенцефалограми або іншого показника для ведення інвазивної терапії (хірургія) або зовнішнього опромінення з ідентифікацією та лікуванням пароксизму або вогнищ фокальній епілепсії або пухлини (злоякісної або інший). Даний винахід може також застосовуватися для ідентифікації джерел для не відповідає нормі поширення імпульсу в поперечно м'язі (наприклад, пошкодження скелетного м'язу), шлунково-кишковому тракті (наприклад, спазм стравоходу), мачественной або інший) в будь-якій системі організму. Справжній винахід також знаходить застосування за межами медицини, як наприклад, для локалізації джерела сейсмічного явища або для локалізації джерел енергії разом зі способами, як наприклад радіолокаційні або гидролокационние.

Даний винахід має кілька аспектів щодо способу і системи для здійснення способу. Як приклад, а не обмеження, в одному аспекті цього винаходу сигнали детектують від численних локалізацій в органі при порушенні ритму з зміною відстані між датчиками для оптимізації ясності зазначеної дискретизації. Окремий необхідний варіант здійснення також записує дані сигнали від серця або іншої частини організму під час порушення ритму, і зберігає їх у базі даних. Локалізація кожного датчика, асоційованого з окремим сигналом, а також моменти часу початку активації на кожному датчику передаються на процесор для аналізу, включаючи послідовне упорядкування з утворенням сліду активації, ідентифікуючого причину порушення і її специфічну локалізацію в організмі. Створення бази даних причин, яку можна ручним способом або автоматично оновлювати, дає можливість створювати�именяют, коли збір даних для даного пацієнта є обмеженим за якістю, щоб порівняти патерн пацієнта з попередніми записаними ритмами пацієнта, щоб визначити, чи є ритм тим же або іншим, або щоб порівняти патерн пацієнта з таким від іншого пацієнта, як наприклад, з схожими клінічними характеристиками. Раніше зберігаються дані від попереднього випадку можна застосовувати для допомоги в ідентифікації, локалізації та відображення причин порушень ритму в цьому випадку.

Візуальне відображення джерел порушення є найвищою мірою придатним для практикуючого лікаря тому, що воно служить в якості візуального керівництва по наявності і локалізації причини і дозволяє в подальшому направленому і точному лікуванні знизити інтенсивність або елімінувати порушення ритму.

В інших аспектах цього винаходу раніше зберігаються дані від іншого випадку можна застосовувати для ідентифікації, локалізації та відображення причин порушення ритму у цьому випадку. Це можна застосовувати для планування застосування даного винаходу в майбутній методикою.

Опис придатних компонентів, модулів і приладів

На малюнку 1 показана схема різних пригооделяться один від одного і спільно сполучатися з забезпеченням їх функції, або один або кілька з них можуть інтегруватися один з одним, що містяться в процесорі, так що система містить менше окремих одиниць апаратного обладнання. На фігурі 1 зображується варіант здійснення, який дає можливість локалізувати причину порушення під час мінімально інвазивних підшкірних процедур або інших процедур, таких як з використанням поверхневої ECG, магнитокардиограмми, ехокардіографічних та/або вимірювань Доплера від змін ультразвуку, електромагнітного випромінювання, звукових хвиль, мікрохвиль або електричного імпедансу.

На фіг.1 електричні події в серці 10 записуються із застосуванням індикаторних електродів. Дані електроди можуть представляти собою катетери 20, поміщені в межах камери або судинної мережі серця, включаючи сконструйовані за замовленням записуючі катетери, підтверджуються прикладом на фігурах 2-4. Електроди можуть також являти собою подовжувачі живлячих провідників від імплантованого електрокардіостимулятора або кардіовертера-дефібрилятора, катетери, які застосовуються для запису монофазних потенціалів дії або інших сигналів, які типово досягають через порожнисту вену 20-21 або коронарний сину�іі, немає необхідності, однак, використовувати спеціалізовані катетери на фігурах 2-4, оскільки можна використовувати будь-які катетери або чутливі прилади, примененяемие всередині або поза організму, які здатні точно передавати моменти часу активації і локалізації їх знаходження.

Електроди 23 можуть проводити запис від эпикардиальной або перикардіальної поверхні серця, до якої можна отримати доступ через електроди 21 в коронарному синусі, через електроди 23 в перикардіальному просторі або інші шляхи. Електроди можна локалізувати поблизу від нервів, що постачають серце 15, які можна локалізувати в лівому передсерді і шлуночках. Електроди можуть представляти собою віртуальні (розраховані) електроди від системи картографування із застосуванням обчислювальної техніки, рутинні або електроди 30 картування ECG високої роздільної здатності, електроди, імплантовані під шкіру або отримані із способів для неінвазивної детекції сигналів без прямого контактування з серцем або організмом. Інформацію від електродів можна також отримати від збережених електрограм в базі 160 даних.

Електрод 25, поміщений поблизу серця можна застосовувати для модификацииедставляет собою абляционний катетер, він сполучається з генератором 60 енергії. Інші електроди можуть сполучатися з контролером 40 і кардиостимулирующем модулем 50, і необхідно забезпечити зв'язок усього з контролером 70 процесу. Абляції або кардіостимуляцію можна направити на нерви, що постачають серце 15, які локалізовані у багатьох локалізаціях серця. Електроди внутрішньої абляції можна замінити на зовнішню абляционную систему, наприклад, зовнішні зонди під час хірургії або, як і у зовнішньому сфокусованому опроміненні або потік фотонів, що стосується терапії раку. На додаток до цього, модифікацію джерел, тобто, лікування причин порушення можна досягти шляхом доставки відповідних фармацевтичних композицій, генної терапії, клітинної терапії або шляхом вилучення тканини (при хірургії або з використанням спеціалізованих приладів).

Контролер 70 процесу може містити різні компоненти або модулі. Такий компонент або модуль містить дискритезирующий модуль 80, який здатний записувати сигнали під час порушень ритму, записувати при різних частотах не при порушенні ритму (шляхом кардіостимуляції) та/або записувати під час частот, які моделюють порушення серцевого ритму (шляхом кардиостим�мули, і контролер процесу може також з розумінням виділяти найменшу кількість чисел записуючих підсилювачів, щоб сприймати від достатньої кількості локалізацій для ідентифікації та локалізації причини. Наприклад, система може використовувати тільки канали 50-60 фізичної підсилювача, щоб записувати від датчиків 128 (наприклад, від двох комерційно доступних мультиполярних катетерів), шляхом записування цих датчиків 128 на основі поділу часу» шляхом поділу часу або шляхом активації окремих численних датчиків поблизу причини ритму при деактивацію інших. Дана функція «перемикання» може здійснюватися за допомогою перемикаючого компонента, який з'єднує сенсорний пристрій з електронною системою управління, може здійснюватися в одному або декількох інших компонентах. Переключення може бути ручним або автоматичним, спрямованих, наприклад, туди, де лежить причина порушення серцевого ритму. Модуль 90 сполучається з модулем кардіостимуляції для забезпечення додаткових частот серцевих скорочень для дискретизації біосігнала. Це, зокрема, придатне щодо режиму не в реальному часі (режим 6), описаного в даному докуном порушення серцевого ритму, яке діагностують і лікують.

Винахідницький спосіб і система обробляють дані, зібрані з використанням аналітичних способів, що може здійснюватися за допомогою аналітичних модулів. Наприклад, на малюнку 1 модуль 100 являє собою частину I "аналітичної машини". Дана частина аналітичної машини визначає початок і кінець біологічного сигналу з плином часу при кожній виявленої локалізації. Це реалізується шляхом створення серій моментів часу активації (початок розподілу часу) і часу відновлення (кінець розподілу часу) під час ритму з плином часу (проиллюстрированно на фігурі 6). Сигнал типово представляється в якості напруги з плином часу (тобто, в вольт-секундний ряд). Час активації можна обробити багатьма способами. Найпростіший включає ручне призначення для кожної локалізації. Автоматизоване або обчислене призначення може досягатися шляхом використання нуля першої похідної, щоб визначити максимум або мінімум, нуля другої похідної, щоб показати максимальний хід вгору або хід вниз, або схожі способи. Моменти часу початку і кінця активації можна також призначити, коли вольт-секунпредставляет собою використання зіставлення з паттерном. Наприклад, патерн, відібраний для подання тривалості активації, можна корелювати з сигналом при численних моментах часу з плином часу. Час, коли вказані кореляційні значення є високими, вказує на повторення зазначеного шаблону, і таким чином, розглядаються моменти часу активації. Шаблон, який застосовують для даного аналізу, можна також отримати з даних, що зберігаються в базі даних або вирахувати з частоти, розрахованої для ритму у цій локалізації. Одночасні записані матеріали від численних датчиків можуть допомогти при аналізуванні активації, зокрема, для складних ритмів, таких як AF або VF, коли якість сигналу може бути з шумами, низької якості або показувати численні компоненти в різні моменти часу. З одночасних записаних матеріалів відбирається опорний сигнал, переважно в ближній локалізації до каналу, який аналізується. Сигнали на опорному каналі застосовують, щоб відібрати сигнал або компоненти сигналу на каналі, який аналізується. Це можна здійснити шляхом використання компонентів, які зберігають схожий розподіл часу з плином часу, з використанням фу� способів, евристика, способи розпізнавання патерну та підходи так званої «нечіткої логіки», обмежені певною патофизиологией передсердя є можливими для застосування.

Модуль 110 являє собою частина II аналітичної машини, яка фактично обчислює і локалізує, тобто, визначає наявність і локалізацію джерел (причин) порушення серцевого ритму.

Деякі варіанти здійснення цього винаходу включають "машину для терапії, яка може містити один з декількох модулів, сконструйованих для спільного здійснення різних функцій в системі і способі. Наприклад, модуль 120 на фігурі 1 може відповідати за визначення патерну локалізації та міграції джерел порушення ритму всередині серця. Він може бути першим модулем машини для терапії і застосовуватися для обчислення локалізації та області простору, яку потрібно модифікувати для того, щоб лікувати або елімінувати порушення ритму. Лікування може відбуватися шляхом доставки абляционной енергії або інших засобів, як обговорювалося в даному документі, і не являє собою просто одну точку або область, якщо джерело мігрує під час абляції. Модуль 130 є характерним для другяции (зруйнувати), модифікувати (піддати абляції або кардіостимуляції) або стимулювати (піддати кардіостимуляції) тканина на ділянках, які, ймовірно, представляють джерела. В якості альтернативи модуль 130 можна застосовувати для модифікації тканини без руйнівної енергії, наприклад, шляхом доставки фармацевтичних засобів або генних, або клітинних терапій.

Модуль 170 системи, показаний на малюнку 1, є характерним для інструменту для відображення ідентифікації або локалізації причини візуально або акустичним чином для допомоги лікаря при проведенні лікування або елімінації порушення ритму. Наприклад, даний модуль може містити екран дисплея, що дозволяє лікарю чітко текстову, графічну та/або акустичну візуалізацію на екрані ротора фокальній або іншої причини порушення. В деяких варіантах здійснення кліп "кинофрагмента" виявленого порушення буде представлений на екрані. Даний кліп являє собою презентацію в реальному часі фактичної причини та локалізації порушення. Наприклад, як тільки аналіз даних було здійснено у відповідності зі способом цього винаходу, тобто, локалізація сигналів і їх моменти вр�ани на екрані у формі сліду активації. Якщо патерн сліду активації означає серії активацій, що обертаються навколо головного центру, тоді, як було виявлено, ротор був і є фактично причиною порушення. Подібним чином, якщо патерн сліду активації означає серії активацій, які йдуть радіально від основної центральної області, тоді, як було виявлено, фокальний імпульс був і є, фактично, причиною порушення. Таким чином, спосіб, запропонований цим винаходом, дозволяє пряме виявлення причини порушення і зручну візуалізацію наявності, типу і локалізації порушення для практикуючого лікаря. У тому випадку, якщо не виявлено помітний патерн, тобто, слід активації не локалізовано, тоді додаткова дискретизація сигналу шляхом переміщення локалізацій датчика і/або активізації вже поміщених датчиків може бути відповідною. Додаткові дискретні сигнали можуть обробляти у відповідності з цим винаходом і показувати на екрані. Якщо причина виявлена за допомогою додаткової дискретизації і обробки даних, тоді може бути прийняте рішення про відповідному лікуванні. У тому випадку, якщо виявлені розсіяний слід активації і патерн, подальша доповнить�яких прикладах результат способу представляє виявлення наявності і локалізації ротора або радіально вихідного фокуса. В інших прикладах, де розсіяний патерн залишається навіть після повторної дискретизації і обробки, діагностика може виключити ротор або фокальні імпульси в якості причини. Таким чином, виявлення ротора або фокальної точки (імпульси) буде в сутності детектуванням і діагностикою одночасно, тоді як недолік такого виявлення представлятиме діагноз, який може виключити присутність будь-якої з цих причин порушення.

Режим 1. Дискретизація сигналу (фігура 1. Посилання 80)

Дискретизація сигналу може здійснюватися в реальному часі при проведенні методики, щоб піддати абляції або лікування порушення ритму, заздалегідь для планування методики або згодом для перегляду порушення. Як зазначено вище, сигнали збираються в одній або декількох локалізаціях від органу з використанням різноманітних типів датчиків. Контактні датчики повинні підтримувати, по можливості, хороший контакт з тканиною. У кращому режимі електроди повинні записувати на численних ділянках одночасно або майже одночасно. Найшвидші порушення серцевих ритмів, такі як AF, мають тривалості циклу >100 мс, так що виявлення сигналу протягом істот�ть переміщення датчика до послідовних ділянок. Даний винахід можна застосовувати з будь-яким існуючим сенсорним пристроєм.

Хоча різноманітні комерційно доступні електродні прилади можна застосовувати для отримання дискретизації сигналу, особливо придатні варіанти здійснення приладу для дискретизації сигналу показано на фігурах 2-4. В даних пристроях застосовуються численні датчики, які можуть окремо активуватися або деактивироваться або переміщатися один по відношенню до іншого. Це створює можливість для адаптивної просторової роздільної здатності, в цьому датчику відстань можна збільшити або зменшити при необхідності. Широко розташовані датчики забезпечують широке поле зору, щоб «дослідити» ритм для великої частини органу (наприклад, ліве передсердя серця). Як тільки локалізація джерела апроксимується, конфігурація за необхідності перетворюється для скорочення рознесення датчиків для більш високої просторової роздільної здатності вузьким полем зору. Щільно розташовані датчики переважні для впливу енергією на сфокусовану область для лікування джерела.

Адаптивна просторова роздільна здатність становить ѿутем фізичного переміщення датчиків. На малюнку 2 показано концентричні спіралі (елемент 200) з численними чутливими елементами (електроди або зонди) для дискретизирующих сигналів і, в деяких прикладах, для доставки енергії або іншого лікувального препарату (елемент 205). Спіралі широко розташовані, коли частини катетера залишаються не розгорнутими (елемент 210) всередині стрижня (елемент 215). Обертання і просування комплекту вводить більше зондів в камеру і скорочує відстань між ними. На малюнку 3 представлений інший варіант здійснення сенсорного катетера згідно винаходу у формі регульованого віялоподібного катетера з численними меридіанами (елемент 230), причому кожна містить численні дискретизирующие елементи (електроди або зонди) (елементи 240), також для дискретизації і в деяких прикладах для доставки енергії або іншої лікувальної терапії. Шляхом комбінації крутного або скручує руху вздовж осі стержня (елемент 245), як зображено на фігурах, меридіани можуть розташовуватися більш широко елемент 230) або розташовуватися ближче елемент 235), тобто просторово регулюватися. На малюнку 4 показаний інший варіант здійснення сенсорного катетера згідно винаходу у формі регум атравматическом кінці елемент 270). Як і з конструкціями на фігурах 2 і 3 меридіани на фігурі 4 можуть містити численні елементи (електроди або зонди) (елементи 265). Спіраль може висуватися або переміщатися назад в оболонку за допомогою впливу на стрижень (елемент 280), щоб збільшити або зменшити розмір спіралі та/або межзондовое відстань. Дані конструкції можна виконати більшими або меншими, щоб вони підходили більшого або меншого органу (наприклад, передсердя з змінюваними розмірами) або подструктурам, включаючи легеневі вени або верхню порожнисту вену, які можуть бути джерелами для ритмів, таких як AF.

