DE69622256T2

DE69622256T2 - Anordnung für sequentielles messen biologischer ereignisse

Info

Publication number: DE69622256T2
Application number: DE69622256T
Authority: DE
Inventors: Dorin Panescu; K. Swanson
Original assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Current assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Priority date: 1995-02-17
Filing date: 1996-02-14
Publication date: 2003-02-06
Anticipated expiration: 2016-02-15
Also published as: ES2179183T3; EP0809463A1; CA2213133A1; EP0809463B1; WO1996025095A1; CA2213133C; EP0809463A4; DE69622256D1; US5795303A; JP3681126B2; ATE220307T1; JPH11511666A

Description

Die Erfindung betrifft ein System zum Erzeugen eines zusammengesetzten Signals gemäß dem vor-kennzeichnenden Teil von Anspruch 1.
Normaler Sinusrhythmus des Herzens beginnt mit dem Sinuatrialknoten (oder "SA-Knoten"), der eine Depolarisations-Wellenfront erzeugt. Der Impuls bewirkt, dass benachbarte myokardiale Gewebezellen in dem Vorhof depolarisieren, was wiederum bewirkt, dass benachbarte myokardiale Gewebezellen depolarisieren. Die Depolarisation propagiert über den Vorhof, was bewirkt, dass der Vorhof kontrahiert, und sich Blut aus dem Vorhof in die Herzkammer entleert. Der Impuls wird als nächstes über den Atrioventrikularknoten (oder "AV-Knoten") und das Bündel von HIS ("HIS-Bündel") zu den myokardialen Gewebezellen der Herzkammer geliefert. Die Depolarisation dieser Zellen propagiert über die Herzkammer, wodurch bewirkt wird, dass die Herzkammer kontrahiert.
Dieses Leitungssystem resultiert in der beschriebenen, organisierten Sequenz von myokardialer Kontraktion, was zu einem normalen Herzschlag führt.
Manchmal entwickeln sich anormale leitende Pfade in Herzgewebe, was den normalen Pfad von Depolarisations- Ereignissen unterbricht. Anatomische Hindernisse in Vorhof oder Herzkammern können zum Beispiel das normale Propagieren von elektrischen Impulsen unterbrechen. Diese anatomischen Hindernisse ("Leitungsblöcke" genannt) können bewirken, dass der elektrische Impuls in mehrere zirkulare Kleinwellen degeneriert, die um die Hindernisse zirkulieren. Diese Kleinwellen, "Reentry-Kreisläufe" genannt, unterbrechen die normale Aktivierung von Vorhof oder Herzkammern. Als ein weiteres Beispiel können lokalisierte Bereiche von ischämischem myokardialem Gewebe Depolarisationsereignisse langsamer als normales myokardiales Gewebe propagieren. Der ischämische Bereich, auch eine "Langsam-Leitungszone" genannt, erzeugt fehlgeleitete zirkulare Propagierungs- Muster, "kreisende Erregung" genannt. Die kreisende Erregung unterbricht auch die normalen Depolarisationsmuster, dadurch wird die normale Kontraktion von Herzgewebe unterbrochen.
Die anormalen leitenden Pfade erzeugen anormale, irreguläre und manchmal lebensbedrohende Herzrhythmen, Herzrhythmusstörung genannt. Eine Herzrhythmusstörung kann sich in dem Vorhofereignen, beispielsweise, wie bei Vorhoftachykardie (AT) oder Vorhofflattern (AF). Die Herzrhythmusstörung kann auch in der Herzkammer auftreten, beispielsweise, wie bei der ventrikulären Tachykardie (VT).
Beim Behandeln von Herzrhythmusstörungen ist es wesentlich, dass die Lage der Quellen der anormalen Pfade (als Fokusse bezeichnet) lokalisiert sind. Einmal lokalisiert, kann das Gewebe in den Fokussen zerstört werden, oder abgetragen, mittels Hitze, Chemikalien oder anderen Mitteln. Abtragen kann die anormalen leitenden Pfade entfernen, wodurch normale myokardiale Kontraktion wieder hergestellt wird.
Heutzutage untersuchen Ärzte das Propagieren von elektrischen Impulsen in Herzgewebe zum Lokalisieren von anormalen Leitungspfaden. Die Techniken, die zum Analysieren dieser Pfade verwendet werden, üblicherweise "Mapping" genannt, identifizieren Bereiche in dem Herzgewebe, Fokusse genannt, die abgetragen werden können, um die Herzrhythmusstörung zu behandeln.
Eine Form von herkömmlichen Herzgewebe-Mapping-Techniken verwendet eine Mehrzahl von Elektroden, die in Kontakt mit epikardialem Herzgewebe positioniert sind, zum Erhalten einer Mehrzahl von Elektrogrammen. Der Arzt stimuliert myokardiales Gewebe mittels Bereitstellens von Pacing-Signalen und beobachtet visuell die Morphologien der während des Pacing aufgenommenen Elektrogramme, welche im Rahmen dieser Beschreibung als "Pacing-Elektrogramme" bezeichnet werden.
Der Arzt vergleicht visuell die Muster der Pacing- Elektrogramme mit den zuvor während einer Herzrhythmusstörungs-Episode aufgenommenen, um zum Abtragen geeignete Gewebebereiche zu lokalisieren. Diese herkömmlichen Mapping-Techniken erfordern invasive chirurgische Techniken am offenen Herzen, um die Elektroden an der epikardialen Oberfläche des Herzens zu positionieren.
Herkömmliche epikardiale Elektrogramm-Verarbeitungstechniken, die zum Detektieren lokaler elektrischer Ereignisse in Herzgewebe verwendet werden, sind oft nicht fähig, Elektrogramme mit einer Mehrzahl von Morphologien zu interpretieren. Solchen Elektrogrammen begegnet man beispielsweise, wenn ein Herz gemappt wird, das ventrikulärer Tachykardie ausgesetzt ist. Aus diesem und anderen Gründen können konsistent hohe korrekte Identifikationsraten (CIR) von Fokussen mit gegenwärtigen Mehr-Elektroden Mapping- Techniken nicht erreicht werden.
Eine andere Form von herkömmlichen Herzgewebe-Mapping- Techniken, Pace-Mapping genannt, verwendet eine Wanderelektrode in einer Herzkammer zum Pacing des Herzens an mehreren endokardialen Stellen. Beim Suchen nach den VT- Fokussen muss der Arzt visuell alle Pacing- Elektrokardiogramme (aufgenommen mittels zwölf Leit-Körper- Oberflächen-Elektrokardiogramme (EKGs)) mit den zuvor während einer induzierten VT aufgenommenen vergleichen. Der Arzt muss die Wanderelektrode konstant an eine neue Stelle umlokalisieren, um das Endocardium systematisch zu mappen.
Diese Techniken sind kompliziert und zeitaufwändig. Sie erfordern wiederholte Manipulation und Bewegung der Wanderelektroden. Gleichzeitig erfordern sie, dass der Arzt die Elektrokardiogramme visuell assimiliert und interpretiert.
Ferner können von den Pacing-Signalen bewirkte Artefakte die Elektrokardiogramme stören. Die Pacing-Artefakte können den Beginn der Q-Welle in dem Elektrokardiogramm überdecken. Beim Körper-Oberfläche-Mapping unterscheidet sich die Morphologie des Pacing-Artefakts visuell von der Morphologie des Elektrokardiogramms. Ein geschulter Arzt ist daher fähig, visuell zwischen einem Pacing-Artefakt und der Elektrokardiogramm-Morphologie zu differenzieren. Dies ist beim endokardialen oder epikardialen Mapping nicht immer der Fall, bei denen eine sehr enge Ähnlichkeit zwischen der Morphologie des Pacing-Artefakts und der bipolaren Elektrogramm-Morphologie vorkommen kann. Unter den besten Bedingungen unterscheiden sich das Pacing-Artefakt und Elektrogramm-Komplex in der Zeit und können daher mittels einen geschulten Arztes unterschieden werden. Unter anderen Bedingungen jedoch kann die Präsenz des Pacing-Artefakts manchmal das gesamte bipolare Elektrogramm überdecken. Zusätzlich macht seine Ähnlichkeit zu dem bipolaren Elektrogramm es oft schwer oder unmöglich, selbst für einen geschulten Arzt, den Beginn von Depolarisation mit Genauigkeit zu detektieren.
Daher verbleibt ein reeller Bedarf für Herz-Mapping- und Abtrag-Systeme und -Verfahren, welche die Analyse von Elektrogrammen vereinfachen und für die Verwendung von Elektrogrammen zum Lokalisieren geeigneter arrythmogener Fokusse.
US-A-5 311 873 offenbart ein System zum Körper-Oberfläche- Potential-Pace-Mapping unter Verwendung einer Mehrzahl von Elektroden, die über den Torso eines Patienten verteilt sind. Während einer anormalen Aktivierung aufgenommene Daten werden zu den Pacing-Daten ausgerichtet, um einen Katheter an den Ort von anormaler Aktivierung zu führen.
US-A-5 188 116 offenbart ein Verfahren zum Entfernen des Atem-Artefakts von EKG-Signalen, detektiert an der Oberfläche des Körpers, und zum Messen der verbleibenden Abweichung der Signale. Dies wird mittels Mittelns des Signals über die Zeit erreicht, um ein aggregiertes Signal zu erstellen, dann mittels Skalierens jedes Signals gemäß einer differentiellen Peak-zu-Peak Spannung zum Entfernen irgendwelcher Atem- Artefakte, und dann mittels Berechnens der Abweichung des skalierten Signals.
WO-A-94/10905 offenbart ein Verfahren zum Isolieren von Niedrigfrequenz-Signalen in Mehrfach-EKG-Wellenformen. Dies wird mittels Erzeugens von Matrizen erreicht, welche die EKG- Wellenformen von einer Mehrzahl von Stellen enthalten, aufgenommen über eine Mehrzahl von Herzschlägen. Die Matrizen werden dann mittels Singular Value Decomposition zerlegt. Die so erhaltenen Singular-Vektoren werden mittels herkömmlicher Techniken analysiert, um das Signal von Interesse hervorzuheben.
WO-A-85/03788 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen der Hochfrequenz-Niedrigamplituden-Signale in EKG- Wellenformen mit erhöhter Auflösung. Dies wird mittels Bildens der Differenz zwischen dem EKG-Eingabesignal und einem anderen Analog-Signal erreicht, das charakteristisch für das EKG-Eingabesignal eine Zeitperiode vor dem Verarbeiten des Signals ist. Das dadurch erhaltene differenzierte Signal trägt noch die Hochfrequenz-Komponenten von Interesse, aber die Amplitude von dem QRS-Komplex ist reduziert. Daher kann eine A-/D-Wandlung einer höheren Auflösung für eine beliebige bestimmte Anzahl von Bits erhalten werden.
Eine hauptsächliche Aufgabe der Erfindung ist, verbesserte Systeme zum schnellen und genauen Untersuchen biologischer Ereignisse bereitzustellen.
Gemäß der Erfindung wird dies mittels der Merkmale in dem kennzeichnenden Teil von Anspruch 1 erreicht. Vorteilhafte weitere Ausführungsformen sind in den Unteransprüchen beschrieben.
Ein Aspekt der Erfindung stellt analoge oder digitale Systeme zum Erzeugen eines zusammengesetzten Signals bereit, abgeleitet von einem biologischen Ereignis in einer Zeitsequentiellen Weise. Die Systeme geben einen ersten Satz von Signalen ein, abgeleitet von einem biologischen Ereignis, unter Verwendung einer ersten Gruppe von Sensoren während eines ersten Zeitintervalls. Die Systeme geben einen zweiten Satz von Signalen ein, abgeleitet von dem biologischen Ereignis während eines zweiten Zeitintervalls sequentiell nach dem ersten Zeitintervall, unter Verwendung einer zweiten Gruppe von Sensoren. Die zweite Gruppe von Sensoren hat mindestens einen gemeinsamen Sensor, der Teil der ersten Gruppe ist, und andere Sensoren, die nicht Teil der ersten Gruppe sind. Die Systeme richten die ersten und zweiten Sätze von Signalen unter Verwendung der Signale zeitlich aus, die mittels des mindestens einen gemeinsamen Sensors abgefühlt sind, wodurch das zusammengesetzte Signal erzeugt wird.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel richten die Systeme mittels Verschiebens der ersten und zweiten Sätze von Signalen zeitlich aus, ohne einen Zeitunterschied zwischen ihnen zu berechnen. In diesem Ausführungsbeispiel verschieben die Systeme die ersten und zweiten Sätze von Signalen basierend auf den Lagen von maximalen Steigungen der von dem gemeinsamen Sensor kommenden Signale.
In einem anderen bevorzugten Ausführungsbeispiel richten die Systeme mittels Verschiebens der ersten und zweiten Sätze von Signalen mittels Berechnens eines Zeitunterschieds zwischen den ersten und zweiten Sätzen von Signalen zeitlich aus, um sie zeitlich anzupassen. In diesem Ausführungsbeispiel berechnen die Systeme die Zeitdifferenz basierend auf den Zeitunterschieden von Peaks der Signale, die von dem gemeinsamen Sensor kommen.
Ein anderes Ausführungsbeispiel der Erfindung stellt analoge oder digitale Systeme bereit, die erste und zweite Verarbeitungskanäle zum Verarbeiten biologischer Signale von ersten, zweiten und dritten Signalsensoren einsetzen. Die Systeme koppeln die ersten und zweiten Signalsensoren mit den ersten und zweiten Verarbeitungskanälen während eines ersten Zeitintervalls zum Aufnehmen eines ersten Satzes von biologischen Signalen. Die Systeme koppeln auch die ersten und dritten Signalsensoren mit den ersten und zweiten Verarbeitungskanälen während eines zweiten Zeitintervalls, unterschiedlich von dem ersten Zeitintervall, zum Aufnehmen eines zweiten Satzes von biologischen Signalen. Die Systeme richten die ersten und zweiten Sätze von biologischen Signalen unter Verwendung der mittels des ersten Signalsensors abgefühlten biologischen Signale zeitlich aus, zum Erzeugen eines zusammengesetzten Satzes von biologischen Signalen, aufweisend die mittels der ersten, zweiten und dritten Sensoren abgefühlten biologischen Signale.
In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel richten die Systeme mittels Verschiebens der ersten und zweiten Sätze von Signalen ohne Berechnen einer Zeitdifferenz zwischen ihnen zeitlich aus. In diesem Ausführungsbeispiel verschieben die Systeme die ersten und zweiten Sätze von Signalen basierend auf den Lagen von maximalen Steigungen der von dem ersten Signalsensor kommenden Signale.
In einem anderen bevorzugten Ausführungsbeispiel richten die Systeme mittels Verschiebens der ersten und zweiten Sätze von Signalen mittels Berechnens einer Zeitdifferenz zwischen den ersten und zweiten Sätzen von Signalen zeitlich aus, um sie zeitlich anzupassen. In diesem Ausführungsbeispiel berechnen die Systeme die Zeitdifferenz basierend auf den Zeitdifferenzen von Peaks der Signale, die von dem ersten Signalsensor kommen.
Jeder Aspekt der Erfindung ist anwendbar zum Verarbeiten unterschiedlicher Typen von abgeleiteten biologischen Signalen wie beispielsweise Atmungs-Signale, Elektrogramme, Elektrokardiogramme, Gewebe-Biopotentiale, Druckwellen, Elektrogastrogramme, Elektromyogramme, Elektroencephalogramme, Impedanzmessungen und Temperaturmessungen.