Фізичний рух може виконуватися лікарем ручним способом або автоматично з використанням машин. Беручи до уваги спостережувані властивості джерел для порушень серцевих ритмів, спостережуваних винахідниками, необхідно, щоб датчики сприймали щонайменше від приблизно 25% площі поверхні кожної однієї або декількох камер серця. Ці конструкції є ілюстративними тільки і не призначені для обмеження фактичного фізичного дизайну або застосування цього винаходу.

За оптимальним контактом для кожного датчика може здійснюватися мониториЂроллер 70 процесу може перевірити контакт стабільності амплітуди прийнятих сигналів. В якості альтернативи, контролер 70 процесу може створювати умови, щоб здійснює кардіостимуляцію модуль 50 випускав сигнали через електроди 20-30, і застосовувати амплітуду викликаних відповідей, щоб перевірити контакт. В якості третьої альтернативи, обробний модуль 70 може визначити контакт шляхом підтвердження стабільного імпедансу тканин (AF, наприклад, де стимуляція не можлива). В якості інших альтернатив можна застосовувати катетери, сконструйовані для вивчення патернів легких ушкоджень, або сконструйовані для прямого вимірювання контактного зусилля. На додаток до цього, впливу на катетер можна контролювати за допомогою робота полуавтоматизированним або автоматизованим способом, а також вручну.

Адаптивну просторову роздільну здатність можна також досягти електронно. Датчики в цьому регульованому сенсорному пристрої підключаються до електронної системи управління, яка може активувати або деактивувати окремі датчики. Це можна здійснити вручну, наприклад, якщо лікар бажає зосередитися тільки на одній ділянці органу, або автоматично за допомогою контролера процесу на фігурі 1, щоб сфокусуватися на�лирует незалежне переключення з'єднань між датчиками і електронною системою управління, для того, щоб максимально збільшити практичного застосування числа каналів підсилювача. Дані електронні компоненти можуть здійснюватися шляхом різних комбінацій традиційних (провідних) електродів, оптоволокон, конструкцій з ланцюгами на травленой підкладці, біологічних датчиків, хімічних датчиків, фармацевтичних датчиків, п'єзоелектричних датчиків, інфрачервоних датчиків, сумісного з пацієнтом формування оптичного зображення, оптродов, дистанційних датчиків і інших конструкцій.

Електронне перемикання можна також досягти шляхом квантування часу. Велике число локалізацій можливо необхідно буде виявити, але число дискретизирующих каналів може бути обмеженим. Квантування сигналу може записати більше число чутливих каналів від меншого числа каналів. Наприклад, сигнали часто дискретизируются кожну 1 мс (при 1 кГц), хоча даних, одержуваних кожні 10 мілісекунд (мс) або близько того, досить часто для аналізу джерела AF або VF. Таким чином, система може сприймати локалізації 1 протягом 3 мс, локалізаціях 2 і 3 протягом 3 мм кожна, потім повертається до датчика 1, щоб повторити цикл через момент часу 10 мс.Таким спприменять залежно від часу перемикання в апаратному устаткуванні або програмному забезпеченні, і з урахуванням шумових факторів при перемиканні між каналами. Багато інші способи можна застосовувати, щоб збільшити дійсне число каналів, включаючи передачу мультиплексних сигналів вздовж оптоволокна або іншого приладу, або збереження сигналів в пам'яті з довільним доступом, потім з використанням аналізу в режимі офлайн для посилення і аналізу кожного по черзі.

Число виявляються локалізацій можна також збільшити з використанням комбінації датчиків, які перебувають у контакті з різними серцевими площинами. Наприклад, електроди на эндокардиальной (внутрішньої) поверхні серця можна доповнити електродами на эпикардиальной (зовнішньої) поверхні і можливо такими в серцевому м'язі самої по собі (через імплантовані електроди), щоб збільшити загальну просторову і роздільну здатність. Це має особливе значення в передсерді, стінка якого є тонкою, і де эпикардиальние і эндокардиальние електроди можна націлити на схожі області. В шлуночку або в областях передсердя з товстою стінкою, різні площини можуть надати різну інформацію.

В певному варіанті здійснення дискретизацію можна здійснюється�під час порушення серцевого ритму. Коли застосовують одиночний зонд, сигнали від кожної локалізації вирівнюються по відношенню до основного сигналу розподілу часу. Даний спосіб легко застосовувати, коли ритм є відносно регулярним в межах серця, як наприклад, при «простому» порушення фокальній передсердної тахікардії або тріпотіння передсердь. Проте, даний спосіб можна також застосовувати як приблизного керівництва, якщо ритм є нерегулярним в межах серця, наприклад, при складних ритмах AF або VF. Перевага полягає в необхідності меншої кількості датчиків, і спрацює, якщо джерела виявляють деяку стабільність в просторі. Наприклад, так як AF є нерегулярною, активація може бути регулярною у локалізованих джерелах, наприклад, у певних локалізаціях, таких як поблизу легеневих вен.

Один особливо придатний варіант здійснення для використання послідовної дискретизації при багатьох локалізаціях в даній роботі ілюструється відносно переміщення зонда з двома датчиками (такими як, два двополюсника клінічних чотирьохполюсних катетерів), хоча при наявності можна застосовувати більше датчиків. У кожної локалізації один так Відміну з часу активації для другого датчика застосовують, щоб показати відносне розподіл часу. Зонд переміщують так, що один датчик перекриває раніше виявлену локалізацію. Другий датчик сприймає нову локалізацію і може записувати початку відносного розподілу часу для численних імпульсів в цьому місці. Процес повторюють по всій представляє інтерес області. Оскільки цей спосіб вводить стабільність у відносний розподіл часу між локалізаціями, можна повторно внести варіабельність стохастически з використанням спостережуваних імпульс-до-імпульсу варіацій розподілу часу у кожної локалізації.

Альтернативний підхід являє собою застосування градієнтів частоти та/або організації в межах камери у порівнянні з даними, що зберігаються даними з бази даних для такого ритму (включаючи AF або VF). Після дискретизації послідовних локалізацій частота активація в обох камерах порівнюють із збереженими патернами, які описують дане взаємовідношення в різних джерелах (роторах або фокальних імпульсах) і прилеглих ділянках. Підхід для мінімізації помилок (таких як помилки найменшого квадрата) можна застосовувати, щоб оцінити джерело локалізації. Оцінки можна обрабовристической, нечіткої логіки або іншої схеми розпізнавання патерну. Цей процес повторюють ітераційно. Для просторово сумісного джерела другі і подальші ітерації додають точність до первісної оцінки і можуть сфокусуватися на локалізаціях, найближчих до оцінюваного джерела.

Доставка лікувальної терапії може бути іншою характеристикою сенсорного пристрою, яка буде описувати докладно далі в даному документі.

Режим 2. Обчислення причин порушень серцевих ритмів

Першим етапом аналізу є визначення типу сигналу з використанням пошукової таблиці, як проиллюстровано на фігурі 5, номери позицій 400-460. На даному етапі визначається, виникає сигнал від серця (стимулятора серця), головного мозку, дихальної системи, шлунково-кишкового тракту, сечостатевої системи і так далі. У випадку зі стимулятором серця сигнал може представляти собою сигнал поверхневої ECG, внутрисердечний, эхокардиографический або інший сигнал. У випадку зі внутрішньосерцевої, сигнал додатково класифікується як потенціал дії (монофазний потенціал дії), біполярна электрограмма, уніполярні электрограмма або інше. Деякі з цих сигналів в серці), тоді як інші не забезпечують. Сигнали більш низької якості, по всій ймовірності, вимагають попередньої обробки, фільтрування, усереднення, порівняння з збереженими сигналами в базі даних для даного пацієнта через різні моменти часу, і інших етапів обчислення, щоб дати можливість локалізувати джерело.

На фігурі 6 сигнал аналізують між етапами 800-840 для ідентифікації його типу в пошуковій таблиці (з фігури 5). Це передбачає призначення початку і кінця активації та інтервалу між імпульсами (діастолічний інтервал), що залежить від типу сигналу, проілюстрованого в пошуковій таблиці на фігурі 5. Пошукова таблиця може представляти собою ґрунтовний перелік біосигналів з даними окремої фізіологічної ролі кожного компонент для обчислення. Компоненти можуть змінюватись по частоті і можуть коливатися від імпульсу до імпульсу. Кожен компонент сигналу може відображати окремий аспект нормальної або не відповідає нормі фізіології, і таким чином вказувати на ймовірність того, що може виникнути порушення ритму. Приклади не призначені для обмеження обсягу пошукової таблиці, яка може містити сигнали від інших м'язів (наприклад, � етапом аналізу є визначення для кожної виявленої локалізації фізіологічного сигналу, який необхідно проаналізувати. Метою є те, що отриманий в результаті сигнал найкращим чином представляє фактичну фізіологічну активацію і відновлення, що відбувається при порушенні серцевого ритму у кожної локалізації. Коли записуваний сигнал є «чистим» (характеризується високим співвідношенням сигнал-шум), він буде фізіологічним сигналом. Якщо сигнали присутні з шумами, тоді можуть бути необхідними фільтрування, зниження шуму й інші схеми, щоб виявити фізіологічний сигнал. Зазначені схеми придушення шуму можуть зажадати записування в той час, коли пацієнт затримує своє дихання на кілька секунд. Для аналізу порушень передсердного ритму фізіологічний сигнал найкращим чином записується в проміжку між активациями шлуночків (R-R інтервалі), що може полегшуватися, якщо імпульс серця знижується (R-R інтервал продовжується) з використанням коштів для сповільнення частоти скорочень шлуночків або шляхом зниження частоти електрокардіостимулятора у пацієнтів з такими приладами.

На фігурі 7 панелі 600-670 ілюструють особливо придатний варіант здійснення для створення фізіологічних сигналів з использованиВо-перше, визначають відповідь на частоту сигналу кожного типу (монофазние потенціали дії, MAP, проілюстровані на панелях 600, 620, 640). Це здійснюється за допомогою дискретизирующих сигналів при мінливих частотах при порушенні ритму або не при порушенні ритму (наприклад, шляхом кардіостимуляції, дивись режим 6). Відповідь тривалості сигналу (проиллюстрован для MAP) на частоту показано на панелях 610, 630, 650 і показує, що MAP скорочується при зростанні частоти (тобто, коли діастолічний інтервал скорочується). Слід зазначити, що відповідь на той же самий набір частот може змінюватись, коли пацієнт має і не має порушення серцевого ритму. На фігурі 8 на панелях від 700 до 740 це показано. Кардіостимуляція з доставкою одиночного экстраимпульса на панелі 700 наведена на графіку відновлення, показаного на фігурі 6, 710, як тільки починається AF. Однак через кілька хвилин крива відновлення змінюється, як показано на панелях 720-740.

Один підхід, здійснюваний у цьому винаході, призначений для створення «гібридного» сигналу шляхом введення фізіологічного патерну під час початку кожного часу активації (панелі 660-670). Фізіологічний патерн можна отримати шляхом усре�ного імпульсу або іншого способу), усереднення сигналів у сусідніх локалізаціях (просторове усереднення), від монофазних потенціалів дії при різних локалізаціях (панелі 660-670), шляхом фільтрування існуючих уніполярних або біполярних сигналів в частотній або частотно-часовому домені або з використанням збережених патернів з бази даних (фігура 1, 160). Коли використовують збережені сигнали, властивості, включають тривалість даних фізіологічних патернів, можна регулювати щодо частоти з використанням характеру зміни відповіді на частоту (відновлення). Збережені сигнали можна отримати від даного пацієнта, іншого пацієнта з схожими характеристиками або з іншого збереженого джерела. Ці способи можна застосовувати для окремих активацій або для повного сигналу.

Цей спосіб призводить до фізіологічного поданням активності у кожної локалізації з плином часу, що може, в іншому випадку, бути складним для отримання в його скорочення серце пацієнта під час мінімально інвазивної методики. Це знаходить застосування крім порушень серцевих ритмів. Наприклад, зазначений фізіологічний патерн може представляти собою модель функціонування клітинних �е з розрахованим часом для кожної досліджуваної активації для дослідження динаміки потоків кальцію, струмів калію або інших процесів всередині скорочення серця даного пацієнта. В якості додаткового прикладу, цей фізіологічний патерн може представляти собою модель фармакологічного ліганду, що дає можливість досліджувати характеристик скорочення серця по відношенню до специфічних фармакологічних засобів. У шлунково-кишковому тракті моделі вивільнення клітинних гормонів можна досліджувати для кожного перистальтичного «імпульсу». У головному мозку відома кінетика вивільнення нейромедіаторів або ендорфінів щодо дискретних хвиль головного мозку (неінвазивно, через поверхневу електроенцефалограму або инвазивно при операціях) можуть допомогти зрозуміти і лікувати різні стани. Лікування станів при епілепсії, наприклад, із застосуванням цього винаходу являє собою один варіант здійснення цього винаходу. Цей винахід також включає спосіб визначення ефекту фармакологічної або биоэффективного кошти на організм шляхом кореляції характеристик скорочення серця або ритму іншої частини організму з вивільненням, здатністю зв'язувати або частотою або іншим впливом кошти на ор�огочисленних локалізаціях. Найпростіша форма такого аналізу повинна упорядкувати активацію в кожної локалізації послідовно у часі. В інших варіантах здійснення за допомогою аналізу можна виявити та локалізувати причину порушення ритму із застосуванням способів частотного домену, способів тимчасового домену або просторово-фазових способів. Способи частотного домену включають перетворення Гілберта або вейвлет-перетворення, або способи фазової затримки. Способи фазового простору включають аналізування просторових взаємодій між ділянками, що показують активацію певної локалізації, для того щоб визначити слід активації.

Щодо фазово-просторових способів добре відома техніка передбачає призначення фази φ для сигналу на кожному електроді і через кожен момент часу. Фаза при точної локалізації вершини ротора не має визначення, а підсумовування фази сусідніх електродів призводить до "стрибка фаз" на 2π. Таким чином, локалізація ротор відповідає фазової сингулярності. З математичної точки зору дані фазові сингулярності можна виявити шляхом обчислення лінійного інтеграла по замкнутій кривій;±2π, де лінійний інтеграл беруть по шляху l, прилеглого до фазової сингулярності. Оскільки сигнал від електрода є поодиноко спостережуваним, визначення фази вимагає спеціальної уваги. Будуть застосовуватися кілька різних способів, залежно від якості електродного сигналу.

Перший спосіб фазового простору буде застосований, якщо сигнал від електродів йде з шумами та/або має невелику амплітуду. У цьому випадку моменти часу активації для кожного електрода будуть визначатися з подальшим новим аналізом динаміки фронту хвилі. В якості першого етапу просторову роздільну здатність зондів та їх моменти часу активації можна збільшити з використанням биленейной схеми інтерполяції, яка інтерполює активацію з використанням тонкої регулярної сітки, утвореної по всій поверхні. При фізіологічних сигнали високої якості, які містять активацію, відновлення та інформацію про діастолічному інтервалі, це дає криву часу V(t) для кожної точки розрахункової сітки.

Оскільки форма потенціалу дії може бути стабильн� до фази ф. Дана карта призначає єдине значення φ кожному значенню V так, що максимум і мінімум фазової змінної відрізняється на 2π. Детальна форма даний карти є довільною, а фазу обчислюють з використанням φ=2π(ν-0.5). Відповідна крива часу фазової дає миттєве формування сигналу і його фази, як на фігурі 8 (панелі 710-730).

Після побудови фазової карти за допомогою способу обчислюють для кожного часу сумарну фазу для всіх чотирьох точок тонкої регулярної сітки, розділеної кроком сітки, який формує квадрат (спосіб топологічного заряду). Результат не дорівнює нулю вказує на наявність фазової сингулярності і ротора. Аналізу буде додатково сприяти визначення місцезнаходження фронту хвиль. Локалізація даних фронтів буде обчислена з використанням регулярної тонкої сітки шляхом визначення, де і коли V перетинає значення порогової величини з позитивною похідної dV/dt. Здійснення даного обчислення вздовж напрямку x і y тонкої регулярної сітки та із застосуванням лінійної інтерполяції між точками сітки буде призводити до набору точок, які лежать на фронті хвилі.

Фронт хвилі потім будують шляхом з'єднання даних точок. По�е подання, яка графічно зображує значення кожного моменту часу мембранного потенціалу з використанням сірої або кольорової шкали, ліній, представляють фронти хвилі, ліній, представляють схожі фази (изофазние лінії) і символів, локализующих фазові сингулярності. Дане графічне представлення буде приносити значну користь лікарю при інтерпретації результатів способу і системи згідно винаходу. Необхідно відзначити, що перетинання ліній, що представляють фронти хвиль і изофазние лінії, представляють фазову сингулярність. Фазові сингулярності показують центральні області, і, таким чином, їх можна застосовувати для локалізації роторів.