Andere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden in der folgenden Beschreibung und Zeichnungen beschrieben, genau so wie in den beigefügten Ansprüchen.
Fig. 1A ist eine schematische Ansicht eines Systems, welches die Merkmale der Erfindung verkörpert, zum Zugriff auf einen Ziel-Gewebebereich in dem Körper für diagnostische oder therapeutische Zwecke;
Fig. 1B ist eine schematische Ansicht des in Fig. 1A gezeigten Systems, aufweisend eine Wander-Pacing-Sonde und zusätzliche Merkmale, um den Arzt in der Leit-Diagnose zu unterstützen, und therapeutische Techniken gemäß der Erfindung;
Fig. 2 ist eine vergrößerte perspektivische Ansicht einer Mehr-Elektroden-Struktur, die in Verbindung mit dem in Fig. 1 gezeigten System verwendet wird;
Fig. 3 ist eine vergrößerte Ansicht einer Abtrag-Sonde, die in Verbindung mit dem in Fig. 1A und 1B gezeigten System verwendbar ist;
Fig. 4A ist eine schematische Ansicht der in Fig. 1A und 1B gezeigten Prozess-Steuerung, welche mittels Elektrogramm- Anpassung eine zum Abtragen geeignete Stelle lokalisiert;
Fig. 4B ist eine schematische Ansicht einer Langsam-Leitungs- Zone in myokardialem Gewebe und der zirkularen Propagierungsmuster (kreisende Erregung genannt), die sie erzeugt;
Fig. 5 ist ein Flussdiagramm, das eine Pattern-Matching- Technik zeigt, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess- Steuerung zum Anpassen von Elektrogrammen gemäß der Erfindung einsetzen kann;
Fig. 6A bis 6E sind repräsentative Elektrogramm- Morphologien, verarbeitet gemäß der Pattern-Matching-Technik, die in Fig. 5 gezeigt ist;
Fig. 7A und 7B sind ein Flussdiagramm bzw. eine anschauliche Wellenform, die eine Symmetrie-Anpass-Technik zeigen, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess-Steuerung zum Anpassen von Elektrogrammen gemäß der Erfindung einsetzen kann;
Fig. 8A bis 8C sind repräsentative Elektrogramm- Morphologien, verarbeitet gemäß der in Fig. 7A gezeigten Symmetrie-Anpass-Technik;
Fig. 9 ist ein Flussdiagramm, das eine Anpass-Filter-Technik zeigt, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess-Steuerung zum Anpassen von Elektrogrammen gemäß der Erfindung einsetzen kann;
Fig. 10 ist ein Flussdiagramm, das eine Cross-Correlation- Koeffizienten-Technik zeigt, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess-Steuerung einsetzen kann, um Elektrogramme gemäß der Erfindung anzupassen;
Fig. 11A und 11B sind repräsentative Elektrogramm- Morphologien, verarbeitet gemäß der in Fig. 10 gezeigten Cross-Correlation-Koeffizienten-Technik;
Fig. 12 ist ein Flussdiagramm, das eine Norm der-Differenz- Technik zeigt, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess- Steuerung einsetzen kann, um gemäß der Erfindung Elektrogramme anzupassen;
Fig. 13A und 13B sind repräsentative Elektrogramm- Morphologien, verarbeitet gemäß der Norm der-Differenz- Technik, die in Fig. 12 gezeigt ist;
Fig. 14A ist ein Flussdiagramm, das eine Filter-Technik zeigt, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess-Steuerung einsetzen kann, um Pacing-Artefakte gemäß der Erfindung zu entfernen;
Fig. 14B ist ein Diagramm, das die Implementierung der in Fig. 14A gezeigten Filter-Technik als ein Median-Filter zeigt;
Fig. 14C ist ein Diagramm, das die Implementierung der in Fig. 14A gezeigten Filter-Technik als nicht-Median-Filter zeigt;
Fig. 15A bis D; 16A bis D, 17A bis D sind repräsentative Elektrogramm-Morphologien, die den Effekt des Sortierpositions-Auswahl-Kriteriums beim Entfernen des Pacing-Artefakts zeigen, wobei die in Fig. 14 gezeigte Technik eingesetzt ist;
Fig. 18A bis C sind repräsentative Elektrogramm- Morphologien, die den Effekt der Abtast-Fenster-Größe beim Entfernen des Pacing-Artefakts zeigt, wobei die in Fig. 14 gezeigte Technik eingesetzt ist;
Fig. 19 ist eine schematische Ansicht einer adaptiven Filter- Technik, welche die in Fig. 4A gezeigte Prozess-Steuerung einsetzen kann, um Pacing-Artefakte gemäß der Erfindung zu entfernen;
Fig. 20A und 20B sind repräsentative Elektrogramm- Morphologien, verarbeitet mittels der adaptiven Filter- Technik, die in Fig. 19 gezeigt ist, um ein Pacing-Artefakt zu entfernen;
Fig. 21 ist ein schematisches Flussdiagramm, das den Betrieb des Zeit-sequentiellen Modus der in Fig. 1 gezeigten Prozess- Steuerung zeigt, beim Erzeugen eines über unterschiedliche Zeitintervalle zusammengesetzten Elektrogramms;
Fig. 22A bis 22D zeigen repräsentative individuelle Elektrogramme, die in unterschiedlichen Zeitintervallen während des in Fig. 21 gezeigten Zeit-sequentiellen Modus aufgenommen sind, vor dem Zeit-Ausrichten;
Fig. 23A bis 23D zeigen die in Fig. 22A bis 22D gezeigten repräsentativen individuellen Elektrogramme, nach dem Zeitausrichten, um die Elektrogramm-Zusammensetzung zu bilden;
Fig. 24 zeigt ein Pacing-Elektrogramm mit drei Pacing- Artefakten vor dem adaptiven Filtern;
Fig. 25A bis C zeigen die Artefakt-Signale der drei in Fig. 24 gezeigten Pacing-Artefakte, die mittels des Arztes manuell ausgewählt sind, vor Ausrichten und Abschneiden;
Fig. 26A bis C zeigen die Artefakt-Signale der drei in Fig. 25A bis C gezeigten Pacing-Artefakte, nach Ausrichten und Abschneiden;
Fig. 27 zeigt die Artefakt-Schablone, die aus einem Mitteln der drei in Fig. 26A bis C gezeigten drei Artefakt-Signale resultiert; und
Fig. 28A und B zeigen die Ausrichtung des ersten Pacing- Artefakts (in Fig. 28A) mit der Artefakt-Schablone (in Fig. 28B).
Die Erfindung kann in mehreren Formen verkörpert sein, ohne von ihren essentiellen Charakteristika abzuweichen. Der Umfang der Erfindung ist in den beigefügten Ansprüchen definiert.
Fig. 1A zeigt die Komponenten eines Systems 10 zum Analysieren von Körpergewebe-Biopotential-Morphologien für diagnostische oder therapeutische Zwecke. Das dargestellte Ausführungsbeispiel zeigt das System 10, das zum Untersuchen der Depolarisation von Herzgewebe verwendet wird, welches Gegenstand einer Herzrhythmusstörung ist. In diesem Ausführungsbeispiel dient das System 10 zum Lokalisieren eines arrhythmogenen Fokus zum Entfernen mittels Abtragens. Die Erfindung ist gut geeignet zur Verwendung in der elektrischen Leitungs-Therapie des Herzens.
Es sollte noch gewürdigt werden, dass die Erfindung zur Verwendung in anderen Bereichen des Körpers anwendbar ist, wo Gewebe-Biopotential-Morphologien mittels Analysierens elektrischer Ereignisse in dem Gewebe ermittelt werden können. Die unterschiedlichen Aspekte der Erfindung finden beispielsweise Anwendung in Verfahren zum Analysieren von Hirn oder neurologischem Gewebe.
Fig. 1A zeigt das System 10, das endokardiale elektrische Ereignisse analysiert, unter Verwendung Katheter-basierter, vaskulärer Zugangstechniken. Viele Ausführungsbeispiele der Erfindung können noch in Verbindung mit Techniken verwendet werden, die kein Eindringen in den Körper erfordern, wie Oberflächen-Elektrokardiogramme oder Elektroencephalogramme. Viele der Ausführungsbeispiele der Erfindung können auch mit invasiven chirurgischen Techniken verwendet werden, wie in der Chirurgie an der offenen Brust oder am offenen Herzen, oder während Hirnchirurgie.
Insbesondere zeigt Fig. 1A das System 10, das elektrische Ereignisse innerhalb eines ausgewählten Bereichs 12 im Inneren eines menschlichen Herzens analysiert. Fig. 1A und 1B zeigen generell das System 10 in der linken Herzkammer des Herzens eingesetzt. Natürlich kann das System 10 in anderen Bereichen des Herzens auch eingesetzt werden. Es sollte auch angemerkt werden, dass das in Fig. 1 gezeigte Herz anatomisch nicht exakt ist. Fig. 1A und 1B zeigen das Herz in schematischer Form, um die Merkmale der Erfindung zu demonstrieren.
Das System 10 enthält eine Mapping-Sonde 14 und eine Abtrag- Sonde 16. In Fig. 1A ist jede separat in den ausgewählten Herzbereich 12 mittels geeigneten perkutanen Zugangs durch eine Vene oder Arterie eingeführt (typischerweise die Oberschenkelvene oder -arterie). Alternativ kann die Mapping- Sonde 14 und Abtrag-Sonde 16 zu einer integrierten Struktur zusammengesetzt sein, zum simultanen Einführen und Einsetzen in den Herzbereich 12.
Weitere Details des Einsetzens und der Strukturen der Sonden 14 und 16 sind in dem anhängigen US-Patent Nr. 5,636,634 beschrieben, eingereicht am 16. März 1993, mit dem Titel "Systems and Methods Using Guide Sheaths for Introducing, Deploying, and Stabilizing Cardiac Mapping and Ablation Probes".
Die Mapping-Sonde 14 hat einen flexiblen Katheterkörper 18. Das distale Ende des Katheterkörpers 18 trägt eine dreidimensionale Mehr-Elektroden-Struktur 20. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel nimmt die Struktur 20 die Form eines Korbs an, wodurch ein offener Innenraum 22 definiert ist(siehe Fig. 2). Es sollte gewürdigt werden, dass andere dreidimensionale Strukturen verwendet werden könnten.
Wie Fig. 2 zeigt, weist die dargestellte Korb-Struktur 20 ein Basiselement 26 und eine Endkappe 28 auf. Im Wesentlichen flexible Streifen 30 erstrecken sich in einem Abstand voneinander mit einer in Umfangsrichtung vorgesehenen Beziehung zueinander zwischen dem Basiselement 26 und der Endkappe 28.
Die Streifen 30 sind vorzugsweise aus einem stabilen, biologisch inerten Material wie Nitinol Metall oder Silikongummi hergestellt. Die Streifen 30 sind zwischen dem Basiselement 26 und der Endkappe 28 in einem stabilen, vorgespannten, radial ausgedehnten Zustand angeschlossen, zum Biegen und Anpassen an die endokardiale Gewebeoberfläche, die sie kontaktieren. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 2) bilden acht Streifen 30 die Korb-Struktur 20. Zusätzliche oder weniger Streifen 30 könnten verwendet werden.
Die Streifen 30 tragen eine Anordnung von Elektroden 24. In dem dargestellten Ausführungsbeispiel trägt jeder Streifen 30 acht Elektroden 24. Natürlich können zusätzliche oder weniger Elektroden 24 verwendet werden.
Eine verschiebbare Ummantelung 19 ist entlang der Achse des Katheterkörpers 18 bewegbar (in Fig. 2 mittels Pfeilen gezeigt). Wird die Ummantelung 19 in Vorwärtsrichtung bewegt, bewirkt dies, dass sie sich über die Korb-Struktur 20 bewegt, wodurch sie in einen kompakten Zustand mit geringem Profil zum Einführen in den Herzbereich 12 kollabiert. Wird die Ummantelung 19 in Rückwärtsrichtung bewegt, wird die Korb- Struktur 20 befreit, was ihr erlaubt, sich zu entfalten, und die vorgespannte, radial expandierte Position einzunehmen, die in Fig. 2 gezeigt ist. Die Elektroden werden in Kontakt gegen das umgebene Herzgewebe gebracht.
Weitere Details der Korb-Struktur sind in der anhängigen US- Patentanmeldung mit der Anmeldenummer 08/206,414, eingereicht am 4. März 1994, mit dem Titel "Multiple Electrode Support Structures" offenbart.
In Benutzung fühlen die Elektroden 24 elektrische Ereignisse in myokardialem Gewebe zum Erzeugen von Elektrogrammen ab. Die Elektroden 24 sind elektrisch mit einer Prozess-Steuerung 32 gekoppelt (siehe Fig. 1A). Eine Signalleitung (nicht gezeigt) ist elektrisch mit jeder Elektrode 24 gekoppelt. Die Leitungen erstrecken sich durch den Körper 18 der Sonde 14 in ein Handstück 21, in dem sie mit einem externen Mehrfachkontakt-Anschluss 23 gekoppelt sind. Der Anschluss 23 koppelt die Elektroden elektrisch mit der Prozess-Steuerung 32.
Alternativ können Mehr-Elektroden-Strukturen epikardial unter Verwendung eines Satzes von Kathetern lokalisiert sein, die individuell durch das koronare Gefäßsystem eingeführt sind (z. B. rückwärts durch die Aorta oder Sinus coronarius), wie in PCT/US94/01055 offenbart, unter dem Titel "Multiple Intravascular Sensing Devices for Electrical Activity".
Die Abtrag-Sonde 16 (siehe Fig. 3) enthält einen flexiblen Katheterkörper 34, der einen oder mehrere Abtrage-Elektroden 36 hält. Zum Zwecke der Veranschaulichung zeigt Fig. 3 eine einzige Abtrage-Elektrode 36, die an der distalen Spitze des Katheterkörpers 34 gehalten ist. Natürlich sind andere Konfigurationen möglich, die eine Mehrzahl von Abtrage- Elektroden einsetzen, wie in dem anhängigen US-Patent Nr. 5,582,609 beschrieben, eingereicht am 8. August 1994, mit dem Titel "Systems and Methods for Ablating Heart Tissue Using Multiple Electrode Elements".
Ein Handstück 38 ist an dem proximalen Ende des Katheterkörpers 34 angebracht. Das Handstück 38 und Katheterkörper 34 tragen einen Lenkmechanismus 40 zum selektiven Biegen oder Beugen des Katheterkörpers 34 entlang seiner Länge, wie die Pfeile in Fig. 3 zeigen.
Der Lenkmechanismus 40 kann variieren. Beispielsweise kann der Lenkmechanismus so sein, wie in U.S. Patent 5,254,088 gezeigt.
Eine mit der Abtrage-Elektrode 36 elektrische gekoppelte Leitung (nicht gezeigt) erstreckt sich durch den Katheterkörper 34 in das Handstück 38, wo sie elektrisch mit einem externen Anschluss 45 gekoppelt ist. Der Anschluss 45 koppelt die Elektrode 36 mit einem Generator 46 von Abtrag- Energie. Die Art von Energie, die zum Abtragen verwendet wird, kann variieren. Typischerweise stellt der Generator 46 elektromagnetische Radiofrequenz-Energie bereit, welche die Elektrode 36 in das Gewebe emittiert. Ein Radiofrequenz- Generator Modell EPT-1000, erhältlich von EP-Technologies, Inc., Sunnyvale, California, kann für diesen Zweck verwendet werden.
In der Benutzung bringt der Arzt die Abtrage-Elektrode 36 in Kontakt mit Herzgewebe an der Stelle, die zum Abtragen identifiziert ist. Die Abtrage-Elektrode emittiert Abtrag- Energie zum Erwärmen und thermischen Zerstören des kontaktierten Gewebes.
Gemäß den Merkmalen der Erfindung setzt die Prozess-Steuerung 32 Elektrogramm-Anpassung ein, um für den Arzt automatisch die Stelle oder Stellen zu lokalisieren, die potentiell geeignet zum Abtragen sind.