Фазове перетворення здатне продемонструвати фокальні імпульси при AF - зазвичай, як відцентрові джерела, що виходять від локалізованої області. Фокальний імпульс характеризується локалізацією, яка відповідає трьом критеріям: 1) його активації є більш раннім, ніж у прилеглих локалізаціях; 2) ця область була раніше неактивною (при діастолі) протягом конкретного періоду часу; 3) подальше поширення активації виходить радіально від центральної області. З розпізнаванням даннихлит локалізації, які проявляють моменти часу активації перед їх чотирма найближчими і чотирма наступними найближчими сусідами, і позначить їх як потенційні фокальні джерела. Наступним кроком він визначає моменти часу активації в локалізаціях, прилеглих до потенційного фокальному джерела. Якщо моменти часу активації даних локалізацій є більш ранніми, ніж їх прилеглих електродів, потенційний фокальний джерело підтверджується і позначається відповідно. Дані ділянки зображують графічно з використанням графічної техніки зображення, як описано вище, значно допомагаючи лікарю при локалізації та інтерпретації даних джерел.

Альтернативно може бути застосований спосіб частотного домену. Для фізіологічного сигналу під час порушення серцевого ритму, який може бути записаним сигналом або сигналом, отриманим після фільтрування, зниження шуму та інших методів, описаних вище, можна застосовувати кілька способів.

Одним таким способом є перетворення Гілберта. Перетворення Гілберта зрушує фазу негативних частот сигналу на π/2 і фазу позитивних частот на - π/2. У цьому підході визначення фази φ з�тдельном придатному варіанті здійснення застосовується алгоритм видалення тренду, щоб встановити напруги в моменти часу активації (максимальний dV/dt) до нуля. Перетворення Гілберта застосовують, щоб скласти фазову площину сигналів з віддаленим трендом. Перетворення Гілберта у всіх локалізаціях интерполируют по тонкій регулярною сіткою, створеною з біологічної поверхні. Фазу потім обчислюють з напруги фазового простору по відношенню до його перетворення Гілберта. Знову-таки, просторові розподіли фази будуть проаналізовані з допомогою техніки топологічного заряду, описаної вище, щоб локалізувати фазові сингулярності асоційованих з фазою сингулярностей (межі фронтів хвиль), таких, як на вершині повторно вхідної хвилі. Фронти хвиль активації складають з використанням тієї ж техніки, як описано вище, в той час як ізолінії нульової фази також відслідковуються. Приклад даних способів передсерді людини показаний на фігурі 12, елементи 1030 1040, на якій показані ротори в лівому передсерді, розраховані з використанням способів частотного домену.

В іншому придатному способі використовується техніка вкладення часу затримки, щоб визначити фазу сигналу. Дана техніка складається з нанесення на графік V(t+rJ-V* за отемени і кожної локалізації. На практиці затримка часу і зсув буде визначати практикуючий лікар після вивчення даних графіків для декількох локалізацій з використанням різних значень τ і V*. Оптимальні значення призводять до траєкторіями, які не перетинаються (що буде призводити до неоднозначного значенням для фази) і які оточують вихідну точку (забезпечуючи те, що мінімальна і максимальна фаза відрізняються на 2π). Як сигнал, так і фазу интерполируют по тонкій регулярною сіткою, створеною з біологічної поверхні. Отриману в результаті фазову мапу потім вивчають щодо фазових сингулярностей і фронти хвиль відстежують, як описано вище.

Ще інший придатний спосіб, застосовуваний, щоб визначити фазу сигналу являє собою вейвлет-перетворення. Точна форма даного вейвлету являє собою змінну, а приклад включає вейвлет Хаара. Вейвлет-перетворення обчислюють для кожної локалізації. Вейвлет дає можливість спостерігати сигнал при численних частотних дозволяють здібності. Це дозволяє фільтрувати небажаний шум при специфічних частотах (або смугах частот). У цьому підхід фазове перетворення досягається нанесенням на графік напруга відн�неї, включаючи подрібнення сітки за допомогою биленейной інтерполяції, виявлення фазової сингулярності і відстеження фронту хвиль.

Інша інформація, як наприклад, локалізації в межах органу ділянок учащенности під час порушення ритму, присутність дуже регулярних ділянок навколо менш регулярних ділянок, присутність стабільної конфігурації (форми) імпульс-до-імпульсу для наступних сигналів в протилежність мінливих конфігурацій сигналів, близькість до анатомічних характеристик, які, як відомо, асоційовані з окремими порушеннями ритму (як наприклад, легеневі вени при AF, система His-Purkinje при VF) або їх комбінація можуть також допомогти при идентифицировании і локалізації джерел.

Можна отримати кілька типів слідів активації, виробляють відповідні основні помітні патерни для різних типів причин для порушення ритму. Слід активації, при якій послідовності активації обертаються навколо центральної «основний» області називають ротором. Слід активації, який розповсюджується радіально від центральної області називають фокальним імпульсом (або ділянка повторюваних фокальних активацій або імпульсів). Інший тип сліду активації являє придатному варіанті здійснення, у таких випадках, виявлення сигналу повторюють додаткових локалізаціях або протягом додаткових періодів часу. Локалізація причини для порушення серцевого ритму базується на локалізації центральної області та додаткової активації даної області. Деякі варіанти здійснення ідентифікують центральну область безпосередньо. Наприклад, перетворення Гілберта і способи прямого фазового призначення ідентифікують центральну область в якості ділянки, де реальні й уявні частини аналізу перетинаються. На відміну від цього спосіб прямого послідовного упорядкування згідно з цим винаходу вказує на центральну область або візуально, або аналітично.

На фігурі 10, на яку посилаються панелі 1400-1495, описується спосіб оптимального ідентифікування, локалізації та відбору причини(причин), який по всій імовірності вказує на первинну причину порушення ритму. В одному окремому необхідному варіанті здійснення складають імовірнісну карту 1480 для джерел порушення. Це вказує на вірогідність, що кожна виявляється локалізація приховує причину порушення ритму по відношенню до інших виявляється локализаця протягом більш тривалих періодів часу (або протягом більшої кількості обертань або імпульсів), де частота активації є прискореної, де частота активації є більш організованою, що активує прилеглу тканину у відношенні 1:1 (таким чином, присутня з'єднання електрограма) і активує великі області тканини у фазі (і таким чином має велику просторову константу), коли меншу кількість співпадаючих джерел ідентифікують для джерел, які лежать поблизу відомих областей з високою ймовірністю для порушень ритмів, наприклад, легеневі вени при AF людини, для джерел з меншою міграцією з плином часу і для типів джерела ротор по відношенню до фокальному удару. В окремому придатному варіанті здійснення задають ймовірності після порівняння з збереженими прикладами в базі даних; порівняння може прийняти форму поетапного багатомірного порівняння. В обмеженому випадку просторово фіксований джерело, який являє собою одиничний електричний ротор і який безпосередньо активує весь орган, являє собою по визначенню першопричину цього порушення серцевого ритму.

Також існують замінники для сліду активації. Вони представляють собою дані, які приблизно визначають ідентиф� локалізацій, менш тривалих або докладних записаних матеріалів або з використанням інформації від інших джерел, таких як ECG, швидше ніж зсередини. Таким чином, замінники забезпечують апроксимацію сліду активації з використанням зменшеного кількості локалізацій датчиків порівняно з аналізом, який прямо вимірює слід активації. Дані замінники, які застосовуються окремо або в комбінаціях, містять ділянки високої частоти під час порушення ритму, присутність дуже регулярних ділянок, оточених менш регулярними ділянками, присутність стабільної конфігурації (форми) імпульс-до-імпульсу для наступних сигналів на противагу змінним конфігурацій сигналу, сигнали, де амплітуда є особливо низькою, сигнали, які є дуже тривалими, тому що кожна активація є дуже тривалою, близькість до анатомічних характеристик, які, як відомо, асоційовані з окремими порушеннями ритму (як наприклад, легеневі вени при AF, система His-Purkinje при VF) або їх комбінація можуть також допомогти при идентифицировании і локалізації джерел

Замінники можна детектувати виходячи з ECG, і таким чином їх можна застосовувати для плани�астоти, особливо в разі оточення областями нижчою регулярності і частоти, вказують на локалізації всередині серця, де знаходяться джерела.

На фігурі 10 панелі 1400-1495 коротко викладається підхід для ідентифікації та локалізації джерел. Панелі 1400-1450 визначають, присутній датчик достатньої роздільної здатності для ідентифікації причини. Критерії достатності включають відсутність розривів в обчисленні фронту хвиль і відсутність стрибків у локалізації центральних областей, і абсолютна відстань між датчиками, яке не повинно перевищувати приблизно 1 см. Це базується на обчисленнях того, що мінімальна окружність повторного входу хвилі становить >2 см в передсерді людини і більше в шлуночку людини. На панелях 1460-1490 потім застосовується комбінація оптимізованих виявляються даних і даних, що зберігаються для обчислення джерел, які потім лікують, панель 1495. Даний винахід включає широке застосування відфільтрованих або неотфильтрованних клінічних даних, даних з бази даних, включаючи даного та інших пацієнтів, чи оцінок обчислень для подання сигналу, який необхідно проаналізувати, а також результатів аналізу. В�десятки сигналів, чисельних способів і збережених сигналів з бази даних є головними перевагами способу і системи винаходи, зокрема тому, що отримання даних з фізіології з високою роздільною здатністю від передсердь або шлуночків людини може бути надзвичайно складним і навіть неможливим, в клінічному електрофізіологічному дослідженні без операції на відкритому серці.

Всі з вищенаведених підходів можна застосовувати для будь-якого складного ритму, включаючи VF. Зрозуміло, дані підходи можна застосовувати для "простих ритмів", таких як повторний вхід навколо анатомічного перешкоди або роторів, фіксованих в рубцевої тканини (як наприклад, тріпотіння передсердь).

Дані способи винаходу можна здійснити з програмним забезпеченням, яке управляється дуже швидко і є відповідним для режиму реального часу, а також автономного аналізу з використанням дрібномасштабних компонентів, таких як виявляються в імплантованих приладах, портативних амбулаторних машинах, приладах наручних розмірів, а також більш великих комп'ютерів, розташованих в лабораторіях електрофізіології.

Режим 3. Зберігання даних за джерелами серцевих ритмів у ба�оже бути придатним для класифікації джерел у різних пацієнтів, для допомоги в ідентифікації джерел в окремого пацієнта або для визначення, чи повернувся пацієнт з тим же чи іншим джерелом. Дані в базі даних будуть, таким чином, включати характеристики, описані вище, включаючи число співпадаючих джерел, частота, мінливість частоти з плином часу, тривалість, розмір біологічного органу, активацію якого прямо викликає джерело (просторова константа), локалізацію, переміщується дана локалізація з плином часу, частота в межах численних областей серця в той час, коли був виявлений джерело (як наприклад, частота лівого і правого передсердя під час AF) і відповідь кожного джерела на абляції.

Додаткова інформація, яку необхідно зберегти в базі даних, що включає один або кілька клінічних факторів групи, що містить стать (чоловічий/жіночий), вік, вага, зростання, наявність цукрового діабету, кров'яний тиск, розмір передсердь, розмір шлуночків, області передсердного або шлуночкового рубця, фракцію викиду лівого шлуночка.

В окремому придатному варіанті здійснення база 160 даних AF джерел буде постійно оновлюватися на основі локалізації нового джерела з додат�ових пацієнтів за допомогою експертної системи програмного забезпечення, яка буде приводити у відповідність патерни нового пацієнта з вже збереженими патернами.

Дані про джерела, які необхідно зберегти, будуть проаналізовані на сумісність з існуючими даними, приведеними у відповідність з допомогою вищенаведених змінних. Тільки вихідні дані, які відповідають суворим стандартам для цілісності даних, будуть включені, інші будуть відхилені. Після забезпечення цілісності даних, дані будуть додані в базу даних з поліпшенням локалізації для майбутніх пацієнтів.

Даний винахід і інтерфейс бази даних можуть містити експертну систему, яка порівнює поточні дані з збереженими даними. На основі найближчого відповідності або відповідностей, логікою в межах цього винаходу визначається, слід досліджувати додаткові джерела серцевого ритму або додаткову характеристику, і чи можуть вони ґрунтуватися на збереженої інформації. Тут застосовується критерій згоди» щодо різних збережених параметрів. Ця функція включена, тому що на практиці число виявляються локалізацій обмежується часовими обмеженнями, багато локалізації датчЀешающую здатність, та тому що винахідник спостерігав, що багато пацієнтів показували схожі локалізації та характеристики джерел.

Оновлення бази даних будуть доступними лікарю регулярно від розташованої в центрі, захищеної бази даних, яка містить вищенаведену інформацію. Ніяка інформація про пацієнта, географічного положення, датою дослідження або інших пунктах, заборонених Health Information Portability Act (HIPAA), не буде включена. Ця база даних буде зберігатися у віддаленому місці,' але буде доступною в електронному вигляді за допомогою засобів, які включають дротовий і бездротовий зв'язок, електронні засоби, такі як CD, DVD, і твердотільні запам'ятовуючі пристрої.

Режим 4. Відображення джерел порушення біологічного ритму

Даний винахід включає способи і пристрій для передачі ідентифікації, локалізації та вищенаведених характеристик джерел для порушення біологічного ритму лікарю. Це включає засоби візуального відображення, зазвичай у формі графічного відображення на моніторі комп'ютера або роздруківки, показує джерело по відношенню до анатомії серця, або базового текстового лінійного короткого викладу локалізації учивает ідентифікацію, локалізацію і вищенаведені характеристики джерел порушень біологічного ритму для практикуючого лікаря. В одному варіанті здійснення це буде включати висновки або короткий виклад аналізу, а не результати аналізу.

Режим 5. Терапія у місцях розташування причин порушення біологічного ритму

На додаток до способів і систем цього винаходу, застосовуваним для детекції та діагностики причини порушення ритму даний винахід також включає прилади і способи для лікування джерела порушення біологічного ритму, для того, щоб модифікувати, зменшити інтенсивність або елімінувати зазначене порушення ритму.

У лікуванні джерела можна використовувати будь-яку придатну методику, включаючи абляції з радіочастотою, енергію заморожування, мікрохвильові або інші джерела. Модифікації можуть також включати клітинну терапію (як наприклад, стовбуровими клітинами), генну терапію, доставку фармацевтичного кошти, іонізуюче чи неіонізуюче випромінювання, доставляемое приладами всередину або назовні серця або інші втручання.

Ліки доставляють для модифікації причини. При простому порушення серцевого ритму, такому як передсердна тахикардушении ритму, такому як AF, енергією можна впливати, щоб піддати абляції (руйнування) джерело, щоб ізолювати джерело шляхом руйнування тканини між джерелом і іншою частиною життєздатною камери серця або модулювати взаємодія між різними джерелами. Ця остання форма лікування є дуже новою, і була показана в експериментах винахідником надзвичайно ефективною. Модуляцію можна здійснювати стохастичним способом.

В окремому необхідному варіанті здійснення терапія є спрямованої на центральну область ідентифікованої або локалізованої причини для порушення ритму з наміром елімінації даної причини для лікування порушення серцевого ритму. Це можна застосовувати послідовно для ідентифікації, локалізації та лікування більш ніж однієї причини зазначеного порушення.

В якості альтернативи, терапія може бути спрямована на локалізації, що межують з центральною областю джерела, з метою від'єднання джерела від навколишньої тканини.

В якості альтернативи терапія може бути спрямованою на локалізації, що межують з центральною областю джерела, з метою змусити джерело переміщатися в напрямку до тканини, * є складною із-за анатомії, товщина тканини або інші фактори, абляція на одній стороні джерела можуть змусити його переміщатися в напрямку до локалізації, тобто більш легко піддати абляції внаслідок більш тонкої тканини або анатомічних факторів.

В якості альтернативи терапія може бути спрямованою на локалізації, що межують з центральною областю джерела, з метою запобігання руху джерела і таким чином піддаючи його компартментализации.

В якості альтернативи терапія може бути націленою на локалізації, що межують з центральною областю джерела, з метою зниження маси тканини, доступною, щоб підтримувати джерело, і таким чином будучи причиною його знищення.

Лікування може прийняти форму кошти для абляції, отриманого через катетер в серці (елемент 25 на фігурі 1), на эпикардиальную поверхню або через електрод, присутній на одній з конструкцій мультиэлектродного катетера, включеного в даному документі, наприклад, дивись фігури 2-4.

Коли спостерігають розсіяний слід активації, локалізації, де джерела можуть знаходитися, які складно ідентифікувати, націлюються в першу чергу. У пацієнтів з AF такі ділянки містять легеневі вени оследующей терапією на додаткових ділянках при клінічній необхідності. Виявлення сигналу потім повторюють для ідентифікації та локалізації причини.

У кращому окремому необхідному варіанті здійснення мультисенсорний катетер (фігури 2-4) містить, який може доставити терапію у формі абляції. У цьому варіанті здійснення, датчики в локалізаціях, де знаходиться джерело, активуються для доставки абляционной енергії для модифікації або елімінації джерела.

Система може доставити терапію в просторовий ділянку, а також у фіксовані локалізації. У цій системі локалізацію центральної області джерела аналізують постійно протягом терапії. Терапію, таку як абляционная енергія, направляють на мінливі локалізації і потенційно численні локалізації, щоб межувати рух джерела. Аналогією є освіта «огорожі» підданої абляції тканини навколо переміщається джерела для того, щоб тримати його в межах однієї локалізації. Це може вимагати доставки терапії (абляція) до численних датчиків зазначених полюсів зазначеного комплекту одночасно. Даний процес продовжується поки ритм припиняється, або віддалений джерело стає переважаючим.

Дане �рямим впливом на серце. Це може відбуватися за допомогою мінімально інвазивного підходу або традиційного підходу з впливом на серце через розкритої грудною кліткою. Вибір записуючого електрода, носка, пластини або іншого обладнання відбувається на розсуд хірурга і не змінює принципи терапії.

В якості альтернативи зазначену модуляцію можна застосовувати шляхом стимуляції (кардиостимуляци) тканини. Для стимуляції контролер 70 процесу обумовлює кардиостимулирующий модуль 50 стимулювати серце з використанням електродів в серці 20-25, електродів 30 поверхні тіла або електродів в інших місцях, таких як стравохід 150. Контролер 40 електродів приймає сигнали від електродів до, під час і після кардіостимуляції. Кардіостимуляцію застосовують, щоб збільшити частоту серцевих скорочень і ввести экстраимпульси.

В альтернативному варіанті здійснення даний винахід може піддати абляції або стимулювати серцеві нерви для модифікації або елімінації джерела. Таким чином, якщо джерела знаходяться в локалізаціях гангліозних сплетень серця, абляцію або кардіостимуляцію таких локалізацій можна застосовувати для модифікації джерела.

Якщо не соответствузобновления ритму. У разі порушень серцевих ритмів це може включати дуже швидку кардіостимуляцію, введення изопротеренола або інші втручання. Це повне застосування даного винаходу потім повторюють.

У тому випадку, якщо не відповідає нормі ритм більше не можна довго ініціювати, лікар може застосувати поділ для модифікації додаткових областей, які можуть представляти собою потенційні джерела. Дана інформація може бути доступною прямо з даних, що зберігаються в базі даних з встановленням відповідностей для пацієнтів з подібною класифікацією з даним пацієнтом.

Режим 6. Режим перегляду в реальному часі

У відповідальному режимі операції даний винахід можна застосовувати в реальному часі шляхом автономного аналізу. Даний режим перегляду можна застосовувати для даних від даного індивідуума в інший час, як наприклад, до електрофізіологічного дослідження, даних від іншого приладу (як наприклад, імплантований електрокардіостимулятор або дефібрилятор) або навіть до невдалої абляції. Це можна застосовувати для перегляду результатів попередньої методики, для перегляду даних від пацієнта до планування застосування даного изобретеСигнали спочатку завантажують зі збережених електрограм в базі 160 даних в процесор контролер 70. Ця база даних може бути головною базою даних, в якій зберігаються дані по численних пацієнтам, або специфічної для пацієнта базою даних. Зберігання та вилучення даних можна здійснювати для будь-якого типу сигналу. Збережені сигнали можна отримати з іншого джерела, каталогизированного джерела або обчислених або віртуальних сигналів, таких як від Ensite 3000 3000 або NavX за ініціативою St Jude Medical або Carto за ініціативою Вiosense-Webster. Сигнали можна також отримати від іншого індивідуума, запитуючи базу даних для пацієнта з подібними демографічними даними і порушенням серцевого ритму.

В окремому режимі не в реальному часі дані, отримані, коли пацієнт не має порушень серцевого ритму, можна застосовувати в цьому винаході для ідентифікації та локалізації джерела порушень ритму. Це може бути придатним, наприклад, якщо порушення серцевого ритму не спостерігається під час методики, і не можна почати з використанням загальноприйнятих методів. У даному режимі застосовуються біологічні властивості камери для передбачення локалізацій, де джерела/причини можуть знаходитися при порушенні серцевого ритму. Такі локалізації включають ділянки, де максимальний градієнт�пульс-до-імпульсу у формі сигналу реполяризації або тривалості, або де відновлення частоти проведення є широким, щоб показати уповільнене проведення при критичних частотах.

У кращому варіанті здійснення щоб виміряти відновлення, необхідно виявити сигнали для широкого діапазону частот у кожної локалізації, як показано на малюнку 1, елемент 90. Цього можна досягти із застосуванням кардіостимуляції. У цьому випадку контролер процесу (фігура 1, елемент 70) обумовлює модуль 50 кардіостимуляції стимулювати серце із застосуванням електродів в серці 20-25, на поверхні тіла 30, у стравоході 150 або в інших місцях. Чим ширше діапазон частот, особливо високих частот, тим більш ґрунтовну діапазон даних для цього сигналу для аналізу відновлення. Якщо кардіостимуляція не є елементом вибору, даний винахід підкаже користувачеві збільшити частоту серцевих скорочення з використанням інших елементів вибору або застосувати збережену інформацію з бази даних.

У цьому варіанті здійснення криву відповіді на частоту ("відновлення") складають при кожній частоті для кожного компонента сигналів, показаних на малюнку 5. Наприклад, на даному етапі можна обчислити, як тривалість�е частоти). Приклади відновлення передсердного APD показано на фігурах 5, 6 (позиції 600-720). Застосування стимуляції для збільшення діапазону дискретизованних частот серцевих скорочень забезпечує грунтовну оцінку відповіді на частоту кожного біосігнала

На фігурі 7, позиції 600, 620, 640, показаний придатний варіант здійснення, де записи потенціалів дії людини виконав винахідник для лівого передсердя 420, кожні з яких забезпечують інформацію високої якості, включаючи деполяризацію (фаза 0), реполяризації (фази 1-3), амплітуду, фаза 2, і тривалість потенціалу дії (часовий інтервал від фази 0 до 3 фази). Фаза 4 вказує на інтервал між одним імпульсом і наступним. Даний винахід може визначити відповідь на частоту (відновлення) численних компонентів, фокусуючись на відповіді на частоту тривалості АР (час від фази 0-3), і амплітуду АР фази II.

Позиція 400 (фігура 5) являє собою ECG. Вона включає внутрипредсердние компоненти (Р хвиля і PR інтервал) і шлуночкові компоненти, включаючи деполяризацію (комплекс QRS) і реполяризації (Т хвиля). Для передсердя даний винахід записує, як тривалість Р-хвилі змінюється в залежності від частоти скак QT інтервал змінюється в залежності від частоти як запобіжного характеру зміни частоти шлуночкового APD (відновлення). Окремі комплекси QRS вирівнюються з використанням одного з декількох колоночних методів, включаючи способи, які вирівнюють електрограма близько точки найбільшою позитивною або негативною градації, їх пікових значень або мінімізують їх середні квадратичні різниці або метричні значення на основі отриманих сигналів. Т-хвилі ідентифікуються і вирівнюються подібним чином. Вважається, що передсердна активність полягає в проміжних інтервалах.

Якщо сигнал являє собою униполярную электрограмму, його також аналізують аналогічним чином. Кожен аналізують щодо форми хвилі, а також тривалості. На фігурі 5, позиції 430-440, показано уніполярні електрограма від лівого передсердя 430 і лівого шлуночка 440 людини з деполяризацией і реполяризацией, відповідно, виміряних спільно інтервал відновлення активації, замінник тривалості монофазного потенціалу дії. Даний винахід визначає поправку різних компонентів на частоту.

Сигнали можуть також являти собою біполярні електрограма (позиції 450,460), а даний винахід визначає відповідь на частоти кожного компонента.

У альчним чином, щоб описати режим операції у реальному часі. Дані бази даних можуть бути від одного і того ж або різних пацієнтів, записані в будь-який час і з використанням будь-якої системи збору даних.

При AF відновлення MAP може відрізнятися від MAP не при AF. На фігурі 8 елемент 700 показує ініціацію AF після кардіостимуляції. Елемент 710 показує відновлення MAP під час кардіостимуляції, відзначено чорним. Безпосередньо після початку AF (червоні точки), APD відстежують раніше отримане відновлення MAP. Однак це не може бути правильним для більш тривалого AF. Елементи 720, 730 і 740 показують пацієнтів з тривалою AF, в якій відновлення APD відрізняється від такого, отриманого при кардіостимуляції до AF.

Таким чином, може бути переважним застосування відновлення APD, отримане від пацієнта при AF цей раз або попередній раз, або зі збережених APD для цього або інших пацієнтів або відфільтрованих або обчислених даних для обробки і аналізу сигналів.

Локалізації, де джерела можуть виникати під час подальшого порушення серцевого ритму, можна передбачити з цих аналізів. Для монофазних потенціалів дії ділянку, де максимальний градієнт MAPD хара�атели високої ймовірності для ініціації порушень серцевих ритмів включають широкий відповідь на частоту (відновлення) проведення, оскільки такі ділянки динамічного уповільнення проведення можуть показати ділянки, де знаходиться причина серцевого ритму.

Генератор 70 енергії можна активувати, щоб застосувати енергію руйнування (або радіочастоту, криоабляцию або мікрохвильове випромінювання) через абляционний електрод 25. Даний електрод оператор можна переміщати в межах серця вручну, це являє собою традиційний підхід, або дистанційно з використанням роботизованого або комп'ютеризованого дистанційного управління.

Здійснення системи, описаної в даному документі, може базуватися в значній мірі на методи цифрової обробки сигналів. Проте слід врахувати, що фахівець в даній області техніки може легко адаптувати цифрові методи до аналогічної обробки сигналу.

Різні ознаки цього винаходу викладені в наступній формулі винаходу.

Так як даний винахід було описано у зв'язку з окремим необхідним варіантом здійснення, воно не обмежує обсяг цього винаходу до окремої викладеної форми, а навпаки, воно охоплює такі альтернативи, модифікації та еквіваленти, які можна включити в межі сутності та об ' � і локалізація джерела AF у 47-річного чоловіка.

Фігура 11, панелі 900-910 ілюструють репрезентативного пацієнта, 47-річного чоловіка з персистуючою фібриляцією передсердь (AF) протягом більше п'яти років. У пацієнта поновлювалися симптоматичні перебої в роботі серця, які вимагали його відвідування лікарняних відділень невідкладної допомоги для лікування, незважаючи на різну терапію аміодароном та іншу відповідну терапію, і, незважаючи на попередні процедури абляції AF. Враховуючи тяжкість його симптомів, пацієнта внаслідок цього обрали для повернення в електрофізіологічні лабораторію для додаткової оцінки і абляції.

Фігура 11 на панелях 900-910 показує сигнали з правого та лівого передсердь під час AF початку електрофізіологічного дослідження. Видно, що тривалість циклу AF (період часу між послідовними моментами початку активації) є досить короткою, показаної як 172 мс і 165 мс для перших двох циклів у правому передсерді (панель 910), і змінюється, що типово для AF. Примітно, що сигнали були більш фракционированними і безладними за формою в лівому передсерді ('post LA') та коронарному синусі ('CSP' проксимальний коронарний синус; 'CSD' дистальний коронарний синус), ніж у правому предсер�щеизвестно.

Ці дані, як правило, направляють абляції до лівого передсердя. Типова процедура в цьому випадку почалася б з видалення біля легеневих вен і підтвердження ізоляції з подальшим додатковим вибором абляції в ділянках, що включають: (а) ділянки фракціонованих електрограм лівого передсердя, лінійну абляції у верхній стінці, лінійну абляції в мітральному кільці, іншу лінійну абляцію, потім (b) абляції правого передсердя, включаючи ділянки фракціонування та каво-трикуспідального перешийок. Ця пропонована процедура зайняла б приблизно 2-3 години з <50% ймовірністю припинення AF, означаючи, що була б необхідна електрична кардіоверсія для відновлення нормального ритму при завершенні процедури (Calkins, Brugada et al. 2007).

Замість застосування цього відомого підходу був застосований варіант здійснення способу і лікування по справжньому винаходу. Катетерний комплект, що містить 64 датчика (електрода), вставляли через стегнову вену в праве передсердя і через транссептальний прокол в ліве передсердя пацієнта. Вони були пов'язані з допомогою дротових кабелів з записуючої системою для збору сигналів від кожного датчика під час AF. Ці сигнали були перетворені в цифрову �му датчику. У той час як дві секунди використовувалися з цим пацієнтом, будь-які більші або менші періоди часу можуть бути корисні. У відповідності з бажанням може бути використана одна секунда або менше. В деяких варіантах здійснення можуть бути використані мілісекунди. Моменти початку активації на кожному місцезнаходження датчика були послідовно упорядковані в часі. Збережені записи потенціалу дії були використані для створення електрограма (вольт-секундие ряди) шляхом введення зазначених записів в моменти початку активації для кожного датчика. Нарешті, методика прямого виділення фаз була використана для виявлення центральній області. Слід активації безпосередньо показаний зв'язок цих послідовностей активації з центральною областю - якщо вони обертаються навколо ядра, тоді виявляють електричний ротор і розглядають в якості причини, але якщо вони виходять радіально з центральної області, тоді виявляють фокальний імпульс і розглядають причину. Результати були відображені у вигляді анімації на моніторі комп'ютера для перегляду лікарем.

Слід активації (панель 1035 на Фігурі 12) виявив електричний ротор в якості причини AF у даного мужчиентральной області в правому передсерді, кодованої в сірій шкалі і алфавітному порядку від 10 мс (рівень "a") до 200 мс (рівень 'f') (панель 1010). Не було виявлено локалізованої причини в лівому передсерді (панель 1020). Панель 1040 відображає цей же ротор в іншій формі, у вигляді трьох знімків під час того, як тканина деполяризована (активована; "червона") і реполяризована (не активована, "синя"). Переглянуті в хронологічному порядку (зліва направо), ці миттєві знімки також простежують послідовності сліду активації, що обертаються навколо центральної області (ротор). Ця центральна область мала високу ймовірність бути причиною, оскільки це був поодинокий джерело, контролюючий електричну активацію практично для всього навколишнього передсердя (постійна великого простору).

Клінічно було дивно, що цей електричний ротор лежав у правому передсерді. Роторний ділянку правого передсердя не показав ні високої спектральної домінантною частоти, ні низкоамплитудних фракціонованих сигналів, і зазвичай не був ідентифікований або намічений для абляції.

Абляція почалася безпосередньо в роторному ядрі в правому передсерді (панель 1050), на ділянці, показаному темною точкою у Фігурі 127 мс. Подальша абляція безпосередньо сусідніх ділянках, показаних білими крапками на Фігурі 10, панель 1050, додатково сповільнила AF до тих пір, поки та не припинилася синусовим ритмом протягом 6 хвилин абляції, як показано на Фігурі 13. На Фігурі 13, панелі 1100 до 1120, можна побачити припинення AF (панель 1110) з подальшим відновленням нормального синусового ритму (позначено 1120). На даний момент AF не може бути перезапущена з використанням звичайної методики швидкої стимуляції, як показано на Фігурі 14, де панель 1210 показує швидку стимуляцію з захопленням передсердя, панель 1220 не показує індукцію AF, і панель 1230 показує синусовий ритм після закінчення стимуляції.