1. Elektrogramm-Anpassung

Die Prozess-Steuerung 32 ist betreibbar zum Abfühlen elektrischer Ereignisse in Herzgewebe und zum Verarbeiten und Analysieren dieser Ereignisse zum Erreichen der Ziele der Erfindung. Die Prozess-Steuerung 32 ist auch selektiv betreibbar zum Induzieren elektrischer Ereignisse mittels Übermittelns von Pacing-Signalen in Herzgewebe.
Insbesondere ist die Prozess-Steuerung 32 elektrisch mittels eines Bus 47 mit einem Pacing-Modul 48 gekoppelt, welches das Herz sequentiell mittels individueller oder Paare von Elektroden Schrittsteuert, um Depolarisation zu induzieren. Details der Prozess-Steuerung 32 und des Pacing-Moduls 48 sind in dem parallel anhängigen U.S. Patent Nr. 5,494,042 beschrieben, eingereicht am 28. Januar 1994, und mit dem Titel "Systems and Methods for Deriving Electrical Characteristics of Cardiac Tissue for Output in Iso- Characteristic Displays".
Die Prozess-Steuerung 32 ist mittels eines Bus 49 auch mit einem Signalverarbeitungs-Modul 50 elektrisch gekoppelt. Das Verarbeitungsmodul 50 verarbeitet Herzsignale in Elektrogramme. Ein Modell TMS 320C31 Prozessor, erhältlich von Spectrum Signal Processing, Inc., kann für diesen Zweck verwendet werden.
Die Prozess-Steuerung 32 ist mittels eines Bus 51 ferner mit einem Host-Prozessor 52 elektrisch gekoppelt, der die Eingabe von dem Elektrogramm-Verarbeitungsmodul 50 entsprechend der Erfindung verarbeitet, um arrythmogene Fokusse zu lokalisieren. Der Host-Prozessor 32 kann einen 486er-Typ- Mikroprozessor aufweisen.
Gemäß der Erfindung operiert die Prozess-Steuerung 32 in zwei Funktionsmodi, Abtast-Modus und Anpass-Modus genannt.
In dem Abtast-Modus setzt der Arzt die Korb-Struktur 20 in den gewünschten Herzbereich 12 ein. Um sicherzustellen, dass ein adäquater Kontakt in dem gewünschten Bereich 12 erreicht ist, kann es sein, dass der Arzt die Korb-Struktur 20 kollabieren, sie rotieren, und dann die Korb-Struktur 20 entfalten muss. Der Grad von Kontakt kann mittels der Prozess-Steuerung 32 auf unterschiedliche Weisen abgefühlt werden. Beispielsweise kann die Prozess-Steuerung 32 das Pacing-Modul 48 in einem Zustand zum Emittieren von Pacing- Signale mittels einer ausgewählten Elektrode 24 oder Paar von Elektroden 24 bringen. Die Prozess-Steuerung 32 bringt die Elektroden 24 und das Verarbeitungs-Modul 50 in einen Zustand zum Detektieren von Elektrogrammen, abgefühlt mittels einer gewünschten Anzahl von Elektroden 24. Das Verarbeitungs-Modul kann auch den gewünschten Grad von Kontakt mittels Messens der Gewebeimpedanz ermitteln, wie in dem parallel anhängigen Patent Nr. 5,598,848, eingereicht am 31. März 1994, mit dem Titel "Systems and Methods for Positioning Multiple Electrode Structures in Electrical Contact with the Myocardium" beschrieben.
Wenn die Korb-Struktur 20 ordnungsgemäß positioniert ist, bringt die Prozess-Steuerung 32 die Elektroden 24 und das Signalverarbeitungs-Modul 50 in einen Zustand zum Aufnehmen von Elektrogrammen während eines ausgewählten Herzereignisses mit einer bekannten Diagnose. In dem Abtast-Modus muss die Prozess-Steuerung 32 typischerweise das Pacing-Modul 48 in einen Zustand zum Schrittsteuern des Herzens bringen, bis das gewünschte Herzereignis induziert ist. Falls der Patient spontan das Herzereignis verspürt, während die Struktur 20 positioniert ist, ist die Pacing-Induktion nicht erforderlich.
Die Prozess-Steuerung 32 speichert diese Elektrogramme in dem Host-Prozessor 52. Die Prozess-Steuerung 32 erzeugt Schablonen von ausgewählten Elektrogramm-Morphologien mittels eines beliebigen herkömmlichen Verfahrens, beispielsweise indem der Arzt manuell repräsentative Elektrogramm- Morphologien auswählt. Am Ende des Abtast-Modus muss die Prozess-Steuerung 32 typischerweise das Pacing-Modul 48 in einen Zustand zum Beenden des Schrittsteuerns des Herzereignisses bringen, oder der Arzt kann einen Schock anlegen, um den normalen Sinusrhythmus wiederherzustellen.
Der Anpass-Modus wird ohne Veränderns der Position der Mehr- Elektroden-Struktur 20 in dem Herzbereich 12 betrieben, so dass die Elektroden 24 während des Anpass-Modus dieselbe Position besetzen, wie sie dies während des Abtast-Modus taten.
In dem Anpass-Modus bringt die Prozess-Steuerung 32 das Pacing-Modul 48 in einen Zustand zum Schrittsteuern des Herzens auf eine vorgegebene Weise, ohne das Herzereignis von Interesse zu induzieren, während es das Signalverarbeitungs- Modul 50 in einem Zustand zum Aufnehmen des resultierenden Elektrogramms bringt. Die Prozess-Steuerung 32 betreibt den Host-Prozessor 52 zum Vergleichen der resultierenden Pacing- Elektrogramm-Morphologien mit den Elektrogramm-Morphologie- Schablonen, die während des Abtast-Modus aufgenommen sind. Basierend auf diesem Vergleich erzeugt der Host-Prozessor 52 eine Ausgabe, welche die Lage der Elektrode oder Elektroden 24 an der Struktur 20 identifiziert, die nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle sind.

A. Der Abtast-Modus

Wie zuvor allgemein beschrieben, wird die Prozess-Steuerung 32 in dem Abtast-Modus betrieben, während das Herz ein ausgewähltes Herzereignis von bekannter Diagnose verspürt, und die Korb-Struktur 20 ist an einer festen Stelle in dem Bereich 12 gehalten. In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel weist das ausgewählte Ereignis eine Herzrhythmusstörung auf, die der Arzt zu behandeln versucht, beispielsweise ventrikuläre Tachykardie (VT) oder Vorhoftachykardie (AT) oder Herzflimmern (AF).
Wie in Fig. 4A gezeigt, während des Abtast-Modus, verarbeitet das Signalverarbeitungs-Modul 50 die Elektrogramm- Morphologien, erhalten von der jeweiligen Elektrode während des bekannten Herzereignisses (zum Zwecke der Veranschaulichung in Fig. 4A als E1 bis E3 bezeichnet). Die Elektrogramme können unipolar aufgenommen werden (zwischen einer Elektrode 24 und einer Referenzelektrode, nicht gezeigt) oder bipolar (zwischen Elektroden 24 an der Struktur 20).
Der Host-Prozessor 52 erzeugt eine digitale, ereignisspezifische Schablone für die an einer jeweiligen Elektrode abgefühlte Morphologie (zum Zwecke der Veranschaulichung in Fig. 4A als T1 bis T3 bezeichnet). Die ereignisspezifischen Schablonen T1 bis T3 für jede Elektrode E1 bis E3 können auf Elektrogramm-Morphologie von einem Herzschlag oder einer spezifischen Anzahl von Herzschlägen basieren. Die ereignisspezifische Schablone T1 bis T3 für jede Elektrode E1 bis E3 kann beispielsweise generiert werden, indem der Arzt manuell repräsentative Elektrogramm- Morphologien auswählt.
Falls das Herzrhythmusstörungs-Ereignis nicht polymorph ist, weist die Schablone vorzugsweise einen Herzschlag auf und wird Schlag für Schlag aktualisiert. Auch vorzugsweise, obwohl nicht essentiell, sollte der Startpunkt der Schablone mit dem Beginn der Depolarisation koinzidieren und sich von diesem Punkt über einen Schlag erstrecken. Wenn jedoch das zu untersuchende Herzrhythmusstörungs-Ereignis polymorph ist, kann es notwendig sein, die Schablone über mehrere Schläge aufzudehnen. In Bigeminie-Fällen beispielsweise sollte sich die Schablone vorzugsweise über zwei Schläge erstrecken.
Der Host-Prozessor 52 behält den Satz von ereignisspezifischen Schablonen T1 bis T3 im Speicher. Der Prozessor 52 kann, für einen individuellen Patienten, Sätze von ereignisspezifischen Schablonen für unterschiedliche Herzereignisse behalten. Beispielsweise kann ein Patient unterschiedliche VT-Episoden durchmachen, jede mit einer unterschiedlichen Morphologie. Der Prozessor 52 kann Schablonen für jede VT-Episode für eine Analyse gemäß der Erfindung speichern. Die Schablonen können auf einen externen Plattenspeicher heruntergeladen werden, zum Offline-Anpassen zu einer nachfolgenden Zeit, wie später beschrieben wird. Schablonen können auch basierend auf mathematischem Modellieren oder empirischen Daten erzeugt werden und für späteres Anpassen zu diagnostischen Zwecken gespeichert werden.