Даний результат є зміщенням парадигми порівняно з нинішнім сучасним станом рівня техніки, де уповільнення AF зазвичай виникає після лінійної абляції, яка широко застосовується і емпірично (до 30-40% передсердя), тим не менш, припинення персистуючої AF є все ще рідкісним. І навпаки, ми різко уповільнили і різко припинили AF з абляція менш ніж приблизно 2-3% передсердя. Видалення тільки в одній ділянці, ідентифіковану заздалегідь при персистуючій AF, і безпосереднього спостереження за�джерел AF

77-річний чоловік був представлений для абляції фібриляції передсердь (AF). Його історія була характерною для пароксизмальної AF незважаючи на численні антиаритмічні препарати, слабо збільшене ліве передсердя (діаметр 45 мм) і нормальну частку викиду лівого шлуночка (58%). При інвазивному електрофізіологічному дослідженні катетери були вставлені в передсердя, як описано. Винахід було застосовано до численних датчиків. На Фігурі 15 панель 900 показує локалізований джерело у формі електричного ротора неподалік від лівої нижньої легеневої вени. Перегляд панелей зліва направо (просуває по часу) показує, що деполяризованная (активована) тканина більш теплих кольорів {червона) обертається за годинниковою стрілкою навколо центральної області на медіальному краї лівої нижньої легеневої вени (див. контур у вигляді чорних пісочного годинника). Абляція в цій ділянці різко припинила AF.

40-річний пацієнт з персистуючою AF був представлений для абляції. AF була стійка до фикаиниду та інших антиаритмічних препаратів, діаметр лівого передсердя склав 52 мм, і частка викиду лівого шлуночка склала 69%. При інвазивному електрофізіологічному дослідженні катетери були вст�910 показує локалізований джерело у формі електричного ротора в задній стінці лівого передсердя. Знову ж таки, перегляд панелей зліва направо показує, що активована (деполяризованная) тканина обертається проти годинникової стрілки навколо центральної області на задній стінці лівого передсердя між легеневими венами. Після абляції у цьому ділянці пацієнт залишається вільним від AF.

56-річний пацієнт з пароксизмальною AF і значними симптомами був представлений для абляції. AF тривала незважаючи на різні антиаритмічні препарати. Його ліве передсердя було помірно збільшена. При інвазивному електрофізіологічному дослідженні катетери були вставлені в передсердя, як описано вище. Винахід було застосовано до численних датчиків. Фігура 16, панель 1610 показує вихідний сигнал локалізованого джерела в лівому передсерді між легеневими венами, хоча і не розташований на цих венах. Джерело був повторюваний (панель 1620). На панелі 1630 слід активації (1630) показує активацію, радіально витікаючу з цієї ділянки. На панелі 1640 видно, що активація лівого передсердя є фибрилляторной (безладної). Абляція була застосована до цієї причини фокального імпульсу, і AF різко припинилася. На момент подачі пацієнт був повністю вільний від AF протягом декількох місяців�е оточують легеневі вени, пропустили б це джерело. Таким чином, цей пацієнт був би одним з тих, хто повернувся після абляції, якщо б були використані методики лікування AF відомого рівня техніки.

Фігури 17А-17С ілюструють спосіб реконструкції сигналів серця, пов'язаних зі складним порушенням ритму, отриманих по безлічі каналів з серця пацієнта. Тони серця можуть бути сигналами електрокардіограми (ЕКГ), сигналами з внутрішньої частини серця (електрограма), зображеннями цих сигналів, включаючи сигнали магнитокардиограмми, або зображеннями механічної активності (ехокардіографія з або без Доплера), або, в цілому, будь-якими сигналами, які представляють біологічні ритми пацієнта. Тони серця можуть бути отримані і записані на машиночитаемий носій. Сигнали захоплюються безліччю датчиків з серця пацієнта і передаються через канали, щонайменше, одному обчислювальному пристрою. Щонайменше, одне обчислювальне пристрій оснащується для реконструкції сигналів серця у відповідності з Фігурами 17А-17С. Фігури 17А-17С також ілюструють складовою спосіб визначення часу активації імпульсу при складному порушенні ритму. Щонайменше, одне обчислювальне пристрій дура 17А ілюструє блок-схему зразкового способу класифікації безлічі каналів у відповідності з якістю імпульсів в сигналах, одержаних по каналах. Спосіб починається з операції 100А, в якій канал вибирається з безлічі каналів. Сигнал (або його частина), отриманий по каналу, витягується. В операції 105А застосовують один або кілька фільтрів для видалення відхилення постійної складової і шуму сигналу. Може бути виконана додаткова фільтрація сигналу, така як фільтрація частотній області (наприклад, смугова, верхніх частот, нижніх частот, та/або інша фільтрація частотній області) і фільтрація часовій області (наприклад, медианно-імпульсна фільтрація, порівняння з еталоном для проведення кореляційного фільтрації, та/або інша фільтрація часовій області). В операції 110A частина отриманого сигналу ідентифікується або вибирається в якості подання імпульсу з високим рівнем достовірності (наприклад, еталонний імпульс). Наприклад, еталонний імпульс може бути обраний (алгоритмічно, з бази даних або через взаємодію користувача з системою) з одним або декількома ознаками, включаючи, але не обмежуючись: прийнятну амплітуду (відношення сигнал-шум>1), прийнятну тривалість циклу (більше, ніж очікувана тривалість пов'язаного з частотою потенціалу дії), відсутність ідентифікації інших імпульсів з високою вірогідністю в сигналі. В одному варіанті здійснення еталонний імпульс може бути вибраний з використанням експертної системи 115А з бібліотеки типів імпульсів згідно одному або декільком критеріям, пов'язаним з пацієнтом або сигналом. Ці критерії включають, але не обмежуючись, вік, стать, тип AF (пароксизмальна або персистуюча), тривалість історії AF, тривалість циклу AF, амплітуду сигналу, розташування реєстрації в межах передсердя (наприклад, ліве передсердя, праве передсердя, коронарний синус), частку викиду лівого шлуночка.

В операції 120А послідовні імпульси ідентифікуються в сигналі, наприклад, шляхом виконання порівняння з еталоном, використовуючи вибраний еталонний імпульс. Альтернативні способи ідентифікації імпульсів у сигналі також можуть бути використані, включаючи різниця потенціалів вище порогу або максимальну швидкість зміни різниці потенціалів (перша похідна, dV/dt), перевищуючи поріг. В операції 125А визначення виконується стосовно того, чи має обраний сигнал прийнятне ставлення сигнал-шум (SNR). Зазвичай SNR більше, ніж одиниця (1) (тобто, сигнал більше, ніж мінімальний рівень шуму), але може змінюватися в залежності від місця розташування датчика і пр� бути відділений за своїм різним спектральним характеристикам. Якщо в операції 125А визначено, що SNR сигналу є неприйнятним, канал відзначається як не інтерпретується в microsoft або непридатний канал в операції 130А. Альтернативно, якщо в операції 125А визначено, що SNR сигналу є прийнятним, приблизний спосіб триває операціями 135А-175А для класифікації каналу як каналу з високою вірогідністю або каналу з низькою достовірністю згідно з імпульсами в сигналі, пов'язаному з цим каналом.

В операції 135А ідентифікований імпульс вибирається з множини ідентифікованих імпульсів у сигналі вибраного каналу. В операції 140А виконується визначення того, чи включає вибраний імпульс складові компоненти, які можуть представити початок активації (наприклад, зубці), один з яких може бути вибрано як початок активації імпульсу. Якщо в операції 140А визначено, що обраний імпульс має складові компоненти, тоді в операції 145А вибраний імпульс маркується як імпульс "класу-В" і початок активації вибирається у зв'язку з компонентом обраного імпульсу. Імпульс класу-є таким, у якому початок активації не може бути визначено з високим ступенем достовірності, в протилежність імпульсу "класу A", котмнения) на тлі низького шуму і, таким чином, розглянутий як імпульс з високим ступенем вірогідності.

Початок активації вибирається на основі, принаймні, одного з наступного: максимум dV/dt обраного імпульсу; еталонне порівняння імпульсу з еталоном (вибирається автоматично або бази даних на основі типу пацієнта та місця розташування в межах серця, або інтерактивно користувачем); амплітуда обраного імпульсу; порівняння компонентів у вибраному імпульсі з компонентами подібних імпульсів на сусідніх каналах; та/або іншої один або декілька відбіркових критеріїв. Після цього спосіб триває в операції 150А, описаної в даному документі нижче. Альтернативно, якщо в операції 140А визначено, що обраний імпульс не має складових компонентів, які могли б представляти початок активації (наприклад, імпульс класу-А, як визначено вище (як правило, монофазний імпульс в області низького шуму), тоді вибирається початок активації, і спосіб також триває операції 150А, як описано в даному документі нижче.

В операції 150А виконується визначення того, чи є тривалість циклу обраного імпульсу на основі вибраного початку активації прийнятною. Прийнятна тривалість ци пов'язаного з частотою потенціалу дії, APD) до максимуму (певна тривалість циклу, CL). Наприклад, на Фігурі 19С зубці 608А є неприйнятними, оскільки вони входять в мінімальну пов'язану з частотою APD, починаючи від початку цього активації (зазначено 606А). Максимальна CL є мірою часу від обраного початку активації до наступного імпульсу. Із спостережень винахідника мінімальна пов'язана з частотою APD може коливатися від 90 до 400 мс. Максимальна CL також може коливатися від близько 90 мс до 400 мс. Якщо в операції 150А визначено, що тривалість циклу є прийнятною, вибраний імпульс маркується як імпульс "класу А" в операції 153.

Однак, якщо в операції 150А певна тривалість циклу є не прийнятною, тоді в операціях 156А, 158А, компоненти (провали) обраного імпульсу итерируют протягом заданого числа ітерацій (наприклад, 2 ітерації) до тих пір, поки тривалість циклу, що триває від початку активації обраного компонента, не визначиться як прийнятна в операції 150А. Імпульси, які розглядаються як "клас-A" (з операції 140А), як правило не модифікуються, так що їх початок активації не змінюється при цих операціях. Після цього в операції 160А наступний імпульс вибирампульсов в обраному сигналі (або для заданого числа що перевіряються імпульсів).

В операції 165A виконується визначення того, чи складають імпульси "класу А" попередньо певне процентне співвідношення від загальної кількості імпульсів або числа імпульсів, перевірених в сигналі вибраного каналу.

Попередньо певне процентне співвідношення може бути вибрано що становить 75% від загальних імпульсів або перевірених імпульсів. Слід зазначити, що може бути використаний інший обраний відсоток. Якщо визначено, що присутня достатня кількість імпульсів класу-A в операції 165А, тоді в операції 170А вибраний канал класифікується як канал з високою достовірністю. Альтернативно, якщо визначено, що присутня недостатня кількість імпульсів класу-A в операції 165А, тоді в операції 175А вибраний канал класифікується як канал з низькою достовірністю. Спосіб триває в операції 180А, де вибирається наступний канал з безлічі каналів і операції 100А-175А повторюють для цього вибраного каналу до тих пір, поки безліч каналів не буде класифіковано згідно з приблизним способом, проиллюстрированним у Фігурі 17А.

Фігура 17B ілюструє блок-схему зразкового способу для перегляду або оновлення вибраних почав активації імпульси класу-B з безлічі каналів для потенційного перегляду або оновлення вибраних почав активації. Відповідно, спосіб починається з операції 200А, в якій вибирається канал, і імпульс класу-вибирається в обраному каналі. Після того, як імпульси класу-на обраному каналі оброблені, наступний канал, що має імпульси класу-B, вибирається до тих пір, поки не оброблені імпульси класу-B з безлічі каналів (за винятком каналів, зазначених як не інтерпретовані в операції 130А Фігури 17А).

В операціях 210A виконується визначення того, чи присутні імпульси класу-А, які відповідають вибраному імпульсу класу-B (наприклад, в межах заданого часу імпульсу класу-B) в каналах, які є сусідніми для вибраного каналу. Якщо в операції 210A визначено, що присутні відповідні імпульси класу-А в сигналах сусідніх каналів, спосіб триває операціями 220А-240А. Альтернативно, якщо в операції 210A визначено, що немає відповідного імпульсу класу-А в сигналах сусідніх каналів, спосіб триває в операції 250А, як описано нижче.

В операції 220А вектор розраховується з використанням початку активації відповідних (наступних) імпульсів класу-A для проведення вибору початку активації у обраного імпульсу класу-B. операції 230А рассчитанниасположениями каналів, оточуючих зацікавив канал. Як показано на Фігурі 19B, почала активації визначаються для імпульсу при розгляді в кожному з цих каналів. Ці початку активації використовуються для визначення низки ймовірних векторів, як показано на Фігурі 19D (знаючи просторове розташування кожного вектора). Вектор на основі розташування цих оточуючих каналів дозволить визначити найкращий час активації для цього імпульсу цікавить каналу (наприклад, Фігури 19D, 21A, 22А-22С). Вектор також може бути оптимізовано на основі форми та зміни полярності обраного імпульсу, або чи є активації з цієї ділянки обертальними (тобто, ротор) або радіальними (тобто, фокальний імпульс), обидва з яких дають нульові вектори в обраному імпульсі класу-B), та/або одній чи кількох інших характеристик. Ясно, що цей вектор може змінюватися від імпульсу до імпульсу (від циклу до циклу).

В операції 240А часовий інтервал (тобто, приймальні кордону) визначається для вибраного імпульсу класу-B. Часовий інтервал вказує саме раннє допустиме початок обраного імпульсу класу-B (щодо попереднього імпульсу) і найпізніше допустиме початок обраного імпульсу класу-В (на основі, за меньшейие APD, відновлення швидкості проведення (CV), діастолічний інтервал (DI), кути волокон, один або кілька анатомічних факторів, а також одна або декілька додаткових характеристик. Зокрема, винахідник записав вимірювання швидкості проведення в різних областях передсердя при різних частотах скорочення у різних типів пацієнтів; ця динаміка швидкості проведення може бути застосована для визначення того, чи виникає передбачуваний зубець сигналу занадто рано або занадто пізно, щоб бути проведеним з розрахованим вектором. Подібним чином, винахідник записав вимірювання частотної динаміки тривалості потенціалу дії на основі кутів волокон в численних місцях передсердь, а також анатомічних факторів (таких як відома схильність областей, таких як прикордонний гребінь, показувати блок провідності).

В одному варіанті здійснення характеристики можуть бути забезпечені за допомогою експертної системи 245А з бібліотеки характеристик у відповідності із ще одним критерієм, пов'язаних із пацієнтом (наприклад, чи має пацієнт похилий вік або дуже велике передсердя, обидві з яких передбачають сповільнену провідність) або сигналом (нап�кспертной системі 245А, включають вік, стать, є AF пароксизмальної або персистуючої, артеріальний тиск, об'єм передсердь, частку викиду лівого шлуночка, наявність цукрового діабету і один або кілька інших критеріїв. Застосування DI для визначення приймальних кордонів описано більш детально в цьому документі нижче.

В операції 250А вибране початок активації імпульсу класу-B переглядається і оновлюється шляхом порівняння з початками активації обраних компонентів (зубців) сигналу імпульсу класу, які знаходяться в приймальних кордонах. В одному варіанті здійснення може бути вибраний компонент, який знаходиться ближче всього до розрахованим вектору через вибраний імпульс класу-B. В іншому варіанті здійснення експертна система 255А, яка зберігає бібліотеку форм сигналів у відповідності з одним або кількома критеріями, пов'язаними з пацієнтом або сигналом, може бути використана для вибору компонента обраного імпульсу класу-в межах приймальних кордонів. Наприклад, вік, стать і один або кілька інших критеріїв можуть бути використані для класифікації форм сигналу в експертній системі 255А. Таким чином, приймальні межі можуть бути визначені або декількох інших факторів.

В операції 260А виконується визначення того, чи існують, щонайменше, два імпульсу класу-A на обраному каналі. Якщо в операції 260А визначено, що, щонайменше, два імпульсу класу-A існують на обраному каналі, тоді спосіб триває в операції 265А для визначення тимчасового інтервалу тривалістю циклу між імпульсами класу-A (наприклад, шляхом вирахування часу початку активації імпульсів класу-A). В операції 270А певний часовий інтервал послідовно просувається вздовж сигналу обраного каналу для визначення того, чи лежить зубець сигналу або близько до цього тимчасового інтервалу в межах приймальних кордонів. В одному варіанті здійснення тимчасової інтервал може бути усреднен (або використана медіана) на основі послідовних імпульсів класу-A, якщо такі є в сигналі вибраного каналу. Однак, якщо в операції 260А визначено, що імпульс класу-A не існує на обраному каналі, тоді спосіб триває операцією 290А.

В операції 280А переглянуте або оновлене початок активації імпульсу класу-В узгоджується з другим початком активації певного тимчасового інтервалу, і встановлюється узгоджене�днему цих почав, може бути обрано в якості узгодженого початку активації. Інші варіанти здійснення можуть застосовувати зубець, який ближче всього до одного з цих часів активації (зважені за ступенем важливості), або інші виходи операцій 145А, 250А або 270А.