B. Der Anpass-Modus

In dem Anpass-Modus betreibt die Prozess-Steuerung 32 das Pacing-Modul 48 zum Anlegen von Pacing-Signalen sequentiell an jede der individuellen Elektroden. Die Pacing-Elektrode ist in Fig. 4A als Ep bezeichnet.
Das Pacing-Signal induziert Depolarisation ausgehend von der Stelle der Pacing-Elektrode Ep. Die Prozess-Steuerung 32 betreibt das Signalverarbeitungs-Modul 50 zum Verarbeiten der resultierenden Pacing-Elektrogramm-Morphologien, abgefühlt an jeder Elektrode (in Fig. 4A zum Zwecke der Veranschaulichung wieder als E1 bis E3 bezeichnet) während des Schrittsteuerns mittels der ausgewählten individuellen Elektrode Ep. Die verarbeiteten Pacing-Elektrogramme werden in Fig. 4A als P1 bis P3 bezeichnet.
Die Pacing-Morphologie P1 bis P3 an jeder Elektrode kann von einem Herzschlag oder einer spezifischen Anzahl von Herzschlägen sein, vorausgesetzt dass die Länge der Morphologien P1 bis P3 nicht kürzer ist als die Länge der ereignisspezifischen Schablonen T1 bis T3 für dieselben Elektroden E1 bis E3, die während des Abtast-Modus erhalten wurden.
Unterschiedliche herkömmliche Pacing-Techniken können zum Erhalten der Pacing-Morphologien P1 bis P3 verwendet werden. Beispielsweise kann herkömmliches Pace-Mapping verwendet werden, während welchem die Pace-Rate nahe der Herzrhythmusstörungs-Rate ist, aber Herzrhythmusstörung nicht induziert ist.
Aus Gründen, die später beschrieben werden, ist herkömmliches Entrainment- oder Reset-Pacing die bevorzugte Technik. Während Entrainment-Pacing ist die Pacing-Rate leicht höher als und die Periode leicht niedriger als jene, die während des Herzrhythmusstörungs-Ereignisses beobachtet werden, wodurch die Rate des induzierten Herzrhythmusstörungs- Ereignisses erhöht wird. Weitere Details des Entrainment- Pacing sind in Almendral et al. enthalten, "Entrainment of Ventricular Tachykardia: Explanation for Surface Electrocardiographic Phenomena by Analysis of Electrograms Recorded Within the Tachycardia Circuit", Circulation, Vol. 77, Nr. 3, März 1988, Seiten 569 bis 580.
Egal welche spezielle Pacing-Technik verwendet wird, kann der Pacing-Stimulus monophasig, biphasig oder triphasig sein.
In dem Anpass-Modus, während des Schrittsteuerns an einer individuellen der Elektroden Ep, vergleicht der Host- Prozessor 52 die Pacing-Morphologie P1 bis P3, die an jeder Elektrode E1 bis E3 erhalten ist, mit der gespeicherten ereignisspezifischen Schablone T1 bis T3 für dieselbe Elektrode E1 bis E3. Die Vergleiche (welche in Fig. 4A mit C1 bis C3 bezeichnet sind) können unter Verwendung von Anpass- Filtern oder Korrelations-Funktionen durchgeführt werden, wie später beschrieben.
Alternativ können die Pacing-Morphologien P1 bis P3 in dem Speicher gehalten werden oder auf einen externen Plattenspeicher heruntergeladen werden, zum Anpassen zu einer späteren Zeit. Um Offline-Verarbeitung Rechnung zu tragen, weist der Host-Prozessor 52 vorzugsweise ein Eingabemodul 72 zum Heraufladen vorerzeugter Schablonen und/oder Pacing- Morphologien auf, die zu einem früheren Zeitpunkt aufgenommen wurden. Das Eingabemodul 72 erlaubt es, dass Schablonen und Pacing-Morphologien Offline mittels des Host-Prozessors 52 angepasst werden, ohne dass die Echtzeit-Anwesenheit des Patienten erforderlich ist. Alternativ können aufgenommene Pacing-Morphologien in Echtzeit unter Verwendung von zuvor erzeugten Schablonen angepasst werden. Die zuvor erzeugten Schablonen können "typische" Biopotential-Ereignisse repräsentieren, basierend auf entweder realen, empirischen Daten oder mathematischen Modellen für diagnostische Zwecke, oder können frühere Biopotential-Ereignisse reflektieren, die für denselben Patienten oder für einen Patienten mit derselben oder einer ähnlichen Prognose aufgenommen wurden.
Für jede Pacing-Elektrode Ep(j) generiert der Host-Prozessor 52 einen Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) für jede Elektrode E(i) aus dem Vergleich C(i) der Pacing-Morphologie P(i) mit der Schablonen-Morphologie T(i) für dieselbe Elektrode E(i). Vorzugsweise sind j und i = 1 bis n, wobei n die gesamte Anzahl von Elektroden an der dreidimensionalen Struktur ist (welche zum Zwecke der Veranschaulichung in Fig. 4A drei ist).
Der Wert des Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) zeigt für diese Elektrode E(i) an, wie ähnlich die Pacing-Morphologie P(i) zu der ereignisspezifischen Schablone T(i) für diese Elektrode E(i) ist. Der Wert von Mcoef (i) für jede Elektrode E(i) variiert, wenn die Lage der Pacing-Elektrode Ep(j) sich verändert. Allgemein gesprochen steigt der Wert des Anpass- Koeffizienten Mcoef(i) für eine gegebene Elektrode E(i) im Verhältnis zu der Nähe der Pacing-Elektrode Ep(j) zu den arrhythmogenen Fokussen. In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel (wie Fig. 4A zeigt) erzeugt, während des Schrittsteuerns an einer individuellen der Elektroden Ep(j), der Host-Prozessor 52 aus den Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) für jede Elektrode E(i) einen gesamten Anpass-Faktor Mpace(j) für die Pacing-Elektrode Ep(j). Der Wert des gesamten Anpass- Faktors Mpace(j) für die Pacing-Elektrode Ep (j) zeigt an, wie ähnlich das gesamte Propagierungsmuster, das während des Schrittsteuerns an der Elektrode Ep(j) beobachtet wird, zu dem gesamten Propagierungsmuster ist, das an den zugeordneten ereignisspezifischen Schablonen aufgenommen ist.
Die Prozess-Steuerung 32 betreibt das Pacing-Modul 48 so, dass es ein Pacing-Signal sequentiell an jede Elektrode Ep(j) anlegt, und verarbeitet und vergleicht die resultierenden Elektrogram-Morphologien an jeder Elektrode Ep(i) (inklusive Ep(j)) mit den ereignisspezifischen Schablonen, wodurch die Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) für jede Elektrode E(i) und ein gesamter Anpass-Faktor Mpace(j) für die Pacing-Elektrode Ep(j) erhalten wird, und so weiter, bis jede Elektrode E(i) als eine Pacing-Elektrode Ep(j) dient.
Mpace(j) für jede Pacing-Elektrode kann von zugeordneten Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) auf unterschiedliche Weisen abgeleitet werden.
Beispielsweise können unterschiedliche herkömmliche Mittelungstechniken verwendet werden. Beispielsweise kann Mpace(j) als der Mittelwert erster Ordnung (arithmetisches Mittel) von Mcoef(i) wie folgt berechnet werden:
Mpace(j) = ΣMcoef(i)/n
wobei i = 1 bis n; oder als gewichtetes arithmetisches Mittel wie folgt:
Mpace(j) = ΣW(i)Mcoef(i)
wobei i = 1 bis n; ΣW(i) = 1. Falls W(i) = 1/n, für jedes i, dann wird das arithmetische Mittel erhalten.
Allgemein gesagt steigt der Wert des gesamten Anpass-Faktors Mpace(j) in Relation zu der Nähe der bestimmten Pacing- Elektrode Ep(j) zu einer potentiellen Abtrage-Stelle.
Mittels einer Gesamterklärung, für VT, stellt die für Abtragen geeignete Stelle typischerweise eine Langsam- Leitungs-Zone dar, in Fig. 4B mit SCZ bezeichnet. Depolarisations-Wellenfronten (in Fig. 4B mit DWF bezeichnet), welche in die Langsam-Leitungs-Zone SCZ eindringen (in Fig. 4B an Stelle A) brechen in anormale zirkulare Propagierungsmuster ein (in Fig. 4B mit B und C bezeichnet), "zirkulare Erregung" genannt. Die zirkularen Erregungen unterbrechen die normalen Depolarisationsmuster, wodurch die normale Kontraktion von Herzgewebe unterbrochen wird, was zu dem Herzereignis führt.
Die ereignisspezifischen Schablonen T(i) zeichnen diese unterbrochenen Depolarisationsmuster auf. Wenn ein Pacing- Signal an eine Langsam-Leitungs-Zone angelegt wird, wird das Pacing-Signal in derselben zirkularen Erregung eingefangen (d. h. Pfade B und C in Fig. 4B), welche das Ziel-Herzereignis triggert. Ein großer Anteil der zugeordneten Pacing- Morphologien P(i) an den Abfühl-Elektroden E(i) wird daher mit den zugeordneten ereignisspezifischen Schablonen P(i) übereinstimmen, die während des Ziel-Herzereignisses aufgenommen sind. Dies führt zu einer größeren Anzahl von größeren Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) und daher zu einem größeren Gesamt-Anpass-Faktor Mpace(j).
Wenn jedoch ein Pacing-Signal außerhalb einer Langsam- Leitungs-Zone angelegt wird, wird das Pacing-Signal in derselben zirkularen Erregung nicht gefangen. Es propagiert frei von zirkularer Erregung zum Induzieren eines signifikant unterschiedlichen Propagierungsmusters als dasjenige, das in den Schablonen T(i) aufgenommen ist. Ein großer Anteil der Pacing-Morphologien P(i) an den Abfühl-Elektroden E(i) stimmt daher nicht mit den ereignisspezifischen Schablonen T(i) überein. Dies führt zu einer geringeren Anzahl von größeren Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) und daher zu einem kleineren gesamten Anpass-Faktor Mpacec(j).
Dies ist der Grund, warum der gesamte Anpass-Faktor Mpace(j) umso größer wird, je näher die Pacing-Elektrode Ep(j) bei der Langsam-Leit-Zone ist, welche die potentielle Abtrage-Stelle ist. Die Differenz der Propagierungsmuster zwischen dem Schrittsteuern innerhalb und außerhalb einer Langsam-Leit- Zone ist während Entrainment-Pacing besonders ausgeprägt. Aus diesem Grund ist Entrainment-Pacing bevorzugt.
Abtrage-Gewebe in oder nahe der Langsam-Leit-Zone verhindert nachfolgende Depolarisation. Das zerstörte Gewebe ist daher als ein möglicher Pfad des Propagierens "gesperrt". Depolarisationsereignisse umgehen den Abtrage-Bereich und werden nicht länger in zirkularer Erregung gefangen. Auf diese Weise kann Abtragen normale Herzfunktion wiederherstellen.
Das Anpassen von Pacing-Morphologien P(i) auf Schablone- Morphologien T(i) zum Erzeugen des Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) und des gesamten Anpass-Faktors Mpace(i)kann auf unterschiedliche Weisen erreicht werden. Gemäß der Erfindung kann der Host-Prozessor 52 Pattern-Matching einsetzen; Symmetrie-Anpassen; Anpass-Filtern; Cross-Correlation; oder Norm der-Differenz-Techniken. Im Folgenden wird ein Überblick über jede diese Techniken gegeben.

1. Pattern-Matching

Fig. 5 zeigt schematisch eine Pattern-Matching-Technik, die Merkmale der Erfindung verkörpert.
Die Pattern-Matching-Technik Anpass-filtert die Schablone T(i) für jede Elektrode E(i) unter Verwendung derselben Schablone von links nach rechts bezüglich der Zeit umgeklappt, Tflip(i), als Koeffizienten des Anpass-Filters. Fig. 6B zeigt eine repräsentative Schablone T(i) für eine gegebene Elektrode E(i). Fig. 6C zeigt Tflip(i), welches die Schablone T(i) (gezeigt in Fig. 6B) von links nach rechts umgeklappt ist. Fig. 6E zeigt eine Anpass-gefilterte Ausgabe MT(i), welche T(i) (Fig. 6B) als Eingabe und Tflip(i) (Fig. 6C) für dieselbe Elektrode E(i) als Koeffizienten des Anpass- Filters hatte. Wie Fig. 6E zeigt, ist die Anpass-gefilterte Ausgabe MT(i), für die Elektrode E(i), eine Sequenz von alternierenden Maxima und Minima, wobei ihre Werte ein erstes von dieser Technik eingesetztes Muster markieren.
Die Pattern-Matching-Technik Anpass-filtert auch die Pacing- Elektrogramme P(i) für jede Elektrode E(i) unter Verwendung eines identischen Anpass-Filters wie das oben beschriebene. Fig. 6A zeigt ein repräsentatives Pacing-Elektrogramm P(i) für die gegebene Elektrode E(i). Fig. 6D zeigt die Anpassgefilterte Ausgabe MP(i), unter Verwendung von dem in Fig. 6C gezeigten Tflip(i) als die Anpass-gefilterten Koeffizienten. Wie MT(i) ist die Anpass-filterte Ausgabe MP(i) für jede Elektrode E(i) eine Sequenz von alternierenden Maxima und Minima, die zum Konstruieren eines zweiten Musters verwendet werden.
Die Pattern-Matching-Technik detektiert die Maxima und Minima für die Anpass-gefilterten Schablonen-Ausgaben MT(i) und jene von MP(i). Die Pattern-Matching-Technik platziert die Maxima und Minima in zwei L-dimensionale Modellvektoren ungeradzahliger Länge, innerhalb der größten Auslenkungen an Position
wobei L die gesamte Anzahl von lokalen Extrema von MT(i) und MP(i) ist. Die Pattern-Matching-Technik berechnet die Norm der Differenz zwischen dem MP-Muster und dem entsprechenden MT-Muster, verschoben um einen Wert P, der von -K bis K variiert, wobei K gleich L/2 ist. Die maximale Anzahl von Vergleichen für n Elektroden wird n Vergleiche für jede Pacing-Elektrode sein. Alternativ kann man die MP-Muster, wie gerade beschrieben, verschieben, und die entsprechenden MP- Muster festhalten. Die größten Auslenkungen sind in den Zentren der Schablone und Pacing-Vektoren angeordnet.

Nimmt man beispielsweise an

MT(i) = {mt(i,1),mt(i,2),mt(i,3)}, und
MP(i) = {mp(i,1 + p),mp(i,2 + p),mp(i,3 + p)}, dann
normi,p) = MT(i) - MP(i) oder
norm(i,p) =
wobei r = 1 bis 3 und p = -K bis K.
Das Minimum des obigen wird als der Anpass-Koeffizient für die Sequenz von Normen (Mcoef(i)) verwendet, das heißt:
Mcoef(i) = min(norm(i,p))
für p = -K to K.
Die minimalen Normen der Elektroden werden mittels eines geeigneten gewichteten Mittlungs-Algorithmus gemittelt (wie oben beschrieben). Dies liefert den gesamten Anpass-Faktor Mpace(j) für jede Pacing-Elektrode Ep(j), das heißt:
Mpace(j) = ΣMcorf(i)/n

2. Symmetrie-Anpassen

Fig. 7A zeigt eine Symmetrie-Anpass-Technik, die Merkmale der Erfindung verkörpert.
Die Symmetrie-Anpass-Technik Anpass-filtert die Pacing- Elektrogramme P(i) für jede Elektrode E(i) unter Verwendung von Tflip(i) als Koeffizienten des Anpass-Filters. Jede Filter-Ausgabe wird bezüglich der größten Auslenkung oder Extreme von der Grundlinie (EXCMAX), des Vorzeichens (positiv oder negativ) von EXCMAX, und eines Symmetrie-Index(SYM) getestet, wobei:
außer wenn EXCMAX < 0 ist, dann ist SYM = 1;
wobei N gleich der Anzahl von lokalen Extrema links von EXCMAX ist (welches auch gleich der Anzahl von lokalen Extrema rechts von EXCMAX ist (siehe Fig. 7B).
Die Technik ermittelt zunächst, ob EXCMAX > 0 (d. h., ob es positiv ist). Falls EXCMAX nicht positiv ist (d. h., SYM = 1.0), dann urteilt die Technik, dass eine schwache Anpassung für dieses Kriterium allein aufgetreten ist. Falls EXCMAX positiv ist, fährt die Technik fort mit dem Berechnen des Symmetrie-Index SYM und vergleicht SYM mit einem Symmetrie- Schwellwert (SYMTRESH). Falls SYM ≤ SYMTHRESH, urteilt die Technik, dass eine gute Anpassung aufgetreten ist. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist SYMTHRESH = 0.2 (für perfekte Symmetrie, SYM = 0.0).
Ähnliche Elektrogramme werden eine Anpass-gefilterte Ausgabe erzeugen, die eine positive größte Auslenkung haben. Wenn der Grad von Ähnlichkeit zwischen den beiden Elektrogrammen ansteigt, wird die Anpass-gefilterte Ausgabe zunehmend symmetrischer um dieses positive absolute Maximum werden. Der Ergebnisfaktor wird für jeden Elektrogramm-Vergleich erzeugt, wobei der Ergebnisfaktor MCOEF(i) = 1 - SYM ist. Die Ergebnisfaktoren, basierend auf SYM, werden in einen gesamten Anpass-Faktor MPACE(j) für jede Pacing-Elektrode Ep(j) konvertiert, wie zuvor beschrieben. Die Pacing-Elektrode Ep(j), die den höchsten gesamten Anpass-Faktor erzeugt, wird als nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle angesehen.
Beispielsweise zeigt Fig. 6E die Anpass-gefilterte Ausgabe MT(i) des Schablonen-Elektrogramms von Fig. 6B und seines links nach rechts umgeklappten Gegenstücks von Fig. 6C. Das Elektrogramm von Fig. 6B ist, in der Tat, Anpass-gefiltert gegen sich selbst, und die Symmetrie-Anpass-Technik detektiert dies. Fig. 6E zeigt eine größte Auslenkung, die positiv ist, und eine Ausgabe, die perfekt symmetrisch um das positive absolute Maximum ist. Ein perfekter Ergebnisfaktor MCOEF (i) von 1.0 würde zugeordnet.
Im Weiteren wird auf Fig. 6D Bezug genommen, welches die Anpass-gefilterte Ausgabe MP(i) des Elektrogramms von Fig. 6A und der umgeklappten Schablone in Fig. 6C ist. Diese sind unterschiedliche, jedoch ähnliche Elektrogramme. Die Symmetrie-Anpass-Technik detektiert diese enge Ähnlichkeit. Fig. 6D zeigt eine positive größte Auslenkung, und die Ausgabe ist relativ symmetrisch um dieses positive absolute Maximum. Ein guter Ergebnisfaktor Mcoef(i) von beispielsweise 0.9 würde zugeordnet.
Im Weiteren wird auf Fig. 8C Bezug genommen, welches die Anpass-gefilterte Ausgabe des Elektrogramms von Fig. 6A unter Verwendung der in Fig. 8B gezeigten umgeklappten Schablone als Koeffizient des Anpass-Filters ist. Es ist ersichtlich, dass das in Fig. 8A gezeigte Elektrogramm eine Morphologie hat, die ziemlich unterschiedlich von der in Fig. 6A gezeigten ist. Die Symmetrie-Anpass-Technik detektiert diese Differenz. Fig. 8C zeigt eine negative größte Auslenkung und eine Ausgabe, die nicht symmetrisch um dieses absolute Maximum ist. Ein schwacher Ergebnisfaktor Mcoef(i) von Null würde zugeordnet.

3. Anpassen gegen Dirac Puls

Fig. 9 zeigt eine Technik, die gegen Dirac Pulse anpasst, welche Technik Merkmale der Erfindung verkörpert.
Diese Anpass-Technik setzt einen Weißmach-Algorithmus ein, um zunächst die Schablonen-Elektrogramme und die Pacing- Elektrogramme zu filtern. Der Weißmach-Filter transformiert sogenanntes farbiges Rauschen, was 60 Hz (oder 50 Hz) Interferenz sein kann, oder Bewegung oder muskuläre Artefakte des Patienten, in weißes Rauschen.
Die Technik Anpass-filtert für jede Elektrode das weißgemachte Pacing-Elektrogramm unter Verwendung der linksrechts-umgeklappten weißgemachten Schablone für diese Elektrode als Koeffizienten des Anpass-Filters. Idealerweise erzeugen exakt angepasste weißgemachte Elektrogramme eine Ausgabe, die gleich einem Dirac Puls ist. Daher wird jede Filter-Ausgabe mit einem Dirac Puls verglichen. Ein Algorithmus bewertet die Ähnlichkeit für jede Elektrode.
Die Pacing-Elektrode, deren weißgemachte, Anpass-gefilterte Ausgabe am nächsten einem Dirac Puls ähnelt, wird als nahe an einer potentiellen Abtrage-Stelle angesehen.

4. Cross-Correlation-Technik

Fig. 10 zeigt eine Cross-Correlation-Technik, die Merkmale der Erfindung verkörpert.
Diese Technik verwendet einen geeigneten Algorithmus, um für jede Elektrode die Cross-Correlation-Funktion zwischen dem Schablonen-Elektrogramm und dem Pacing-Elektrogramm zu berechnen. Für identische Elektrogramme wird die größte Auslenkung der Cross-Correlation-Funktion gleich 1.0 sein.
Unterschiedliche herkömmliche Verfahren zum Ermitteln der Cross-Correlation-Funktion können verwendet werden. Für M Paare von Daten {x(m), y(m)} beispielsweise, wobei x(m) das Schablonen-Elektrogramm und y(m) das Pacing-Elektrogramm ist, kann die Korrelationsfunktion wie folgt berechnet werden:
wobei m = 1 bis M; -M ≤ k ≤ M, und x und y die Mittel der Sequenzen {x} und {y} sind.
Mcoef(i) ist gleich der größten Auslenkung der Sequenz {rxy(k)}, berechnet für die individuelle Elektrode E(i) (d. h., die größte Auslenkung kann entweder negativ oder positiv sein, abhängig von dem Grad der Interkorrelation).
Die Pacing-Elektrode Ep(j), die einen gesamten Anpass-Faktor Mpace(j) am nächsten bei 1.0 hat, wird als nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle angesehen. Zusätzliche Information kann in dem Verschiebeparameter k für jede Elektrode enthalten sein.
Beispielsweise zeigt Fig. 11A die Cross-Correlation-Funktion für die Elektrogramme von Fig. 6A und Fig. 6B. Diese Elektrogramme sind ziemlich ähnlich, und die Cross- Correlation-Technik detektiert dies. Die größte Auslenkung der Cross-Correlation-Funktion in Fig. 11A ist nahe 1.0 (d. h., sie ist 0.9694).
Im Weiteren wird auf Fig. 11B Bezug genommen, welche die Cross-Correlation-Funktion für die ungleichen Elektrogramme zeigt, die in den Fig. 6A und 8A gezeigt sind. Die Cross- Correlation-Technik detektiert dieses Fehlen von Ähnlichkeit. Die größte Auslenkung in Fig. 11B ist negativ (d. h., sie ist -0.7191).

5. Norm der-Differenz-Technik

Fig. 12 zeigt eine Norm der-Differenz-Technik, die Merkmale der Erfindung verkörpert.
Diese Technik normiert, für jede Elektrode, das Schablonen- Elektrogramm bezogen auf den Absolutwert seiner größten Auslenkung von der Grundlinie. Diese Technik normiert auch, für jede Elektrode, das Pacing-Elektrogramm bezogen auf die größte Auslenkung von der Grundlinie. Die Technik berechnet dann, für jede Elektrode, die Norm der Differenz zwischen dem Schablonen-Elektrogramm und dem Pacing-Elektrogramm. Die Norm nimmt proportional zu der Ähnlichkeit der Elektrogramme ab.
Zum Beispiel ist Fig. 13A die Differenz zwischen den ähnlichen in Fig. 6A und 6B gezeigten Elektrogrammen, nachdem jedes bezogen auf seine größte Auslenkung normiert worden ist. Diese Technik detektiert die Ähnlichkeit mit einer relativ kleinen Norm der Differenz (das heißt, sie ist 0.9620).
Im Weiteren wird auf Fig. 13B Bezug genommen, welches die Differenz zwischen den unähnlichen in Fig. 6A und 8A gezeigten Elektrogrammen ist, nachdem jedes bezogen auf seine größte Auslenkung normiert worden ist. Diese Technik detektiert das Fehlen von Ähnlichkeit mit einer relativ hohen Norm der Differenz (d. h., sie ist 2.4972).
Die Technik verwendet vorzugsweise einen gewichteten Mittlungs-Algorithmus, um für jede Pacing-Elektrode die Norm der Differenzen für alle Aufnahme-Elektroden zu mitteln. Die Pacing-Elektrode mit der kleinsten mittleren Norm der Differenzen wird als geeigneter Platz zum Abtragen angesehen.
Vor der Analyse können oder können nicht die Elektrogramme gefiltert werden. Ein 1 bis 300 Hz Bandpassfilter kann zum Filtern verwendet werden. Falls ein Filter zum Reduzieren des Rauschens für ein Elektrogramm verwendet wird, das als eine Schablone verwendet wird, muss derselbe Filter auch für die Pacing-Elektrogramme verwendet werden, da Filtern die Morphologie des Elektrogramms verändern kann.
Es kann erforderlich sein, die Elektrogramme vor dem Verarbeiten auszurichten. Es kann eine beliebige "columnar alignment"-Technik verwendet werden. Beispielsweise könnten die Elektrogramme um den Punkt der größten positiven Steigung ausgerichtet werden.
Die Implementierung des Systems 10, das hier beschrieben ist, basiert weitgehend auf Digital-Signalverarbeitungs-Techniken. Jedoch sollte gewürdigt werden, dass der Durchschnittsfachmann in diesem Technologiegebiet die Digitaltechniken einfach auf Analog-Signalverarbeiten anpassen kann.
Das Ausgabesignal y(t) eines Analog-Anpass-Filters ist mittels der Analog-Faltung gegeben:
y(t) = x(t)·Tflip(t);
wobei Tflip(t) = EG(T-t) ist, was eine links-rechts umgeklappte Replica der Elektrogramm-Schablone EG(t) bildet, mit der Periode T.
Physikalisch kann ein Analog-Anpass-Filter mit Analog- Integrierern und Addierern implementiert werden. Auch können optische Realisierungen von solchen Filtern implementiert werden, z. B. mittels Verwendens optischer Schlitze zum Repräsentieren der Schablone. Nach der optischen Konversion wird das Eingabe-Signal durch den optischen Schlitz geführt. Die mittlere Lichtintensität hinter der optischen Schlitzebene ist maximal, wenn die Gestalt des optisch konvertierten Eingabe-Signals zu der Gestalt des Schlitzes passt. Ein optischer Sensor kann die mittlere Lichtintensität messen und ein Signal ausgeben, das den Anpass-Koeffizienten Mcoef(i) repräsentiert.

C. Stellen-Ausgabe-Isolierung und Verifikation

In einer Implementierung setzt der Host-Prozessor 52 ein Anpass-Ziel NMATCH fest, das numerisch einen Anpass-Faktor MPACE(j) errichtet, bei dem eine hohe Wahrscheinlichkeit existiert, dass die Pacing-Elektrode nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle ist. In einer bevorzugten Implementierung ist NMATCH = 0.8. Wenn MPACE(j) > NMATCH ist, sieht der Host-Prozessor 52 die Stelle der Pacing-Elektrode Ep(j) als nahe an einer potentiellen Stelle zum Abtragen an. Wenn dies erfolgt (wie Fig. 4 zeigt), übermittelt der Host-Prozessor 52 ein SITE- Signal an eine zugeordnete Ausgabe-Anzeigevorrichtung 54 (siehe Fig. 1A). Mittels visueller Aufforderung meldet die Anzeigevorrichtung 54 dem Arzt die Stelle der Pacing- Elektrode Ep(j) und schlägt die Stelle als eine mögliche Abtrage-Stelle vor. Wenn zwei oder mehr MPACE(j) > NMATCH sind, sortiert der Host-Prozessor 52, um das MPACE(j) mit dem höchsten Wert zu lokalisieren. In diesem Fall sieht der Host- Prozessor 52 die Pacing-Elektrode Ep(j) mit dem höchsten MPACE(j) als diejenige an, welche die höchste Wahrscheinlichkeit hat, nahe einer potentiellen Abtrage- Stelle zu sein, und übermittelt das SITE-Signal entsprechend.
In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel stellt die Prozess-Steuerung 32 iteratives Schrittsteuern und Anpassen unter Verwendung unterschiedlicher Pacing- und Anpass-Techniken bereit. Die Verwendung unterschiedlicher Schrittsteuer-und-Vergleichs-Techniken erlaubt den Vergleich der Stellen-Ausgabe von einer Technik mit der Stellen-Ausgabe von einer oder mehreren unterschiedlichen Techniken. Wird iteratives Schrittsteuern und Anpassen verwendet, bestätigen und gegenkontrollieren die Prozess-Steuerung 32 und der Host- Prozessor 52 die Stellen-Ausgabe, um ihre Genauigkeit vor dem Abtragen zu verifizieren. Der Host-Prozessor 52 kann sich auch auf alternative diagnostische Techniken stützen, um die Biopotential-Morphologie zu analysieren.
In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 1B) weist das System 10 auch eine Wander-Pacing- Sonde 68 auf, die in Tandembetrieb mit der Korb-Struktur 20 verwendbar ist, um die Stellen-Ausgabe zu erzeugen und zu verifizieren.

1. Iteratives Schrittsteuern

In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 1B) weist die Prozess-Steuerung 32 ein Modul 60 auf, das es dem Arzt erlaubt, aus unterschiedlichen Typen von Pacing-Techniken auszuwählen. Die unterschiedlichen Pacing- Techniken erlauben dem Arzt, sowohl globale als auch lokalisierte Stellen-Identifikation zu leiten, mit und ohne Induzieren des anormalen Herzereignisses.
Mindestens eine Technik ist geeignet zum Schrittsteuern eines großen Gewebebereichs zum Identifizieren eines nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle befindlichen Unterbereichs, ohne dass es erforderlich ist, ein anormales Herzereignis zu induzieren. In einer bevorzugten Implementierung bringt die Prozess-Steuerung 32 das Pacing-Modul 48 zunächst in den Modus zum Leiten von Pace-Mapping. Pace-Mapping verwendet alle Elektroden 24 an der Struktur 20 sequentiell als die Pacing-Elektrode, und induziert nicht das Herzereignis. Basierend auf Pace-Mapping erhält die Prozess-Steuerung 32 eine Stellen-Ausgabe, die auf einen allgemeinen Unterbereich zeigt, der nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle ist.
Wenn der allgemeine Bereich identifiziert ist, kann eine andere Pacing-Technik eingesetzt werden, um die Stelle der potentiellen Abtrage-Stelle innerhalb des allgemeinen Bereichs näher zu definieren. In einer bevorzugten Implementierung bringt die Prozess-Steuerung 32 das Pacing- Modul 48 in den Anpass-Modus, um Entrainment- oder Reset- Pacing durchzuführen, unter Verwendung der Elektroden in dem allgemeinen Unterbereich als die Pacing-Elektroden. Entrainment- oder Reset-Pacing in diesem Unterbereich übersteuert die Herzrhythmusstörung und stellt verstärkte Differenzierung von Langsam-Leitungs-Zonen bereit. Die Prozess-Steuerung 32 erhält dadurch eine Stellen-Ausgabe, die bezüglich der potentiellen Abtrage-Stelle besser lokalisiert ist.

2. Iteratives Anpassen

In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 1B) weist die Prozess-Steuerung 32 auch ein Modul 62 auf, das es dem Arzt ermöglicht, mehr als eine Anpass- Technik während des iterativen Schrittsteuerns auszuwählen. Beispielsweise kann die Prozess-Steuerung 32, während des Pace-Mapping oder Entrainment-/Reset-Pacing, die Schablonen mit den Pacing-Elektrogrammen zuerst mittels Pattern- Matching, dann mittels Symmetrie-Anpassens und dann mittels Norm der-Differenz vergleichen. Auf diese Weise ermittelt die Prozess-Steuerung 32 die Übereinstimmung der Stellen-Ausgaben unter den unterschiedlichen Anpass-Techniken. Die Übereinstimmung der Stellen-Ausgaben bestätigt ihre Verlässlichkeit.

3. Gegenkontrolle unter Verwendung alternativer diagnostischer Techniken

In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die Prozess- Steuerung 32 auch elektrisch mittels eines Bus 64 mit einem Diagnostik-Modul 66 gekoppelt. Unter der Steuerung der Prozess-Steuerung 32, wie mittels des Arztes ausgewählt, leitet das Diagnostik-Modul 66 eine oder mehrere alternative Analysen von Herzaktivität, um die Ausgabe-Stellen, welche die Prozess-Steuerung 32 basierend auf Elektrogramm-Anpassung generiert, gegenzukontrollieren oder zu verifizieren.
In dem dargestellten Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 1B) ermittelt das Modul 66 die Fraktionierung der Pacing- Elektrogramme. Der Grad von Fraktionierung kann als eine Gegenkontrolle verwendet werden, die der Arzt einsetzen kann, um die Ausgabe-Stellen oder Stellen gegenzukontrollieren und zu verifizieren, welche die Prozess-Steuerung 32 liefert, wenn sie in dem Anpass-Modus betrieben wird.