В операції 290А наступний імпульс класу-вибирається з сигналу обраного каналу, і спосіб повторюють за операціями 200А-290А для наступного імпульсу класу-B. Після того, як імпульси класу-B обработаются на обраному каналі, вибирається наступний канал, що має імпульси класу-B до тих пір, поки не обработаются імпульси класу-з безлічі каналів у відповідності з Фігурою 17, за винятком не інтерпретованих каналів, зазначених у Фігурі 17А.

Фігура 17С ілюструє блок-схему зразкового способу для вибору остаточних почав активації всіх імпульсів в сигналах, отриманих по безлічі каналів. Конкретно, спосіб по Фігурі 17С повторюють по імпульсам класу-класу A і-B по безлічі каналів (канали з високою достовірністю і канали з низькою вірогідністю за винятком не інтерпретованих каналів, зазначених відповідно Фігурі 17А) для надання остаточної форми енергій активації, пов'язаних з імпульсами. Таким чином, спосіб начинаетции 320А вектор розраховується за обраним імпульсу, та приймальні граници_определяются для вибраного імпульсу, як описано в операціях 220А і 240А згідно Фігурі 17B, відповідно. Операції згідно Фігурі 17С відрізняються від попередніх операцій тим, що вектори можуть тепер розраховуватися з імпульсів класу-класу A і-B (як переглядається у Фігурі 17B). Метою цього є забезпечення того, що почала активації узгоджуються між усіма імпульсами класу-A і імпульсами класу-B. Остаточне узгодження почав активації може бути зроблено для мінімізації з'явилися неузгодженостей. В одному варіанті здійснення може бути використана експертна система 325А для забезпечення однієї або кількох характеристик, для того щоб визначити приймальні кордону, таких як відновлення APD і CV, DI, та/або інші характеристики. В операції 330А розрахований вектор оптимізується на основі, принаймні, однієї характеристики. Наприклад, розрахований вектор може бути оптимізовано на основі кривизни хвильового фронту при картуванні на передсерді, форми імпульсного сигналу, відомих анатомічних факторах, таких як блок провідності в прикордонному гребені, передбачувані кути волокон, та/або одній чи кількох інших характеристиках. системі 335А, грунтуючись на вік пацієнта, поле, пароксизмальної або персистуючої AF, артеріальному тиску, обсязі передсердь, доле викиду лівого шлуночка, наявність цукрового діабету і одному чи кількох інших критеріях. В операції 338А визначається початок активації для вибраного імпульсу в межах приймальних кордонів, де вектор перетинає вибраний імпульс.

В операції 340А виконується визначення того, чи є попереднє початок активації імпульсу (з Фігури 17B) приблизно еквівалентним (наприклад, в межах заданого порогу) в даний час певного початку активації імпульсу. Якщо в операції 340А визначено, що попереднє початок активації імпульсу є приблизно еквівалентним, тоді спосіб триває в операції 370А нижче. Альтернативно, якщо в операції 340А визначено, що попереднє початок активації імпульсу не є приблизно еквівалентним, тоді спосіб триває в операції 350А.

В операції 350А попереднє початок активації узгоджується з поточним початком активації для отримання погодженого початку активації. В одному варіанті здійснення зубець (в межах приймальних кордонів), який �спертная система 355А може бути використана для забезпечення оцінок тривалості циклу, які можуть бути використані для оцінки стану кожного початку активації, наступного за конкретним імпульсом, з допущенням в даному випадку того, що сигнали на цьому каналі демонструють регулярність. В операції 360А виконується визначення того, чи почав узгодження активації. Якщо в операції 360A узгодження потрібно, тоді в операції 363À маркування обраного імпульсу оновлюється імпульсу класу-В. Однак, якщо в операції 360А узгодження не потрібно, тоді в операції 368А маркування обраного імпульсу оновлюється імпульсу класу-А.

Після операцій 363À і 368А спосіб триває операцією 370А, в якій узгоджене початок активації, певний початок активації (з операції 338А), або існуюче початок активації (з операції 280А або як описано щодо операцій 140А і 153А для імпульсів класу-A) вибирається в якості остаточного початку активації для вибраного імпульсу. В операції 380 наступний імпульс вибирається на обраному каналі, і операції 320А-370А повторюються для вибраного імпульсу до тих пір, поки не обработаются всі імпульси на обраному каналі. Після того, як всі імпульси на обраному каналі оброблені, вибирається наступний канал в операцЕтвии з Фігурою 17С, за винятком не інтерпретованих каналів, зазначених у Фігурі 17А.

Співвідношення діастолічного інтервалу (DI) і тривалості потенціалу дії (APD) можуть бути використані для ідентифікації почав активації в імпульсі сигналу. У складних порушеннях ритму (наприклад, серцевої фібриляції), коли якість сигналу недостатньо для точного визначення початку активації імпульсу класу-в сигналі, отриманому по каналу, може бути використано початок активації імпульсу класу-А в сигналі поряд із залежністю APD від попереднього DI для оцінки приймальних кордонів імпульсу класу-Ст. Більш конкретно, APD може бути визначена для кожного циклу активації на основі попереднього DI для реконструкції сліду потенціалу дії (АР) з сигналу.

Спроба реконструкції АР вважається невдалою, коли будь-яка визначена APD менше, ніж заздалегідь певний мінімум (наприклад, 90 мс) або перевищує наявну тривалість циклу (CL), в межі якої повинна потрапляти APD. Слід АР, показаний на Фігурі 18, ілюструє подібну невдачу.

Наприклад, розглядаючи пунктирні лінії вибрані початку активації, а вертикальні хвилясті лінії як APD реконструкції АР, п'ята APD не потрапила в прийнятний уровенѸ означає, що використане співвідношення APD-DI, спарене з вихідним DI, використане для розрахунку першої APD (DI-затравка), не застосовується для зображення реальних APD. Можливо, що співвідношення APD-DI є невірним, DI-затравка невірна, або обидва.

Якщо співвідношення DI і наступних APD відомо, тоді пацієнт-специфічна крива відновлення може бути використана для перевірки серії вибраних почав активації без виконання деякої кількості обчислень по ряду значень констант у співвідношенні DI-APD. Згідно з пацієнт-специфічної кривий відновлення серія почав активації розглядається невірною, якщо немає DI-затравок, які призводять до правильної реконструкції сліду АР. При реконструкції сліду АР, якщо диспропорційно висока кількість спроб реконструкції (для кожної DI-затравки) не вдається для будь-якого початку активації з низькою достовірністю (після перших чотирьох почав активації), це початок активації вважається невірним і повинно бути оцінено повторно.

Лінійна або логарифмічна функція (алгоритм) може бути використана для встановлення відносини DI і APD. Наприклад, лінійна функція може бути APD=C1*DI+C2. Логарифмічна функція може бути APD=C1*In(DI)+С2. Якщо константи в соо�лнени для ймовірних DI-затравок і для ймовірних констант С1 і С2. Загальне число невдач реконструкції АР може бути простежено для кожного початку активації, яке зазначено. Найбільша кількість невдач у реконструкції АР виникає, як очікується, у перших декількох засадах активації, оскільки невірні DI-затравки і константи зазвичай не будуть підходити послідовності протягом перших декількох почав активації. Якщо диспропорційно високе число невдач трапляється в реконструкції АР пізніше, тоді початок активації розглядається як "неможливе" і позначається для перегляду і/або додаткового аналізу.

Якщо зроблено припущення, що співвідношення між DI і APD є постійним для всіх місцезнаходжень в серці, тоді точність обчислення може бути поліпшена шляхом виключення констант С1 і С2, які призводять до невдалих реконструкціям сліду в сигналах, які мають високо достовірні початку активації. У цьому випадку вищезгаданий алгоритм буде виключати всі математичні співвідношення DI-APD, які не застосовні до конкретного пацієнта, що вимагає аналізу.

Фігура 19А показує безліч мінливих у часі сигналів 404, отриманих від датчиків, які отримують серцеву (електричну) активність серця пацієнта під час складного нарѼогут бути розташовані зовні пацієнта. Кожен із сигналів представлений ідентифікатором сигналу, таким як "А1А2", "В3В4", і "В5В6". Приблизний моментальний знімок або державного кордону 402А, які вказані затіненій частиною на Фігурі 19А, являють приклад активності кожного з дванадцяти (12) сигналів серця 404А протягом зазначеного періоду часу (наприклад, 2 мс). Тони серця 402А представляють електричну серцеву активність під час складного порушення ритму, таких як фібриляція передсердь (AF), з різних місцезнаходжень в передсерді, в якому розташований відповідний датчик. Слід зазначити, що виявлення "самого" початку активації неможливо шляхом простого візуального огляду сигналів серця 404А, показаних на Фігурі 19А, оскільки в сигналах серця 404А немає помітного періоду спокою для полегшення виявлення самого раннього початку активації в сигналах 404А.

Фігура 19B показує тільки частина електричної активності в межах кордонів 402А, показаних на Фігурі 19А. Вертикальні лінії 504А представляють початку активації для кожного з мінливих у часі сигналів серця. Як можна легко побачити з сигналів серця, показаних у Фігурі 19, початку активації 504А, щонайменше, сигналів, ідентифікованих як Їки в сусідніх мінливих у часі сигнали серця. Як можна бачити, немає вираженого самого раннього початку активації в сигналах, показаних у Фігурі 19B. Іншими словами, неможливо просто простежити активацію тому до самого раннього каналу (яким у цьому прикладі є канал С7С8). Це тому, що кілька співіснуючих хвиль можуть існувати при AF (на відміну від таких ритмів, як надшлуночкові тахікардії). Фігура 19D показує деякі з цих потенційних напрямків хвилі, вказуючи численні потенційні траєкторії хвиль. Розгляду максимальної і мінімальної потенційної швидкості проведення та інших фізіологічних характеристик вище будуть визначати траєкторії хвилі, які з більшою або меншою ймовірністю пояснюють спостережувані безперервні, мінливі і комплексні сигнали на кожному електроді.

Фігура 19С показує розширений вид сигналу, ідентифікованого як С7С8, для якого початок активації не може бути визначено з-за численних зубців, і зазначення відповідного частотно-скоригованого елемента 606 тривалості потенціалу активації (APD). Частотно-скоригована APD 606 вказує, що сигнали на цьому окремому каналі С7С8 не можуть виникати до тих пір, поки поруч кінець частотно-в межах APD 606А, як показано стрілками 608А, і уникнути підрахунку зубців як почав активації. Це відбувається тому, що серцева тканина не здатна фізично активуватися протягом APD ("реполяризації") 606А. Природно, що фактичне становище APD 606А залежить від хронометражу попереднього часу початку активації 610A.

Фігура 19D є двовимірним зображенням положень серцевих датчиків або електродів, які забезпечують сітку на передсерді пацієнта. Зображення точок на сітці, таких як "В78", "С56" і "D12", відповідає електродів або датчиків, які використовуються для забезпечення відповідних мінливих у часі сигналів серця, таких як "В7 В8", "С5С6" і "D1D2", відповідно, як показано на Фігурах 19А і 19B. Таким чином, датчик "В78" відповідає мінливого у часі сигналу "В7В8" серця, а датчик "С56" відповідає сигналом "С5С6" серця. Стрілки 714А, що з'єднують конкретні датчики у Фігурі 19D, представляють вектор, спрямований між відповідними розташуванням передсердя пацієнта. Таким чином, використовуючи тільки інформацію з сигналу С5С6 серця, початок активації, пов'язане з сигналом С5С6, може бути визначено, використовуючи нелінійну інтерполяцію вектора з датчика С78 до С34, обидві ак�вимагають швидкість проведення, яка занадто швидкий для того, щоб бути показаною серцевої тканиною. Сигнал D7D8 серця, як правило, відкидають як не інтерпретується в microsoft канал або сигнал.

Фігура 20А показує приклади різних способів для виявлення імпульсів, визначення початку активації і зневаги шумом на мінливих у часі сигнали серця, показаних на Фігурі 19А. Мінливий у часі сигнал серця каналу з високою достовірністю показаний як сигнал 802А. Для того щоб позначити або маркувати початку активації в сигналі 802А, еталон 804А може бути отриманий з одного з більш виражених зубців (або імпульсів) в даному періоді часу сигналу 802А. Цей еталон 804А може бути використаний для виявлення наступних і попередніх імпульсів у сигналі 802 з використанням кореляційних функцій або інших способів. Інший спосіб, який може бути використаний для маркування почав активації в сигналі 802А, показано з використанням частотно-адаптованої APD 806А, яка була по суті описана вище в посиланні на Фігурі 19С. Тобто, будь-які зубці, які виникають в сигналі 802 до кінця 808А з APD 806А, видаляються або класифікуються як шум, оскільки серцева тканина фізично не здатна до активації в течктивации. Ще один спосіб точного визначення почав активації - це фільтрація шуму в межах вказаного діапазону частот або смуги пропускання, як показано стрілками 812А у Фігурі 20А, який потім також видаляється з розгляду як почав активації. Моменти початку активації визначаються з використанням комбінації еталонного порівняння, перетину заданого порогу напруги і максимального dV/dt, яке визначається як максимальна швидкість зміни напруги за часом або нахил мінливого у часі сигналу серця.

Фігура 20 показує сигнал 902А з каналу з низькою достовірністю. Для каналів з низькою вірогідністю можуть бути використані різні еталони для виявлення різних форм компонентів сигналу або зубців. Так, різні еталони можуть бути визначені і використані для виявлення почав активації, пов'язаних з кожною з безлічі різних форм, ідентифікованих як "A", "B" і "C" у Фігурі 20 Ст.

Фігура 20С показує сигнал 1010A з комплексного каналу, в якому форми зображень окремих імпульсів широко варіюють від імпульсу до імпульсу. Способи векторного і APD відновлення знаходяться серед способів, описаних вище, і можуть бути використані для�наданим у Фігурах 19B і 19D, відповідно, для визначення способу визначення почав активації для імпульсів класу-B з використанням векторів. Як і у Фігурі 19B, короткі вертикальні лінії 1102А, показані в Фігурі 21A, являють приклад почав активації, визначених за мінливих у часі сигналів серця. Номери 1104А, зазначені поблизу від кожної з вертикальних ліній, представляють час почав активації для відповідного мінливого у часі сигналу серця щодо даного часу. Наприклад, час початку активації для сигналу В3В4 серця, який дано як "37", виникає до початку активації сигналу В1В2 серця, який дано як "42". Фігура 21B показує матрицю або сітку датчиків, зазначених ідентифікаціями 1106, таких як "В34", "В12", "С12" і "D12". Ймовірні вектори показано у Фігурі 21В як стрілки або лінії 1108А, які пов'язують конкретні датчики 1106А. Наприклад, припустимо, що початок активації сигналу С5С6 серця, який відзначений як канал, повинно бути визначено з використанням векторів з навколишніх каналів, що мають певні початку активації. З Фігури 21В найбільш ймовірний векторний шлях через сигнал серця С5С6 (з невідомим початком активації) - це від датчика С78 до С34, посколькуистра (така як від датчика В56 до С56), або менш вірогідна (така як зигзагоподібний рух через датчики В78, В56, С78 і С56), ніж з датчика С78 до С34. Відповідно, результати аналізу вказують, що початок активації для сигналу С5С6 серця виводиться за допомогою вектора, який не обов'язково є лінійним, між початками активації, пов'язаними з датчиками С78 і С34, і, таким чином, сигналами С7С8 і С3С4 серця, відповідно.

Фігури 22А-22С показують відображення реконструйованих траєкторій хвиль при фібриляції з обраних почав активації згідно способу і систем, описаних в цій заявці. Початку активації даються як числа (в одиницях мілісекунд) розташовані в двовимірному масиві або сітці. Сітка, показана на кожній з Фігур 22А-22С з чисел, відповідає сітці серцевих датчиків, показаних у Фігурах 19B, 19D і 21B, і, таким чином, являє моменти початку активації, визначені за допомогою відповідних серцевих датчиків в тому ж місці. Для кожного каналу розглянутий імпульс дається з низкою зображень його часу початку активації в мілісекундах, і отже результуючим вектором активації з цього двовимірному просторі. Слід зазначити, що ці моменти активації можуть вказувати імп�ністю позначаються знаком питання. Траєкторії хвиль реконструюються як просторові контури таких же або схожих почав активації. Наприклад, у Фігурі 22А, контурна лінія 1302А тягнеться, з'єднуючи два датчика з дуже схожими началами активації (12 мс і 11 мс) для подання розташування хвильового фронту в приблизно 11 мс до 12 мс. Подібним чином, контурна лінія 1304А тягнеться для з'єднання датчиків, пов'язаних з подібними моментами початку активації (90 мс, 81 мс і 81 мс) для подання розташування хвильового фронту в приблизно 81 мс до 90 мс.