4. Die Wander-Pacing-Sonde

Unter Verwendung der obigen iterativen Pacing- und Anpass- Techniken kann die Stellen-Ausgabe eine einzige Elektrode 24 oder mehrere Elektroden 24 in einem lokalisierten Bereich der Struktur 20 aufweisen. In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel (siehe Fig. 1B) weist das System 10 ferner eine Wander-Pacing-Sonde 68 auf, die in dem Herzbereich 12 eingesetzt werden kann, während die Mehr- Elektroden-Struktur 20 den Bereich 12 besetzt. Die Wandersonde 68 ist elektrisch mit dem Pacing-Modul 48 gekoppelt, um Pacing-Signale zu emittieren.
In der Benutzung, wenn die Prozess-Steuerung 32 die Ausgabe- Stelle oder Stellen unter Verwendung der Elektroden 24 zum Schrittsteuern des Herzens generiert, positioniert der Arzt die Wander-Elektroden-Sonde 68 innerhalb des lokalisierten Bereichs nahe der Ausgabe-Stelle-Elektrode oder -Elektroden 24. Die Prozess-Steuerung 32 weist vorzugsweise ein Zielsuch- Modul 70 auf, um den Arzt darin zu unterstützen, die Wander- Elektroden-Sonde 68 in den lokalisierten Bereich innerhalb der Struktur 20 zu führen. Systeme und Verfahren zum Betreiben des Zielsuch-Moduls 70 sind in der parallel anhängigen Patentanmeldung mit der Anmeldungsnummer 08/320,301 offenbart, eingereicht am 11. Oktober 1994 und mit dem Titel "Systems and Methods for Guiding Moveable Electrode Elements Within Multiple Electrode Structures", die mittels Bezugsnahme hierin aufgenommen ist.
Die Prozess-Steuerung 32 bringt das Pacing-Modul 48 dazu, Pacing-Signale über die Wander-Pacing-Sonde 68 zu emittieren, um das Herz in dem lokalisierten Bereich schrittzusteuern, während die Elektroden 24 die resultierenden Elektrogramme aufnehmen. Mittels Schrittsteuerns dieses lokalisierten Bereichs mit der Wander-Pacing-Sonde 68, während des Vergleichens der Pacing-Elektrogramme mit den Schablonen, stellt die Prozess-Steuerung 32 die Fähigkeit des Schrittsteuerns und Vergleichens an einer beliebigen Stelle innerhalb der Struktur 20 bereit. Auf diese Weise generiert die Prozess-Steuerung 32 einen Stellen-Indikator als Ausgabe, der eine Stelle so nahe wie möglich an einer potentiellen Abtrage-Stelle lokalisiert. Natürlich können, wie oben beschrieben, iterative Schrittsteuer- und Anpass-Techniken unter Verwendung der Wander-Pacing-Sonde 68 praktiziert werden.
Aufgrund der oft gefalteten und komplexen Konturen der inneren Oberfläche des Herzens kann die Korb-Struktur 20 nicht die gesamte Wand einer gegebenen Herzkammer kontaktieren. Die bevorzugte Implementierung des Systems 10 (wie Fig. 1B zeigt) setzt daher die Wander-Pacing-Sonde 68 außerhalb der Struktur ein, um das Herz in jenen Wand- Bereichen schrittzusteuern, die nicht in Kontakt mit den Elektroden 24 sind. Die Wander-Pacing-Sonde 68 kann auch, während die Korb-Struktur 20 den Bereich 12 einnimmt, zum Schrittsteuern des Herzens in einem unterschiedlichen Bereich oder Kammer eingesetzt werden. In beiden Situationen zeichnen die Elektroden 24 an der Struktur 20 die resultierenden Pacing-Elektrogramme zum Vergleich, mittels der Prozess- Steuerung 32, mit den Schablonen auf. Die Prozess-Steuerung 32 ist daher fähig, eine Ausgabe zu generieren, die eine Stelle nahe einer potentiellen Abtrage-Stelle identifiziert, selbst wenn die Stelle außerhalb der Struktur 20 oder außerhalb der von der Struktur 20 besetzten Kammer liegt.
Um an der Stellen-Ausgabe, die gemäß der Erfindung generiert ist, tätig zu werden, setzt der Arzt die Abtrage-Elektrode 36 an der Stelle der Pacing-Elektrode Ep(j) ein, um das Abtragen zu leiten (wie Fig. 1A zeigt). Das Zielsuch-Modul 70 (wie schon beschrieben und wie in Fig. 1B gezeigt) kann auch verwendet werden, um den Arzt zu unterstützen, die Abtrage- Elektrode 36 an der designierten Stelle einzusetzen, wie in dem parallel anhängigen Patent Nr. 5,885,278 offenbart, eingereicht am 11. Oktober 1994, mit dem Titel "Systems and Methods for Guiding Movable Electrode Elements Within Multiple Electrode Structures".
Es sollte gewürdigt werden, dass das System 10 nicht auf die Diagnose und Behandlung von Herzrhythmusstörungs-Ereignissen limitiert ist. Das System 10 kann in dem Abtast-Modus, beispielsweise, verwendet werden, um Schablonen zu generieren, während das Herz in Sinus-Rhythmus ist. In dem Anpass-Modus kann das Herz in Sinus-Rhythmus-Raten schrittgesteuert werden, und die Pacing-Elektrogramme mit den Schablonen verglichen werden, um anormale Aktivierungsmuster zu detektieren, die anderen Formen von Herzkrankheiten zugeordnet sind, oder um die Präsenz von zusätzlichen Pfaden zu identifizieren.

D. Zeit-sequentielle Analyse

In dem dargestellten und bevorzugten Ausführungsbeispiel werden die Schablone-Elektrogramme an allen Elektroden 24 während desselben Zeitintervalls aufgenommen. Entsprechend werden die Pacing-Elektrogramme für die jeweilige Pacing- Elektrode Ep(j) an allen Elektroden 24 während desselben Zeitintervalls aufgenommen. Diese Technik erfordert, dass die Prozess-Steuerung 32 parallele Verarbeitungskanäle hat, deren Anzahl gleich der Anzahl von Elektroden 24 ist, die zum Aufnehmen der Elektrogramme konditioniert sind.
Beispielsweise ist es typischerweise erwünscht, Elektrogramm- Information von zweiunddreißig (32) Elektrodenpaaren aufzunehmen, wenn monomorphe VT analysiert werden. Wenn die Elektrogramme über das selbe Zeitintervall aufgenommen werden, muss die Prozess-Steuerung 32 fähig sein, zweiunddreißig (32) parallele Kanäle von Information zu verarbeiten.
In einem alternativen Ausführungsbeispiel kann die Prozess- Steuerung 32 in einem Zeit-sequentiellen Aufnahme-Modus betrieben werden. In diesem Modus nimmt die Prozess-Steuerung 32 zu unterschiedlichen Zeitintervallen Elektrogramme auf, entweder zum Erzeugen einer Schablone oder zum Erzeugen von Pacing-Elektrogrammen zum Anpassen. In diesem Modus vereinigt die Prozess-Steuerung 32 die Zeit-sequentiellen Elektrogramme zur zusammengesetzten Analyse, als ob die Elektrogramme während derselben Zeitintervalle aufgenommen wären.
Der Zeit-sequentielle Modus kann verwendet werden, wenn die Wellenformen der zu analysierenden Elektrogramme während jedes Herzschlags im Wesentlichen dieselben sind. Beispielsweise ist monomorphe VT durch solche Zeitinvarianten Elektrogramm-Wellenformen gekennzeichnet. Der Zeit-sequentielle Modus erlaubt es dem Arzt, die Prozess- Steuerung 32 zu konditionieren, um Zeit-invariante Elektrogramme in Anzahlen aufzunehmen, die größer als die Anzahl von Verarbeitungskanälen ist, welche die Prozess- Steuerung 32 hat.
Wenn beispielsweise die Prozess-Steuerung 32 nur zwanzig (20) Kanäle von Daten zu einer gegebenen Zeit aufnehmen kann, erlaubt der Zeit-sequentielle Modus trotzdem, dass Information von zweiunddreißig (32) Elektrogrammen aufgenommen und verarbeitet werden kann.
Fig. 21 zeigt den Zeit-sequentiellen Betriebsmodus in schematischer Flussdiagramm-Form. Während eines ersten Zeitintervalls TI(1) zeichnet der Zeit-sequentielle Modus simultan Elektrogramme an ersten Elektroden-Stellen Es(1) auf. In Fig. 21 sind die ersten Elektroden-Stellen Es(1) zwanzig (20) an der Zahl und werden als E(1) bis E(20) bezeichnet. Die Elektrogramme für die erste Stelle-Elektroden E(1) bis E (20) werden für das erste Zeitintervall TI(1) gehalten. Fig. 22A zeigt repräsentative Elektrogramme, die an E(1) während TI(1) aufgenommen sind. Fig. 22B zeigt ein repräsentatives Elektrogramm, das an E(2) während TI(1) auf genommen ist.
Während eines zweiten Zeitintervalls TI(2) nimmt der Zeitsequentielle Modus simultan Elektrogramme an zweiten Elektroden-Stellen auf, von denen mindestens eine eine Elektroden-Stelle ist, die während des ersten Zeitintervalls TI(1) verwendet wurde. Fig. 21 identifiziert E(1) als die gemeinsame Elektroden-Stelle. E(21) bis E(32) weisen die verbleibenden Elektroden in Es(2) auf. Fig. 22C zeigt repräsentative Elektrogramme, die an der gemeinsamen Elektroden-Stelle E(1) während TI(2) aufgenommen sind. Fig. 22D zeigt repräsentative Elektrogramme, die an der zusätzlichen Elektroden-Stelle E(21) während TI(2) aufgenommen sind.
In einer bevorzugten Implementierung bringt die Prozess- Steuerung 32 die ersten Elektroden-Stellen Es(1) zum Aufnehmen und nimmt Elektrogramme von diesen Stellen für TI(1) = 4 Sekunden auf. Die Prozess-Steuerung 32 bringt dann automatisch die zweiten Elektroden-Stellen Es(2) zum Aufnehmen und nimmt Elektrogramme von diesen Stellen für TI(2) = 4 Sekunden auf. Daher hat die Prozess-Steuerung 32 über ein Zeit-sequentielles Intervall von acht (8) Sekunden Elektrogramme an zweiunddreißig (32) Elektroden-Stellen aufgenommen, was die für die Analyse gewünschte Anzahl ist.
Der Zeit-sequentielle Modus ermittelt die Zeitdifferenz TD zwischen den Elektrogrammen für E(1) bei TI(1) und TI(2). Fig. 22C zeigt TD.
Der Zeit-sequentielle Modus richtet E(1) bei TI(2) mit E(1) bei TI(1) mittels Verschiebens von E(1) bei TI(2) um TD nach links zeitlich aus. Fig. 23C zeigt die repräsentativen Elektrogramme, die an E(1) während TI(2) nach dem Zeitausrichten aufgenommen sind, mit den Elektrogrammen, die an E(1) während TI(1) aufgenommen sind, welche in Fig. 23 gezeigt sind.
Der Zeit-sequentielle Modus verschiebt auch die Elektrogramme E(21) bis E(32) um dieselben Wert TD nach links. Fig. 23D zeigt die repräsentativen Elektrogramme, die an E(21) während TI(2) aufgenommen sind, nach dem Zeitausrichten.
Auf diese Weise erzeugt der Zeit-sequentielle Modus die Elektrogramm-Zusammensetzung EC, die aus den zeitlich angepassten Elektrogrammen E(1) bis E(32) besteht, die bei TI(1) und TI(2) aufgenommen sind. Das Zeitausricht-Verfahren des Erzeugens der Elektrogramm-Zusammensetzung EC kann manuell durch den Arzt vorgenommen werden, mittels Wechselwirkens mit der Anzeigevorrichtung 54. Vorzugsweise analysiert der Host-Prozessor 52 automatisch die Signale, berechnet TD und führt die Zeit-Ausrichtung durch, um das zusammengesetzte Elektrogramm EC zu erzeugen. Alternativ ist es nicht erforderlich, TD zu berechnen. Der Arzt oder der Operateur kann von einem beliebigen Zeit-Zuordnungs-Verfahren Gebrauch machen, um die Signale basierend auf der in den gemeinsamen Kanälen E(1) enthaltenen Information auszurichten. Ein Beispiel für nützliche Information ist die Stelle der maximalen Steigungen von E(1). Natürlich kann dieser Algorithmus automatisch implementiert und ausgeführt werden.
Obwohl in unterschiedlichen Zeitintervallen TI(1) und TI(2) aufgenommen, kann die Zeit-ausgerichtete Elektrogramm- Zusammensetzung EC auf dieselbe Weise analysiert werden wie simultan während desselben Zeitintervalls aufgenommene Elektrogramme. In dem Kontext des hierin beschriebenen Systems 10 kann die Elektrogramm-Zusammensetzung EC verwendet werden, um die Elektrogramm-Schablone zu erzeugen, oder zum Erzeugen von Pacing-Elektrogrammen zum Vergleich mit einer Elektrogramm-Schablone, oder als Elektrogramme für einen beliebigen anderen diagnostischen Zweck.
Beispielsweise können unter Verwendung der oben beschriebenen Zeit-sequentiellen Methodik im Wesentlichen alle Typen von Signalen, die von biologischen Ereignissen abgeleitet sind, verarbeitet werden, wie beispielsweise Elektrokardiogramme, Gewebe-Biopotential-Signale, Druckwellen, Elektrogastrogramme, Elektromyogramme, Elektroencephalogramme, Impedanzmessungen und Temperaturmessungen.

II. Endokardiale Pacing-Elektrokardiogramme

A. Elektrokardiogramm-Anpassung

In den vorangehenden Ausführungsbeispielen schrittsteuert und abfühlt die endokardial positionierte Korb-Struktur 20 die resultierenden Elektrogramme. In einer alternativen Implementierung kann die Prozess-Steuerung 32 das Pacing- Modul 48 in dem Abtast-Modus dazu bringen, das Herz schrittzusteuern, um ein gewünschtes Herzereignis zu induzieren, unter Verwendung von individuellen oder von Paaren von Elektroden 24 an der in dem Herzbereich 12 eingesetzten Korb-Struktur 20 (wie schon beschrieben), wohingegen Schablonen der resultierenden Elektrokardiogramme erzeugt werden, die mittels des Verarbeitungs-Moduls 50 von elektrisch mit der Prozess-Steuerung 32 gekoppelten Körper- Oberfläche-Elektroden aufgenommen sind.
In dieser Implementierung, während des Anpass-Modus, schrittsteuert die Prozess-Steuerung 32 das Herz mit den individuellen oder Paaren von endokardialen Elektroden 24, die an der Struktur 20 in dem Herzbereich 12 positioniert sind. Die resultierenden Pacing-Elektrokardiogramme werden mittels derselben Körper-Oberflächen-Elektroden (angeordnet an derselben Position wie während des Abtast-Modus) aufgenommen und mit den Elektrokardiogramm-Schablonen in der oben beschriebenen Weise verglichen.
In dieser Implementierung erzeugt die Prozess-Steuerung 32 die Stellen-Ausgabe basierend auf Vergleichen der Elektrokardiogramm-Abtast-Schablonen mit endokardialen Pacing-Elektrokardiogrammen.

B. Elektrokardiogramm-Zeitverzögerungen

Endokardiale Pacing-Elektrokardiogramme können auch zum Identifizieren von Bereichen von langsamer Leitung verwendet werden.
In dieser Implementierung, während die Prozess-Steuerung 32 das Pacing-Modul 48 dazu bringt, das Herz mit den individuellen oder Paaren von Elektroden 24 schrittzusteuern, die an der Struktur 20 endokardial in dem Herzbereich 12 angeordnet sind, werden die resultierenden endokardialen Pacing-Elektrokardiogramme mittels Körper-Oberflächen- Elektroden aufgezeichnet, die mit der Prozess-Steuerung 32 gekoppelt sind. Von den endokardialen Pacing- Elektrokardiogrammen misst die Prozess-Steuerung 32 die Zeitdifferenz zwischen dem Pacing-Signal und dem Anfang der Q-Welle zum Detektieren langsamer Leitungs-Bereiche (gekennzeichnet durch anormal lange Zeitverzögerungen).
Vorzugsweise erzeugt die Prozess-Steuerung 32 Karten, die Bereiche gleicher Zeitverzögerung basierend auf diesen endokardialen Pacing-Elektrokardiogrammen anzeigen, um weiter in die Stellen von langsamen Leit-Bereichen zu helfen.

C. Charakterisierung von Gewebe-Morphologie

Zeitverzögerungen, die von endokardialen Pacing- Elektrokardiogrammen erhalten sind, können auch Herzgefäß- Morphologie charakterisieren.
In dieser Implementierung nehmen die Körper-Oberfläche- Elektroden Elektrokardiogramme auf, während das Pacing-Modul 48 das Herz mit den individuellen oder Paaren von Elektroden 24 schrittsteuert, die an der Struktur 20 in dem Herzbereich 12 positioniert sind. Das Pacing-Modul 48 schrittsteuert erst das Herz an oder nahe normaler Sinusrhythmus-Raten. Die Prozess-Steuerung 32 registriert die Zeitverzögerungen, die von den resultierenden Elektrokardiogrammen aufgenommen sind. Das Pacing-Modul 48 schrittsteuert das Herz als nächstes mit einer erhöhten Rate, beispielsweise an oder nahe einer Herzrhythmusstörungsrate. Die Prozess-Steuerung 32 registriert die resultierenden Zeitverzögerungen von den resultierenden Elektrokardiogrammen.
Die Prozess-Steuerung 32 vergleicht die schrittgesteuerte Sinusrate-Zeitverzögerungen mit der schrittgesteuerten Herzrhythmusstörungsrate-Zeitverzögerung. Die Stelle der Schrittsteuer-Elektroden, an der die Zeitverzögerungen kürzer wurden als die Schrittsteuer-Rate erhöht wurde, sind nahe Bereichen von gesundem Gewebe. Die Stelle von Pacing- Elektroden, an der die Zeitverzögerungen länger wurden als die Schrittsteuer-Raten erhöht wurden, sind nahe Bereichen von ischämischem Gewebe. Die Prozess-Steuerung 32 erzeugt vorzugsweise Karten mit Bereichen gleicher Zeitverzögerung, welche Karten die Verteilung der Zeitverzögerungs-Differenzen zeigen, wodurch der Arzt darin unterstützt wird, zwischen Bereichen von gesundem und ischämischem Gewebe zu differenzieren.

III. Entfernen von Pacing-Artefakten

Pacing-Artefakte in den Pacing-Elektrogrammen können mittels herkömmlicher Techniken eliminiert werden, um den anfänglichen Punkt von Depolarisation besser erkennen zu können. In dem beschriebenen und bevorzugten Ausführungsbeispiel weist die Prozess-Steuerung 32 jedoch ein Filter 56 (siehe Fig. 4) auf, welcher das Pacing-Artefakt zu diesem Zweck entfernt, ohne ansonsten die Morphologie des Elektrogramms zu verändern. Der Betrieb des Filters 56 kann variieren.

A. Nichtlinearer Filter

In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel implementiert der Filter 56 einen nichtlinearen Sortier-Algorithmus des in Fig. 14A gezeigten Typs.
Fig. 14B zeigt eine repräsentative Implementierung und Filter-Ausgabe für den Algorithmus in schematischer Form.
Der Algorithmus errichtet ein Abtast-Fenster. Das Abtast- Fenster hat eine vorbestimmte Länge (WL), ausgedrückt durch die Anzahl von diskreten Abtast-Punkten, die das Fenster enthält. Die vorbestimmte Länge (WL) des Abtast-Fensters berücksichtigt die Länge (AL) des Pacing-Artefakts, das durch die Anzahl von Abtast-Punkten ausgedrückt wird, die das Pacing-Artefakt umgeben. Vorzugsweise ist die Fensterlänge (WL) eine ungerade Zahl.
Falls WL signifikant kleiner als das doppelte von AL ist, wird der Sortier-Algorithmus nicht zum Eliminieren des Pacing-Artefakts in einem Ausmaß ausreichen, der zum exakten Erkennen des anfänglichen Punkts von Depolarisation erforderlich ist. Jedoch gibt es eine Limitierung dahingehend, wie groß WL relativ zu der Größe von AL ist. Wenn WL signifikant größer als zweimal AL ist, wird die Morphologie des Elektrogramms gestört, indem es bezüglich der Zeit ausgebreitet wird.
Es wird angenommen, dass die Abtast-Fensterlänge vorzugsweise mindestens zweimal so groß wie die Länge des Pacing-Artefakts ist. Am meisten bevorzugt ist WL ≥ 2AL + k, wobei k = 1 bis WL/2 ist. k ist ein additiver Wert, welcher die Eliminierung des Artefakts ohne Zeit-Störung optimiert.
Der Algorithmus schreitet in dem Abtast-Fenster entlang des Elektrogramms voran, und nimmt die Reihenfolge des Boxcar- Abtastens, X(n), wobei n = 1 bis WL ist. Der Algorithmus sortiert die Abtast-Werte X(n) in dem Fenster von dem kleinsten Wert zu dem größten Wert. Die sortierte Permutation ist die Sequenz {X(p[n])}, wobei {p[n]} eine Permutation von {n} ist, die aus dem Sortierprozess resultiert, und wobei n = 1 bis WL ist. Der Algorithmus wählt eine der Sortierpositionen p[f] gemäß den vorgeschriebenen Kriterien aus, wobei f = 1 bis WL ist. Die Auswahlkriterien werden später detaillierter beschrieben.
Der Algorithmus gibt den Abtastwert X(p[f]) aus, der in der ausgewählten Sortierposition enthalten ist, was die Filter- Ausgabe für das Boxcar-Abtasten bildet. Der Algorithmus gibt X(p[f]) aus und rückt das Fenster in Vorwärtsrichtung zeitlich um einen Abtast-Punkt voran.
Der Algorithmus wiederholt den Sortierprozess, wodurch eine Filter-Ausgabe für jedes Boxcar-Abtasten erzeugt wird und das Fenster vorgerückt wird, bis das gesamte Elektrogramm verarbeitet worden ist. Der Algorithmus plottet dann die Filter-Ausgaben bezüglich der Zeit, wodurch das gefilterte Elektrogramm gebildet ist.

BEISPIEL (Nichtlineares Filtern)

Beispielsweise ist, für gegebenes WL = 5, die Sequenz von Abtastwerten X(n):
Die Sequenz von Abtastwerten X(1 bis 5) bildet das Boxcar- Abtasten.
Der Algorithmus sortiert die Sequenz X(1 bis 5) in aufsteigendem numerischen Wert, oder
X(2) < X(1) < X(5) < X(4) < X(3).
Der Algorithmus errichtet die Sortierpositionen p(n) basierend auf dieser Permutation, oder
Der Algorithmus wählt eine Sortierposition p(f) gemäß den vorgeschriebenen Kriterien aus. Die Kriterien zum Auswählen der Sortierpositionen berücksichtigt die Länge des Artefakts AL, wie später diskutiert wird. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel spezifiziert das Kriterium die Sortierposition relativ zu den anderen Sortierpositionen. In dieser Implementierung ist (f) ausgedrückt als eine Position (z) von WL Positionen, das heißt p(z/WL), wobei WL die Größe des Sortierfensters ist. Die Position z ist unter Berücksichtigung von AL ausgewählt, und weiter insbesondere sollte z zunehmen wenn AL abnimmt.
Für WL = 5 beispielsweise, falls z = 3 ist, bedeutet dann p(3/5), dass X(p(3)) in der Ausgabesequenz x(3) ersetzt. Der Wert X(p(3)) ist 6, was die Filter-Ausgabe für dieses Boxcar- Abtasten wird, basierend auf dem ausgewählten Sortierpositions-Kriterium.
In diesem besonderen Falle implementiert das p(3/5)-Kriterium eigentlich einen Median-Filter. Für ein gegebenes Fenster bildet die folgende Sortierposition z den Median
wobei:
1 ≤ z ≤ WL, und
der Ausdruck:
repräsentiert den Integer-Teil von:
Beispielsweise ist [3.9] = 3, so wie [3.1] = 3 ist.
Weitere Details über Median-Filtertechniken sind in "VLSI Array Processors" von S. Y. Kung (Prentice Hall, (1991), offenbart.
Falls alternativ die ausgewählte Sortierposition p(4/5) ist, ist der Wert X(p(4)) gleich 8, was die nichtlineare, nicht- Median-Filter-Ausgabe für dieses Boxcar-Abtasten ist, basierend auf dem ausgewählten Sortierpositions-Kriterium. Dies entspricht x(4) der Ausgabesequenz.
Der Algorithmus schreitet in dem Fenster mit einem Abtasten zu einer Zeit voran, sortiert das innerhalb des Fensters enthaltene Abtasten und generiert eine Filter-Ausgabe basierend auf dem Sortier-Kriterium, und so weiter, bis das gesamte Elektrogramm gefiltert worden ist.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel behält der Algorithmus das Timing der Filter-Ausgabe in Sequenz mit dem Timing des Elektrogramms bei, mittels Erhaltens des Werts von Rand- Abtastungen, so dass die Anzahl von Filter-Ausgaben gleich der Anzahl von Elektrogramm-Abtastungen ist. Die Anzahl von erhaltenen Rand-Werten hängt natürlich von der Größe des Abtast-Fensters WL ab.
Weiter insbesondere behält der Algorithmus eine vorgeschriebene Anzahl y&sub1; von Anfangs-Abtastwerten, eine Anzahl y&sub2; von End-Abtastwerten, wobei die Filter-Ausgabe zwischen der vorgeschriebenen Anzahl von Anfangs- und End- Abtastwerten angeordnet ist, um die Filter-Ausgabe bezogen auf die Zeit in Sequenz mit dem abgeleiteten biologischen Signal zu halten. In der bevorzugten Implementierung,
y&sub1; = z - 1
und
y&sub2; = WL - z
Fig. 14B zeigt das Filtern von zehn Abtast-Punkten (4 2 7 5 1 10 3 8 9 6) in Übereinstimmung mit der oben beschriebenen Technik. Die Fensterlänge WL in Fig. 14B ist 5, und das Sortierkriterium ist Median-Filtern, d. h. p(3/5). Fig. 14B zeigt das Beibehalten des Rand-Abtastens, zwei Abtast-Punkte (4 und 2) an dem vorderen Rand (y&sub1; = z - 1 oder 3 - 1 = 2) und zwei Abtast-Punkte 9 und 6 an dem hinteren Rand (y&sub2; = WL - z oder 5 - 3 = 2). Fig. 14B zeigt auch die Filter- Ausgaben (4 5 5 5 8 8) zwischen den Rand-Abtastungen, wobei die sortierten Abtastungen rechts von den Filter-Ausgaben auftreten.
Fig. 14C zeigt das Filtern derselben zehn Abtast-Punkte (4 2 7 5 1 10 3 8 9 6) mit derselben Fensterlänge WL von 5, aber mit einem nicht-Median Sortierkriterium p(4/5). Fig. 14C zeigt das Beibehalten der Rand-Abtastungen, drei Abtastungen (4, 2, 7) an dem vorderen Rand (y&sub1; = z - 1 oder 4 - 1 = 3) und eine Abtastung 6 an dem hinteren Rand (y&sub2; = WL - z oder 5 - 4 = 1). Fig. 14C zeigt die Filter-Ausgabe für das p(4/5)- Kriterium: (5 7 7 8 9 9) zwischen den Rand-Abtast-Punkten.
Das Auswählen der Sortierposition p(f) berücksichtigt die Morphologie des Pacing-Artefakts durch die Länge des Artefakts AL, ausgedrückt durch die Anzahl von Abtast- Punkten, die es umgeben. Der Prozentwert von f sollte steigen, wenn die Länge des Artefakts AL sinkt, oder, bei einem gegebenen konstanten WL sollte z steigen, wenn AL fällt.

BEISPIEL (Sortierposition Auswahl-Kriterium)

Fig. 15A zeigt ein simuliertes Pacing-Artefakt, wobei AL 5 ist und die Breite des höchsten Peaks 3 ist. Fig. 15B zeigt die gefilterte Ausgabe für p (2/5); Fig. 15C zeigt die gefilterte Ausgabe für den Median, oder p(3/5); und Fig. 15D zeigt die gefilterte Ausgabe für p(4/5). Das Kriterium p(2/5) eliminierte das Pacing-Artefakt vollständig (Fig. 15B), wohingegen die Kriterien p(3/5) und p(4/5) dies nicht taten (Fig. 15C bzw. 15D). Daher erfordert das optimale Eliminieren von bestimmten Pacing-Artefakten nichtlineares, nicht-Median- Filtern, wobei die Position z einen positiven Integer aufweist;
1 ≤ z ≤ WL; und:
Fig. 16A zeigt ein simuliertes Pacing-Artefakt, wobei AL gleich 5 ist und die Breite des höchsten Peaks 2 ist. Fig. 16B zeigt die gefilterte Ausgabe für p(2/5); Fig. 16C zeigt die gefilterte Ausgabe für p(3/5), d. h. den Median; und Fig. 16D zeigt die gefilterte Ausgabe für p(4/5). Das Kriterium p(3/5) eliminierte das Pacing-Artefakt (Fig. 16C) vollständig, wohingegen die Kriterien p(2/5) und p(4/5) dies nicht taten (Fig. 16B bzw. 16D).
Fig. 17A zeigt ein simuliertes Pacing-Artefakt, wobei AL gleich 5 und die Breite des höchsten Peaks 1 ist. Fig. 17B zeigt die gefilterte Ausgabe für p(2/5); Fig. 17C zeigt die gefilterte Ausgabe für p(3/5), das heißt den Median; und Fig. 17D zeigt die gefilterte Ausgabe für p(4/5). Das Kriterium p(4/5) eliminierte das Pacing-Artefakt vollständig (Fig. 17D), wohingegen die Kriterien p(2/5) und p(3/5) dies nicht taten (Fig. 17B bzw. 17C).
Fig. 18A zeigt ein Pacing-Elektrogramm, das aus 500 Abtastungen besteht, die in Inkrementen von 0.5 Sekunden aufgenommen sind. Die Bezeichnung PA in Fig. 18A markiert die Stelle des Pacing-Artefakts, welches eine Länge von 5 Abtast- Perioden aufweist (d. h. AL = 5).
Fig. 18C zeigt einen Plot der Filter-Ausgabe, die mittels Filterns des Elektrogramms von Fig. 18A unter Verwendung einer Abtast-Fenstergröße WL = 7 (das bedeutet, weniger als das Doppelte der Artefakt-Abtastgröße) erzeugt ist, und wobei der Median p(4/7) als die Sortierposition spezifiziert ist. Fig. 18C zeigt eine Reduktion in der Größe, nicht jedoch eine Eliminierung des Pacing-Artefakts PA mittels Median-Filterns.
Fig. 18B zeigt einen Plot der Filter-Ausgabe, die mittels Filterns des Elektrogramms von Fig. 18A unter Verwendung einer Abtast-Fenstergröße WL = 11 erzeugt ist (das bedeutet WL = 2AL + 1), wobei noch der Median p(6/11) als die Sortierposition spezifiziert ist. Fig. 18B zeigt eine Eliminierung des Pacing-Artefakts mittels Median-Filterns.
Außer für den Median-Filter p (3/5) stört die Implementierung von diesem Typ von nichtlinearem Filter sowohl die positiven als auch die negativen Phasen des nützlichen Signals (siehe Fig. 15B/D, 16B/D und 17B/D).