Кожна з контурних ліній зазначається для визначення відносного часу кожної контурної лінії щодо решти контурних ліній. Відповідно, сама рання контурна лінія буде показана як Е, а остання контурна лінія, ідентифікована як лінія 1306А, буде показана як L. Стрілки 1310А, 1312А вказують напрям вектора таким чином, що хвиля поширюється через контурні лінії. Так, Фігура 22А показує суперечність двох окремих векторів 1310А, 1312А. Контурні лінії і вектори, використані для визначення почав активації в сигналах з низькою достовірністю, відмічені знаком питання.

Крім того, почала активації визначаються з ісп якщо кути волокон перпендикулярні вектору поширення у певному протиріччі, це додає результатами достовірності. Інакше, може вимагатись інша повторення для гарантування того, що моменти початку активації не зміщені окремими зубцями в каналах класу-B, що дає цю видимість уповільнення. В цілому, очікується, що поширення хвилі, перпендикулярній кутах волокон повільніше, ніж поширення, паралельне кутах волокон. Кути волокон забезпечуються експериментуванням, і з відомих кутів і анізотропії в певних місцях розташування в передсерді, таких як задня стінка лівого передсердя і септопульмонарний вузол Папеца.

Зміни форми імпульсу або неоднорідності траєкторії показано синіми лініями. В цілому, вважається, що інверсія полярності імпульсного сигналу вказує на те, що хвиля проходить біполярний записуючий електрод у зворотному напрямку. Ця інформація може використовуватися як додатковий верифікаційний етап для визначення того, чи дійсно змінюються контури хвилі під час зміни полярності реального імпульсу.

Подібним чином, Фігура 22 показує інше приблизне відображення за винятком того, що хвильовий фронт, визначений таким чином, є ротором або ротаційним паттерно22С показує приблизний відображення, яке являє фокальний імпульс, що виходить з центрального розташування, визначеного контурною лінією 1502А, який триває назовні по стрілках 1504А у напрямку до контурної лінії 1506А.

Фігура 23A показує двовимірне представлення матриці датчиків 1602А, які показані як точки або положення електродів, накладені на поверхню передсердя, показану в намальованим від руки формі. Ця форма показує ліве передсердя у горизонтальному розрізі через площина мітрального клапана з двома половинами, загнутими вгору і вниз. Таким чином, верхня частина показує верхній мітральний клапан, і нижня частина показує нижній мітральний клапан.

Фігура 23B показує мінливі в часі сигнали серця, отримані з дев'яти (9) серцевих електродів або датчиків 1602А, показаних у Фігурі 23А. Тони серця відзначені як необроблені сигнали 1702А, оскільки вони отримані з серцевих датчиків безпосередньо або з мінімальною кількістю обробки або фільтрації.

Фігура 23C показує приблизний відображення, отримане з необроблених сигналів 1702А, показаних у Фігурі 23B з використанням звичайних способів, відомих в області техніки. Оскільки відображення стійких патернів, яка не показує ніяких патернів, що вказують на джерело або раннє початок активації, пов'язане зі складним порушенням ритму (тобто, не показує слід активації). Відображення Фігури 24А відповідає сітці, показаної у Фігурі 23А, в якій розташування в сітці відповідають положенням датчиків, оскільки вони пов'язані з розташуванням в серцевому обсязі. Затінені області, показані у відображенні, представляють початку активації щодо даного початкового моменту у відповідності зі шкалою 1802А на правій стороні відображення. Сіра шкала 1802А вказує затінення, пов'язане з початками активації (наприклад, в мілісекундах). Таким чином, наприклад, ті частини відображення, які показано у області 1804А, мають більш ранній час початку активації, ніж частині, показані в області 1806А, які є більш ранніми, ніж частині, показані в області 1808А.

Фігура 23С показує результат маркування почав активації для імпульсів у кожному з дев'яти необроблених сигналів у відповідності з системами і способом, описаним в даному документі. Початку активації показано як пунктирні лінії 1902А. Процеси, обведені у Фігурах 17А-17С, використовуються для генерування моментів активацет приблизне відображення, отримане з маркування моментів почав активації у Фігурі 23С, в якому ротор показаний там, де червона область (вказана як "R") зустрічається з синьою областю (вказана як "B") через різні відтінки сірої шкали між цими відтінками, як показано стрілкою 2002 навколо центру. Цей центр є центром обертання, навколо якого обертаються активації для створення ротора. Слід зазначити, що відображення у Фігурі 24B явно показує ротор, який був видимий з відображення, показаного у Фігурі 24А. Також слід зазначити, що точне місце розташування роторного ядра може переміщатися в просторі (мігрувати) у часі, але як правило, залишається в межах невеликій локації в просторі ("локусу").

Фігура 23D показує реконструкцію тривалості потенціалу активації (APD) 2102А, який починається з розпочав активації, визначених у Фігурі 23С, і триває протягом заданого періоду часу, або після цього гасне. Відповідно, APD 2102А починається з початками активації 2104А і триває до кінця 2106А APD.

Фігура 24С показує відображення, в якому марковані моменти активації, визначені у Фігурі 23С, і реконструйована APD, визначена у Фігурі 23D, використовуються дляеполяризации, яка показана контурною лінією 2204А. Конкретно, кожна реконструйована тимчасова серія APD використовується в якості введення в перетворення Гільберта. Алгоритм видалення тренду застосовується для установки напруги в моменти активації на нуль. Перетворення Гільберта використовується для конструювання фазовій площині сигналів з віддаленим трендом. Потім, перетворення Гільберта на всіх електродах що інтерполюється по точно відрегульованої сітці. Просторовий розподіл фази аналізується з допомогою методики топологічного заряду для локалізації фазових особливостей, пов'язаних з краями хвильових фронтів, таких як на вершині зворотної хвилі. Хвильові фронти активації потім конструюються шляхом встановлення ізоліній нульової фази з використанням методики активного фронту. На закінчення, для моментального знімка в часі лінія 2202А показує основний фронт деполяризації в тканини, і лінія 2204А показує задній фронт реполяризації. Точка перетину цих ліній вказує центр ротора. Показано з допомогою клінічного відновлення на практиці, що цей центр ротора є тим місцем розташування, де енергія наміченої абляції може припинити і усунути AF. Другий терапії або інших активних засобів також можуть бути застосовані до локусу тканини (області простору), де лежить ротор.

Слід зазначити, що ці точні методики також можуть виявити фокальний імпульс, для якого контури часу активації і перетворення Гільберта виявили б активації, що виходять із джерела фокального імпульсу з подальшою дезорганізацією, якщо ритм призводить до фібриляції передсердь або фібриляції шлуночків (для яких приклади лікування описано вище).

Фігура 25 є блок-схема комп'ютерної системи 2300А. Комп'ютерна система 2300А може включати низку інструкцій, які можуть бути виконані, щоб змусити комп'ютерну систему 2300А виконувати один або кілька способів або комп'ютерних функцій, розкритих у цьому документі щодо Фігур 17А-24С. Комп'ютерна система 2300А або будь-яка її частина може працювати як автономний пристрій або може бути пов'язана (наприклад, використовуючи мережу 2324А) з іншими комп'ютерними системами або пристроями, розкритими в цьому документі щодо Фігур 17А-24С. Наприклад, комп'ютерна система 2300А може включати або бути включеною в межі одного або декількох катетерів, обчислювальних пристроїв, сервера, біологічного датчика та/або інших пристроїв або систем, розкритих у цьому документі относлиентской машини в клієнт-серверному мережевому оточенні, або у самостійній машині в децентралізованому (або розподіленому) мережевому оточенні. Комп'ютерна система 2300А також може бути реалізована як або включена у різні пристрої, такі як персональний комп'ютер (ПК), планшетний ПК, персональний цифровий секретар (PDA), веб-пристрій, пристрій зв'язку, мобільний пристрій, сервер, клієнт або будь-яка інша машина, здатна виконувати ряд інструкцій (послідовний або інший), які зумовлюють дії, які повинні прийматися цією машиною. Додатково, в той час як проілюстрована одна комп'ютерна система 2300А, термін «система» має прийматися для включення будь-якого набору систем і підсистем, які індивідуально або спільно виконують ряд або безліч рядів інструкцій для виконання однієї або декількох комп'ютерних функцій.

Як проілюстровано у Фігурі 25, комп'ютерна система 2300А може включати процесор 2302А, наприклад, центральний процесор (CPU), графічний процесор (GPU), або обидва. Крім того, комп'ютерна система 2300А може включати оперативну пам'ять 2304А і статичну пам'ять 2306А, які можуть взаємодіяти один з одним через шину 2326А. Як показано, комп'ютерна система 2300А може доED), плоский індикатор, твердий індикатор стану, або електронно-променеву трубку (ЕПТ). Додатково, комп'ютерна система 2300А може включати пристрій введення 2312А, таке як клавіатура, і курсорное керуючий пристрій 2314А, таке, як миша. Комп'ютерна система 2300А може також включати дисковод 2316А, пристрій генерування сигналів 2322А, таке як динамік або пульт дистанційного управління, і пристрій мережевого інтерфейсу 2308А.

В специфічному варіанті здійснення, як показано на Фігурі 25, дисковод 2316А може включати зчитаний машиною або комп'ютером носій 23ISA, який може бути вбудований один або кілька рядів інструкцій 2320А (наприклад, програмне забезпечення). Додатково, інструкції 2320А можуть містити один або кілька способів, функцій або логічних схем як описано в цьому документі щодо Фігур 1-24С. В специфічному варіанті здійснення інструкції 2320А можуть бути повністю або, щонайменше, частково, в основній пам'яті 2304А, статичної пам'яті 2306А, та/або в процесорі 2302А під час виконання комп'ютерною системою 2300А. Основна пам'ять 2304А і процесор 2302А також можуть включати машиночитаемий носій.

В альтернативному варіанті осущесограммируемие логічні матриці та інші апаратні пристрої, можуть бути сконструйовані для реалізації одного або декількох способів, функцій або логічних схем, описаних у цьому документі. Застосування, які можуть включати апарати і системи різних варіантів здійснення можуть широко включати безліч електронних і комп'ютерних систем. Один або кілька варіантів здійснення, описаних в даному документі, можуть реалізовувати функції з використанням двох чи більше конкретних взаємопов'язаних апаратних модулів або пристроїв з пов'язаними сигналами управління і даних, які можуть бути передані між і через модулі, або як частини спеціалізованої інтегральної схеми. Відповідно, ця система містить у собі програмне забезпечення, програмне забезпечення і апаратні реалізації.

У відповідності з різними варіантами здійснення, способи, функції або логічні схеми, описані в даному документі, можуть бути реалізовані з допомогою програм програмного забезпечення, які матеріально втілені в считиваемом процесором носії, і які можуть бути виконані процесором. Додатково, в прикладі не обмеженого варіанту здійснення реалізації можуть включати розподілену обробку, компонент/об'єк�емная обробка може бути сконструйована для реалізації одного або декількох способів, функціональності або логічної схеми як описано в даному документі.

Хоча машиночитаемий носій показаний як одиночний носій, термін «машиночитаемий носій» включає одиночний носій або численні носії, такі як централізована або розподілена база даних, та/або пов'язані кеші і сервери, які зберігають один або кілька рядів інструкцій. Термін "машиночитаемий носій" також включає будь-який носій, який здатний зберігати, кодувати або носити ряд інструкцій для виконання процесором, або який змушує комп'ютерну систему виконувати один або кілька способів, функцій, логічних схем або операцій, розкритих у даному документі.

В специфічному не ограничивающем примірному варіанті здійснення машиночитаемий носій може включати твердотільну пам'ять, таку як карта пам'яті або інший комплект, який містить у собі одну або декілька енергонезалежних незмінних пам'ятей. Додатково, машиночитаемий носій може бути пам'яттю з довільною вибіркою або інший перезаписуваної енергозалежної пам'яті. Додатково, машиночитаемий носій може включати магніто-оптичний або оптичний носій, такий як ді�й по передавальної середовищі. Додаток цифрових файлів електронної пошти або іншому автономного інформаційному архіву або ряду архівів можуть розглядатися як розподілений носій, який еквівалентний матеріального машиночитаемому носія. Відповідно, розкриття розглядається для включення будь-якого одного або декількох машиночитаних носіїв або розподіленого носія та інші еквіваленти та альтернативні середовища, в яких дані або інструкції можуть бути збережені.

У відповідності з різними варіантами здійснення, способи, функції або логічні схеми, описані в даному документі, можуть бути реалізовані у вигляді однієї або кількох програм, що працюють на комп'ютерному процесорі. Спеціалізовані апаратні реалізації, включаючи, але не обмежуючись, застосування специфічних інтегральних схем, програмовані логічні матриці та інші апаратні пристрої, також можуть бути сконструйовані для реалізації способів, описаних у цьому документі. Крім того, альтернативні реалізації програмного забезпечення, включаючи, але не обмежуючись, розподілену обробку або компонент/об'єктну розподілену обробку даних, паралельну обробку, або віртуальну маѸсанних в даному документі.

Слід також зазначити, що програмне забезпечення, яке реалізує розкриті способи, функції або логічні схеми, може факультативно бути збережено матеріальних машиночитаних носіях, таких як: магнітний носій, такий як диск або стрічка; магніто-оптичний або оптичний носій, такий як диск, або твердотільний носій, такий як карта пам'яті або інший комплект, який містить у собі одну або декілька незмінних (енергонезалежних) пам'ятей, пам'ять з довільною вибіркою або інші енергозалежні перезаписувані пам'яті. Додаток цифрових файлів електронної пошти або іншому автономного інформаційному архіву або ряду архівів розглядаються як розподілений еквівалент матеріального носія машиночитаемому носія. Відповідно, розкриття розглядається для включення матеріального машиночитаемого носія або розподіленого носія, як перераховано в даному документі, та інших еквівалентів та альтернативних середовищ, в яких програмні реалізації можуть бути збережені.

Таким чином, описані способи, системи та апаратура для виявлення, діагностики та лікування біологічного (складного) порушення ритму. Хоча конкретні присделани в цих варіантах здійснення, не відходячи від більш широкого обсягу винахідницького предмета, описаного (винахід) в даному документі. Відповідно, опис і креслення слід розглядати в ілюстративному, а не обмежувальному сенсі. Додаються креслення, які є частиною цього документа, показують в якості ілюстрації, а не обмеження, конкретні варіанти здійснення, в яких предмет може бути здійснено на практиці. Проілюстровані варіанти здійснення описані досить детально, щоб дати можливість фахівцям в даній області практикувати ідею винаходу, описану в даному документі. Інші варіанти здійснення можуть бути використані і отримані від них, такі, що структурні і логічні заміни і зміни можуть бути зроблені без зубці від обсягу даного розкриття. Це докладний опис, отже, не повинно бути прийняте ограничивающем сенсі, і обсяг різних варіантів здійснення визначається тільки додається формулою винаходу поряд з повним спектром еквівалентів, на які ця формула винаходу має право.

Такі варіанти здійснення предмета винаходу можуть бути названі в цьому документі індивідуально та/або колект�го-то одного винаходу або винахідницькому задумом, якщо фактично розкривається більше одного. Таким чином, хоча конкретні варіанти здійснення були проілюстровані і описані в цьому документі, слід розуміти, що будь-яка домовленість, розрахована на досягнення тієї ж мети, що може бути замінена конкретними показаними варіантами здійснення. Це розкриття призначене для покриття будь-яких та всіх адаптації або варіацій різних варіантів здійснення. Комбінації з перерахованих вище варіантів здійснення і інші варіанти здійснення, не конкретно описані в цьому документі, будуть очевидні фахівцям в даній області при розгляді наведеного вище опису.

У наведеному вище описі варіантів здійснення різні особливості об'єднані в одному варіанті здійснення з метою спрощення розгортання. Цей спосіб розкриття не повинен інтерпретуватися як відображення того, що! заявлені варіанти здійснення мають більше особливостей, ніж явно читається в кожному пункті патентної заявки. Швидше, як відображають наступна формула винаходу, предмет винаходу полягає в менш ніж всіх особливостях одного розкритого варіанту здійснення. Таким чином, наступна формула винаходу насе в якості окремого зразкового варіанта здійснення.

Посилання

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 Mnation at Boundaries of High-Frequency Excitation in the Posterior Left of the Atrium 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 демографії 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.

Неш, 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 InAtrial 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. Singh N., 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. Ст., 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.