B. Adaptives Filtern

Alternativ kann der Filter 56 den adaptiven Filteralgorithmus implementieren, der in Fig. 19 gezeigt ist, um das Pacing- Artefakt zu entfernen.
Der Filter 56 generiert eine interne Variable TPACE(t), die eine Schablone des Pacing-Artefakts selbst ausdrückt. Die Funktion TPACE(t) beginnt vorzugsweise mit einer vorerrichteten Schablone, die typisch für ein Pacing-Artefakt ist. Alternativ kann der Algorithmus eine anfängliche Schablone mittels manuellen Auswählens eines Fensters um das Artefakt erzeugen und eine Schablone beispielsweise mittels herkömmlicher Signal-Mittelungs-Techniken erzeugen. Diese Schablone könnte adaptiv unter Verwendung geeigneter Signal- Mittelungs-Techniken aktualisiert werden.
Fig. 24 bis 28 stellen beispielhaft eine bevorzugte Weise des Erzeugens einer Schablone des Pacing-Artefakts dar. Fig. 24 zeigt einen Abschnitt eines Aufnehmens eines Pacing- Elektrogramms, das sich über ungefähr zwei Schläge und einem halben erstreckt. Fig. 24 zeigt drei Pacing-Pulse (PA-1; PA- 2; PA-3), welche die Artefakte sind, die ultimativ entfernt werden müssen. Der Arzt wählt vorzugsweise Fenster um jeden Pacing-Puls PA-1 bis 3 aus, um eine gemittelte Schablone zu erzeugen. Alternativ kann der Arzt einen der Pacing-Pulse auswählen, beispielsweise PA-1, um die Schablone zu erzeugen.
Fig. 25A bis C repräsentieren die Signale PS-1; PS-2; und PS-3, die in den drei manuell um die Pacing-Pulse ausgewählten Fenstern jeweils enthalten sind, PA-1; PA-2; und PA-3. Der Arzt richtet die drei Signale PS-1; PS-2; und PS-3 manuell aus und kürzt diese auf dieselbe Länge, wie Fig. 26A bis C zeigen. In Fig. 26A bis C sind die drei Signale PS-1; PS-2; und PS-3 um ihren größten positiven Peak ausgerichtet, obwohl andere Ausricht-Techniken verwendet werden könnten.
Fig. 27 zeigt die Schablone TPACE(t) des Pacing-Artefakts, das mittels Mittelns der drei Signale PS-1; PS-2; und PS-3 nach dem Ausrichten und Kürzen erzeugt ist (d. h. die in Fig. 26A bis C gezeigten Signale werden gemittelt). Wie Fig. 28A und B zeigen, wird die Schablone TPACE(t) (Fig. 28B) mit dem ersten Pacing-Puls in dem Elektrogramm (Fig. 28A) ausgerichtet, bevor der adaptive Algorithmus zum Artefakt- Entfernen ausgeführt wird.
Es ist nicht erforderlich, eine neue Pacing-Artefakt- Schablone TPACE(t) für das mittels einer jeden Elektrode abgefühlte Elektrogramm zu generieren. Dieselbe anfängliche Schablone TPACE(t) von nur einer der Elektroden kann für jedes Elektrogramm verwendet werden. Alternativ können Pacing-Signale von unterschiedlichen Elektroden zum Mitteln zum Erzeugen der Schablone TPACE(t) ausgerichtet werden, welche dann für alle Elektrogramme verwendet wird.
Die Schablone TPACE(t) kann auch mittels Approximierens der Pacing-Pulse unter Verwendung geeigneter mathematischer Techniken generiert werden, beispielsweise Spline- Interpolation. Eine universelle Schablone TPACE(t) kann auch von Aufnahmen generiert werden, die von unterschiedlichen Patienten zu unterschiedlichen Zeiten mit unterschiedlichem Equipment aufgenommen sind, obwohl solche unterschiedlichen Aufnahmen eine geeignete Justierung erfordern können, bevor die universelle Schablone TPACE(t) generiert wird.
Der Filter 56 drückt das Eingabesignal bezüglich der Zeit IN(t) durch eine Funktion mit dem Ausdruck aus:
IN(t) = EG(t) + PACE(t)
wobei:
EG(t) das gegenwärtige Elektrogramm ist, und
PACE(t) das Pacing-Artefakt ist.
Die Schablone TPACE(t) des Filters 56 reduziert IN(t), so dass das Ausgabe-Signal EG(t) durch den Ausdruck IN(t) - TPACE(t) gegeben ist. Der Filter 56 verändert TPACE(t) über die Zeit basierend auf der Energie der Ausgabe EG(t), um so die Energie von (PACE(t) - TPACE(t)) über die Zeit zu minimieren, und daher die Energie von EG(t).
Anders ausgedrückt versucht der Filter 56 die Funktion EG(t) + PACE(t) - TPACE(t) über die Zeit zu minimieren. Idealerweise ist die Energie von EG(t) über die Zeit minimiert, wenn TPACE(t) gleich PACE(t) ist, daher ist die Funktion gleich der Energie EG(t).
Der Filter-Algorithmus verändert TPACE(t) über die Zeit unter Anwendung bekannter iterativer Techniken. Wenn beispielsweise die Technik der kleinsten mittleren Quadrate (LMS) angewendet wird, wird die Schablone für TPACE(t) als eine Referenz- Eingabe für den LMS-Algorithmus verwendet. Der Gewichtungs- Vektor wird zu [K 0 0... 0] initialisiert. Die Variable K wird gleich dem Verhältnis zwischen dem Peak von PACE(t) und dem Peak der Schablone TPACE(t) gewählt. Wenn PACE(t) = TPACE(t) ist, ist k gleich eins. Weitere Details von LMS sind in "Adaptive Filter Theory" von S. Haykin (Prentice Hall, 1991) zu finden.
Andere herkömmliche iterative Techniken wie Rekursive- Kleinste-Quadrate oder Steilster-Abstieg können auch verwendet werden, um dasselbe Resultat zu erreichen.

BEISPIEL (Adaptives Filtern)

Fig. 20A zeigt ein repräsentatives Pacing-Elektrogramm. Die Bezeichnung PA in Fig. 20A markiert die Stelle des Pacing- Artefakts. Fig. 20B zeigt das Pacing-Elektrogramm nach dem Filtern unter Verwendung der oben beschriebenen LMS-Technik. Fig. 20B zeigt die Wirksamkeit des adaptiven Filters zum Entfernen des Pacing-Artefakts, ohne ansonsten die Morphologie des Pacing-Elektrogramms zu verändern.
Jede der oben beschriebenen Techniken zum Entfernen des Pacing-Artefakts findet Anwendung außerhalb des Konditionierens des Elektrogramms zum hierin beschriebenen Morphologie-Anpassen. Jede Technik findet Anwendung, wenn es gewünscht wird, ein Artefakt-Signal von einem nützlichen Signal zu entfernen oder um sonst wie ein beliebiges Signal mit einer bekannten Gestalt im Wesentlichen zu eliminieren.
Als allgemeiner Vorschlag kann, wie oben beschrieben, nichtlineares Filtern oder adaptives Filtern verwendet werden, wenn es erwünscht ist, Herzbezogene oder andere periodische Artefakte zu entfernen, beispielsweise in Atmungssignalen oder EEGs oder von neurologischen Signalen. Nichtlineares Filtern oder adaptives Filtern, wie oben beschrieben, kann auch verwendet werden, um periodische Artefakte zu eliminieren, die nicht Herz-bezogen sind, beispielsweise 50 bis 60 Hertz-Rauschen von abgefühlten Signalen aufgrund einer schlechten Energiequelle-Isolation.
In der Gegenwart eines Pacing-Artefakts kann nichtlineares Filtern oder adaptives Filtern, wie oben beschrieben, auch verwendet werden, um das Pacing-Artefakt zu entfernen, bevor das Niveau von Fraktionierung in einem Elektrogramm gemessen wird. Da ein Pacing-Artefakt einem Elektrogramm sehr ähnlich sieht, ist es wünschenswert, es vor dem Analysieren für eine tatsächliche Fraktionierung zu entfernen.
Als ein anderes Beispiel kann nichtlineares Filtern oder adaptives Filtern, wie oben beschrieben, verwendet werden, um ein Pacing-Artefakt zu entfernen, wenn es wünschenswert ist, eine Frequenz-Domänen-Analyse des Herzsignals zu leiten, um die Regelmäßigkeit des Herzschlags zu bestimmen.
Ein beliebiger Abschnitt des Elektrogramms kann zum Eliminieren unter Verwendung der oben beschriebenen Filtertechniken isoliert werden, nicht nur das Pacing- Artefakt. Die nichtlineare und adaptive Filtertechniken können in Anwendungen verwendet werden, wo Tiefpassfiltern nicht verwendet werden kann. Während beispielsweise Körper- Oberfläche-Mapping Tiefpassfiltern von Elektrogrammen verwenden kann, kann dies endokardiales Mapping nicht, aufgrund der Verwendung von höheren Frequenzen als in Elektrokardiogrammen. Ein gewöhnliches Elektrokardiogramm- Frequenzspektrum ist beispielsweise .05 bis 100 Hz, wohingegen ein gewöhnliches bipolares Elektrogramm-Spektrum 1 bis 300 Hz ist.
Nichtlineares Filtern oder adaptives Filtern, wie oben beschrieben, kann zum Verarbeiten oder Analysieren eines im Wesentlichen beliebigen Signal verwendet werden, das von einem biologischen Ereignis abgeleitet ist. Zusätzlich zu dem Verarbeiten oder Analysieren von Signalen, die von Herzbezogenen Ereignissen abgeleitet sind, kann nichtlineares Filtern oder adaptives Filtern verwendet werden, um Elektroencephalogramme, Atmungssignale, Elektrogastrogramme und Elektromyograrnme zu verarbeiten oder zu analysieren.
Verschiedenartige Merkmale der Erfindung sind in den folgenden Patentansprüchen beschrieben.

Claims

1. Ein System (10) zum Erzeugen eines von einem biologischen Ereignis abgeleiteten zusammengesetzten Signals (EC), aufweisend:

vielfache Sensoren (24) zum Wahrnehmen von Signalen, die von dem biologischen Ereignis abgeleitet sind, wobei die vielfachen Sensoren (24) eine erste Sensor-Gruppe (ES1) und eine zweite Sensor-Gruppe (ES2) aufweisen mit mindestens einem gemeinsamen Sensor (E1), der Teil der ersten Gruppe (ES1) ist, und mit anderen Sensoren (E21-E32), die nicht Teil der ersten Gruppe (ES1) sind, und

ein Verarbeitungs-Element (32), das mit den vielfachen Sensoren (24) gekoppelt ist, wobei das System dadurch gekennzeichnet ist, dass

die Sensoren (E21-E32), die nicht Teil der ersten Sensor- Gruppe sind, konfiguriert sind zum Wahrnehmen von Signalen an Stellen (ES2), die von den Stellen von Sensoren unterschiedlich sind, die in der ersten Gruppe (ES1) sind,

das Verarbeitungs-Element (32) funktionsfähig ist zum Erzeugen des zusammengesetzten Signals (EC),

das Verarbeitungs-Element (32) konfiguriert ist zum Konditionieren der ersten Sensor-Gruppe (ES1) zum Wahrnehmen eines ersten Satzes von Signalen abgeleitet von dem biologischen Ereignis während eines ersten Zeitintervalls (T1),

das Verarbeitungs-Element (32) ferner konfiguriert ist zum Konditionieren der zweiten Sensor-Gruppe (ES2) zum Wahrnehmen eines zweiten Satzes von Signalen abgeleitet von dem biologischen Ereignis während eines zweiten Zeitintervalls (T2) sequentiell nach dem ersten Zeitintervall (T1), und

das Verarbeitungs-Element (32) ferner konfiguriert ist zum Zeit-Ausrichten der ersten und zweiten Sätze von Signalen mittels Verschiebens von einem der Sätze von Signalen bis das mittels des mindestens einen gemeinsamen Sensors (E1) während des ersten Zeitintervalls (T1) wahrgenommene Signal ausgerichtet ist zu dem mittels des mindestens einen gemeinsamen Sensors (E1) während des zweiten Zeitintervalls (T2) wahrgenommenen Signals, wodurch ein zusammengesetztes Signal (EC) erzeugt wird.

2. Ein System (10) gemäß Anspruch 1, wobei das Verarbeitungs- Element (32) ferner konfiguriert ist zum Analysieren des zusammengesetzten Signals (EC)

3. Ein System (10) gemäß Anspruch 1 oder 2, wobei die ersten und zweiten Sätze von Signalen Atmungs-Signale, Elektrogramme, Elektrokardiogramme, Gewebe-Biopotentiale, Druckwellen, Elektrogastrogramme, Elektromyogramme, Elektroencephalogramme, Impedanzmessungen oder Temperaturmessungen aufweisen.

4. Ein System (10) gemäß Anspruch 1, wobei die erste (ES1) und zweite (ES2) Sensor-Gruppe erste bzw. zweite Elektroden-Gruppen aufweist, und wobei der erste und zweite Satz von Signalen erste bzw. zweite Muster von Biopotentialen aufweist, die in dem Gewebe-Bereich auftreten.

5. Ein System (10) gemäß Anspruch 1,

wobei das System (10) ferner erste und zweite Sätze von Verarbeitungskanälen aufweist, die mit dem Verarbeitungs- Element (32) gekoppelt sind, und die erste Gruppe von Sensoren (ES1) andere Sensoren (E2-E20) aufweist, die nicht Teil der zweiten Gruppe (ES2) sind,

wobei das Verarbeitungs-Element (32) ferner konfiguriert ist zum jeweiligen Koppeln des mindestens einen gemeinsamen Sensors (E1) und der anderen Sensoren (E2-E20) der ersten Gruppe (ES1) mit den ersten und zweiten Sätzen von Verarbeitungs-Kanälen während des ersten Zeitintervalls (T1) zum Aufnehmen eines ersten Satzes von biologischen Ereignissen, und zum jeweiligen Koppeln des mindestens einen gemeinsamen Sensors (E1) und der anderen Sensoren (E21-E32) der zweiten Gruppe (ES2) mit den ersten und zweiten Sätzen von Verarbeitungs-Kanälen während des zweiten Zeitintervalls (T2) zum Aufnehmen eines zweiten Satzes von biologischen Ereignissen, und

wobei das Verarbeitungs-Element (32) ferner konfiguriert ist zum Zeit-Ausrichten der ersten und zweiten Sätze von biologischen Signalen unter Verwendung der biologischen Signale, die mittels des mindestens einen gemeinsamen Sensors (E1) wahrgenommen sind, zum Erzeugen eines zusammengesetzten Satzes von biologischen Signalen, wahrgenommen mittels der vielfachen Sensoren (24).

6. Ein System gemäß Anspruch 5, wobei die ersten und zweiten Sätze von Signalen Atmungs-Signale, Elektrogramme, Elektrokardiogramme, Gewebe-Biopotentiale, Druckwellen, Elektrogastrogramme, Elektromyogramme, Elektroencephalogramme, Impedanzmessungen oder Temperaturmessungen aufweisen.

7. Ein System (10) gemäß einem der vorigen Ansprüche, wobei das Verarbeitungs-Element (32) ferner konfiguriert ist zum Zeit- Ausrichten der ersten und zweiten Sätze von Signalen mittels Verschiebens der ersten und zweiten Sätze von Signalen, ohne einen Zeitunterschied zwischen ihnen zu berechnen.

8. Ein System (10) gemäß Anspruch 7, wobei das Verarbeitungs- Element (32) ferner konfiguriert ist zum Verschieben der ersten und zweiten Sätze von Signalen basierend auf den Lagen von maximalen Steigungen von Signalen, die von dem mindestens einen gemeinsamen Sensor kommen.

9. Ein System (10) gemäß Anspruch 1 oder 4, wobei das Verarbeitungs-Element (32) ferner konfiguriert ist zum Zeit- Ausrichten der ersten und zweiten Sätze von Signalen mittels Berechnens einer Zeitdifferenz zwischen den ersten und zweiten Sätzen von Signalen zu dem Zweck, sie zeitlich zu registrieren.

10. Ein System (10) gemäß Anspruch 9, wobei das Verarbeitungs- Element (32) die Zeitdifferenz berechnet basierend auf den Zeit-Differenzen (TD) von Peaks der Signale, die von der mindestens einen gemeinsamen Elektrode (E1) kommen.