1. Система для відновлення сигналів серця, пов'язаних зі складними порушеннями ритму, отриманих від безлічі датчиків, просторово пов'язаних з серцем пацієнта, при цьому система містить:
щонайменше одне обчислювальне пристрій, сконфігуроване:
ідентифікувати безліч виражених імпульсів в сигналах з високою достовірністю від датчиків, які є просторово суміжними з датчиком, пов'язаних з сигнало�вираженого імпульсу в сигналі з низькою достовірністю;
обчислювати часовий вектор між щонайменше двома началами активації, пов'язаними з ідентифікованими вираженими імпульсами в сигналах з високою достовірністю, через невираженний імпульс в сигналі з низькою достовірністю;
встановлювати часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом близько ділянки сигналу з низькою достовірністю, де обчислений часовий вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі з низькою достовірністю, який має вибране або певний початок активації, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;
призначати для невираженного імпульсу початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому тимчасового вектору.

2. Система п. 1, де початок активації призначено у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

3. Система п. 1, де щонайменше одне обчислювальне пристрій додатково налаштовано:
визнача�невираженного імпульсу, де другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів у сигналі з низькою достовірністю;
просувати вперед певний другий часовий інтервал так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації імпульсу, попереднього невираженному імпульсу;
погоджувати призначене початок активації з другим початком активації до узгодженого початку активації;
коригувати призначене початок активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

4. Система п. 1, де щонайменше одне обчислювальне пристрій додатково налаштовано:
класифікувати сигнали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і сигналів з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активаци

5. Система п. 1, де складне порушення ритму не містить вираженого періоду, в ході якого сигнали серця знаходяться у спокої.

6. Система п. 1, де система додатково містить:
щонайменше один пристрій зберігання даних, сконфігуроване, щоб зберігати сигнали серця, отримані від серця пацієнта, при цьому щонайменше один пристрій зберігання даних функціонально з'єднане щонайменше з одним обчислювальним пристроєм для забезпечення сигналів принаймні для одного обчислювального пристрою.

7. Система п. 1, де система додатково містить:
катетер, що включає згадане безліч датчиків для отримання сигналів серця від серця пацієнта і функціонально поєднаний щонайменше з одним обчислювальним пристроєм для забезпечення сигналів серця принаймні для одного обчислювального пристрою.

8. Система по одному з пп. 1-4, де щонайменше одне обчислювальне пристрій містить машиночитаемий носій, який зберігає інструкції, які при виконанні щонайменше одним пристроєм обробки даних змушують пристрій обробки даних провести операції щонайменше одного обчислювального пристрою.

9. До�жит:
катетер, що включає безліч датчиків, просторово пов'язаних з серцем пацієнта, для отримання сигналів серця; і
машиночитаемий носій, функціонально пов'язаний з датчиками, при цьому машиночитаемий носій включає інструкції, які при виконанні обчислювальним пристроєм змушують обчислювальний пристрій:
ідентифікувати безліч виражених імпульсів в сигналах з високою достовірністю від датчиків, які є просторово суміжними з датчиком, пов'язаних з сигналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси в сигналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу в сигналі з низькою достовірністю;
обчислити часовий вектор між щонайменше двома началами активації, пов'язаними з ідентифікованими вираженими імпульсами в сигналах з високою достовірністю, через невираженний імпульс в сигналі з низькою достовірністю;
встановити часовий інтервал, пов'язаний з невираженим імпульсом близько ділянки сигналу з низькою достовірністю, де обчислений часовий вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може активуватися на засновано�ктивации, і як пізно невираженний імпульс може припинятися на підставі щонайменше одного попередньо визначеного властивості;
призначати для невираженного імпульсу початок активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому тимчасового вектору.

10. Комплект п. 9, де початок активації призначено у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

11. Комплект п. 9, де машиночитаемий носій додатково містить інструкції, які при виконанні пристроєм обробки даних змушують пристрій обробки даних:
визначити другий часовий інтервал між вираженими імпульсами в сигналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів у сигналі з низькою достовірністю;
просунути вперед певний другий часовий інтервал так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;
погодити призначене початок активації з другим початком активації для отримання согласова� для невираженного імпульсу.

12. Комплект п. 9, де машиночитаемий носій додатково містить інструкції, які при виконанні пристроєм обробки даних змушують пристрій обробки даних:
класифікувати сигнали з високою достовірністю, які включають щонайменше попередньо певне процентне співвідношення виражених імпульсів із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і сигнали з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення.

13. Комплект п. 9, де складне порушення ритму не включає виражений період, в ході якого сигнали серця знаходяться у спокої.

14. Комплект п. 9, де комплект додатково містить:
щонайменше один пристрій зберігання даних, сконфігуроване, щоб зберігати сигнали серця, отримані від катетера, при цьому щонайменше один пристрій зберігання даних доступно для машиночитаеЕигналов серця, пов'язаних зі складними порушеннями ритму, при цьому спосіб включає виконуються обчислювальним пристроєм:
отримання сигналів інформації від серця, пов'язаних з безліччю датчиків, просторово пов'язаних з серцем пацієнта;
ідентифікацію безлічі виражених імпульсів в сигналах з високою достовірністю від датчиків, які є просторово суміжними з датчиком, пов'язаних з сигналом з низькою достовірністю, при цьому виражені імпульси в сигналах з високою достовірністю відповідають невираженному імпульсу в сигналі з низькою достовірністю;
обчислення тимчасового вектора між щонайменше двома началами активації, пов'язаними з ідентифікованими вираженими імпульсами в сигналах з високою достовірністю, через невираженний імпульс в сигналі з низькою достовірністю;
встановлення тимчасового інтервалу, пов'язаного з невираженим імпульсом близько ділянки сигналу з низькою достовірністю, де обчислений часовий вектор перетинає невираженний імпульс, при цьому часовий інтервал вказує, як рано невираженний імпульс може бути придатним на підставі попереднього імпульсу в сигналі з низькою достовірністю, який має вибране або опредедного попередньо визначеного властивості; і
призначення для невираженного імпульсу початку активації протягом встановленого часового інтервалу, яке є найближчим до обчисленому тимчасового вектору.

16. Спосіб за п. 15, де початок активації призначають у зв'язку з зубцем або періодом спокою протягом встановленого часового інтервалу.

17. Спосіб за п. 15, де спосіб додатково включає:
визначення другого часового інтервалу між вираженими імпульсами в сигналі з низькою достовірністю, що виникає до невираженного імпульсу, при цьому другий часовий інтервал поширюється від першого початку активації до другого початку активації відповідних виражених імпульсів у сигналі з низькою достовірністю;
просування вперед певного другого часового інтервалу так, щоб перше початок активації наближалося до початку активації попереднього імпульсу;
узгодження призначеного початку активації з другим початком активації для отримання погодженого початку активації;
коригування призначеного початку активації погодженим з початком активації для невираженного імпульсу.

18. Спосіб за п. 15, де спосіб додатково включає:
класифікацію сигналів з високою достоверноьсов із загального числа імпульсів, при цьому кожен виражений імпульс має идентифицируемое початок активації, і сигналів з низькою достовірністю, які включають перше число виражених імпульсів і друге число невираженних імпульсів, при цьому кожен невираженний імпульс має безліч зубців і періодів спокою, пов'язаних з можливим початком активації, при цьому перше число виражених імпульсів нижче попередньо визначеного процентного співвідношення.



 

Схожі патенти:

Спосіб позиціонування кінця катетера

Винахід відноситься до медичної техніки, а тиенно до засобів позиціонування ендоваскулярного пристрою. Адаптер містить елемент, що має два кінця і внутрішній просвіт, виконаний таким чином, що коли один кінець з'єднаний з катетером, а інший кінець - зі шприцом рідину зі шприца через просвіт тече в катетер. Металеве кільце розташоване вздовж внутрішнього просвіту елемента повністю всередині цього елемента так, що металеве кільце входить в електричний контакт з рідиною, коли вона тече з шприца в катетер, при цьому металеве кільце з'єднане з допомогою ізольованого електричного з'єднання з зовнішньою стороною елемента. Використання винаходу дозволяє підвищити надійність зв'язків катетера і шприца. 17 з.п. ф-ли, 15 іл.

Спосіб позиціонування кінця катетера

Винахід відноситься до медичної техніки, а тиенно до засобів позиціонування ендоваскулярного пристрою. Адаптер містить елемент, що має два кінця і внутрішній просвіт, виконаний таким чином, що коли один кінець з'єднаний з катетером, а інший кінець - зі шприцом рідину зі шприца через просвіт тече в катетер. Металеве кільце розташоване вздовж внутрішнього просвіту елемента повністю всередині цього елемента так, що металеве кільце входить в електричний контакт з рідиною, коли вона тече з шприца в катетер, при цьому металеве кільце з'єднане з допомогою ізольованого електричного з'єднання з зовнішньою стороною елемента. Використання винаходу дозволяє підвищити надійність зв'язків катетера і шприца. 17 з.п. ф-ли, 15 іл.

Двухцелевой катетер ласо з іригацією

Винахід відноситься до медичної техніки, а саме до систем для відображення та абляції серця, і більш конкретно до катетеру ласо для застосування в системі картування і абляції серця. Катетер містить вводиться трубку, яка має дистальний кінець, і пружну дистальну секцію, прикріплену до дистальному кінця ввідної трубки. Дистальна секція має зовнішню і внутрішню поверхню іригаційну порожнину і містить безліч електродів, що виступають над зовнішньою поверхнею. Електроди мають безліч перфораційних отворів, утворених в них. Зовнішня поверхня знаходиться в повідомленні з текучої середовищі з іригаційної порожниною через перфораційні отвори. Електроди мають округлу форму і виконані у вигляді чаші, мають потовщення до 1 мм над зовнішньою поверхнею і подовжуються понад 25-270% від довжини окружності зовнішньої поверхні. Зазначений катетер застосовується для визначення місця розташування аритмогенною області в серці живого об'єкта. Винахід забезпечує проведення якісної та безпечної абляції за рахунок локального охолодження та запобігання злипання в процесі абляції та точності місця абляції аритмогенною зони. 2 н. і 15 з.п. ф-ли, 8 іл.

Пристрій формування зображення серця

Даний винахід відноситься до пристрою формування зображення для формування зображення серця. Пристрій формування зображення містить блок забезпечення типів властивостей для забезпечення типів властивостей серця у різних розташуваннях серця, а також блок визначення першої ділянки для визначення першого ділянки серця, що містить перший тип властивості, подібний фракционированной электрограмме, і блок визначення другого ділянки для визначення другого ділянки, що містить другий тип властивості, подібний сплетення, має ганглії. Перший ділянку і друга ділянка причинно пов'язані і відображаються на блоці відображення. Використання винаходу дозволяє більш точно і більш оптимально виявляти області серця з патологіями. 3 н. і 9 з. п. ф-ли, 8 іл.

Згинальний катетер з'єднаної з центральною стійкою і спосіб його виробництва

Винахід відноситься до галузі медицини, а саме до способу виготовлення згинального катетера, має центральну стійку, з'єднану з наконечником катетера в вигин секцію для визначення невіддільною складовою конструкції наконечника, яка максимізує відкритий внутрішній об'єм наконечника катетера і жорсткість при крученні наконечника катетера поряд з минимизированием зовнішнього діаметра наконечника катетера і забезпеченням однакового згинання кінцівки в одній площині. Спосіб виготовлення дистального наконечника для згинального катетера включає в себе наступні етапи: нанесення на циліндричний сердечник, що має діаметр, першого шару термопластичного матеріалу; покриття першого шару термопластичного матеріалу шаром обплетення; нанесення на шар обплетення другого шару термопластичного матеріалу; видалення циліндричного сердечника і, таким чином, формування трубчастого елемента; приміщення в трубчастий елемент стійки, що має ширину, по суті подібну діаметру циліндричного сердечника, довжину, по суті більшу, ніж ширина, і товщину, по суті меншу, ніж ширина; розміщення на кожній стороні стійки напівциліндричних сердечникодинение між першим шаром і стійкою. Спосіб є простим і не вимагає значних тимчасових витрат. 10 з.п. ф-ли, 14 іл.

Синхронізація медичних пристроїв по цифровому інтерфейсу

Винахід відноситься до способів і систем для управління електронними медичними пристроями. Спосіб управління пристроєм полягає в приведенні безлічі медичних пристроїв в контакт з тілом пацієнта, здійсненні їх з'єднання для підтримування зв'язку з пультом по цифровому інтерфейсу, передачу повідомлення по цифровому інтерфейсу з пульта для одночасного прийому безліччю медичних пристроїв і синхронізації медичних пристроїв між собою у відповідь на отримане повідомлення. Повідомлення є вихідним радіочастотним імпульсом, інтерфейси безлічі медичних пристроїв містять модем і контролер, прийомні схеми модемів виконані з можливістю виявлення вихідних радіочастотних імпульсів до їх обробки основними схемами модемів і з можливістю сигналізувати контролеру, коли виявляється радіочастотний імпульс, а контролер синхронізує схеми медичних пристроїв. Спосіб здійснюється за допомогою пристрою, що містить пульт, виконаний з можливістю передачі повідомлення по першому цифровому інтерфейсу одночасно кільком одержувачам, і безліч медичних пристроїв, що приводяться в контакт з тілом пацієнта, які містять�, і синхронізації між собою у відповідь на прийом повідомлення. Використання винаходу дозволяє синхронізувати роботу медичних пристроїв. 2 н. і 22 з.п. ф-ли, 2 іл.

Силоизмерительний катетер з приєднаною центральної розпіркою

Група винаходів відноситься до медицини. Силоизмерительний катетер містить подовжений трубчастий елемент, що має порожнину, електрод наконечника, розміщений на дистальному кінці трубчастого елемента, і центральну розпірку, триваючу поблизу від проксимального кінця електрода наконечника через здатний до вигину дистальний ділянку подовженого трубчастого елемента. Центральна розпірка має першу поздовжню кромку і другу поздовжню кромку і приєднана до подовженому трубчастого елемента по всій довжині першої поздовжньої кромки і другої поздовжньої кромки для освіти нероз'ємної збірної конструкції з центральної розпірки і подовженого трубчастого елемента. Датчик деформації закріплений на центральній розпірці для вимірювання сили поблизу дистального кінця трубчастого елемента. Розкрито альтернативний варіант виконання силоизмерительного катетера, що відрізняється засобами встановлення електрода і центральної розпірки. Винаходи забезпечують зниження ймовірності перфорації тканин на шляху просування катетера. 2 н. і 34 з.п.ф-ли, 15 іл.
Винахід відноситься до медицини, а саме до кардіології, і може бути використано для виявлення високого ризику розвитку порушення толерантності до глюкози на фоні прийому метопрололу у хворих стабільною стенокардією напруги. Для цього до початку лікування метопрололом хворому в один і той же день проводять 2 тесту з фізичним навантаженням до досягнення порогової потужності навантаження за однаковим протоколом, початково і через 2 години після прийому разової дози метопрололу 50 мг. Якщо при виявленні під час 2-ї навантаженні порівняно з 1-ї навантаженням збільшення на 120 секунд і більше інтервалу часу від початку навантаження до появи нападу стенокардії та/або зниження сегмента ST на електрокардіограмі ішемічного типу глибиною не менше 1 мм, ризик розвитку порушення толерантності до глюкози вважають високим. У такому разі через 4-5 тижнів регулярного прийому метопрололу проводять тест на толерантність до глюкози. При виявленні порушення толерантності до глюкози лікування метопрололом припиняють. Якщо при 2-ї навантаженні порівняно з 1-ї навантаженням інтервал часу до появи нападу стенокардії та/або зниження сегмента ST на електрокардіограмі ішемічного типу глибиною не менше 1 мм збільшується менш робітники метопрололом продовжують без додаткового проведення тесту на толерантність до глюкози. Спосіб забезпечує профілактику порушень вуглеводного обміну у заявленій групи хворих на тлі прийому метопрололу і можливість своєчасної корекції терапії за рахунок виявлення компенсаторного збільшення використання глюкози в умовах інсулінорезистентності та зниженою доступності вільних жирних кислот для забезпечення енергетичних потреб міокарда. 4 пр.

Система вимірювання якості контакту екг-електродів

Винахід відноситься до медицини, а саме до системи і способу для формування вихідних сигналів, що показують якість контакту безлічі електродів, приєднаних до пацієнта

Система вимірювання якості контакту екг-електродів

Винахід відноситься до медицини, а саме до системи і способу для формування вихідних сигналів, що показують якість контакту безлічі електродів, приєднаних до пацієнта
Up!