二个EKG导联的 信号。如下文进一步所述的，其还包括复选框(编号为"C"），该复选框可用于为形态学比较 和/或分类目的启用或禁用来自不同导联的信号。
[0046]图5是示出了用于根据本公开生成电生理学图的示例性方法500的代表性步骤的 流程图。在框510中，定义了一个或多个纳入标准。一般可将纳入标准划分为"基于距离的" 和"基于节律的"中的一个，并且，在一些实施例中，每个类型中的至少一个纳入标准被定 义。在其他实施例中，可以完全不使用纳入标准，以使所有电生理学数据点均被包括于电生 理学图中。当然，其他组合也是可预期的。
[0047]如在本文中进一步所述的，示例性纳入标准包括导管速度(基于距离）、移动距离 (基于距离）、邻近(基于距离）、停留时间（基于距离）、周期长度(基于节律）以及EKG匹配(基 于节律）。前述的每一个都将在下文详细讨论。在前述纳入标准之外还可以增加其他纳入标 准，或者用其他纳入标准替代前述纳入标准。例如，在其他实施例中，除了导管速度、周期长 度，和/或EKG匹配之外，还可以使用呼吸相位(respiration phase)。
[0048] 可以在给定时间"激活"纳入标准的任一组合(然而普通技术人员会理解在特定的 应用中某些组合会特别有利，这些组合的其中一些将在下文中更详细的讨论）。如在图3和 图4中所示，最右边面板320中的控制面板包括复选框以确定哪些纳入标准将被应用于所采 集的电生理学数据点。同样地，最右边面板320还包括界面(例如，滑块322)以调整纳入标准 (例如，以调整如下文所述的预设的速度阈值）。
[0049] 在步骤520中，采集电生理学数据点，例如，使用导管13上的一个或多个电极进行 采集。如普通技术人员会理解的，电生理学数据点包括电生理学数据和位置数据(例如，关 于导管13和/或其上的电极的位置的信息，其允许所测量的电生理学信息与空间中的特定 位置关联)两者。其还包括(或关联于)纳入数据(例如，基于位置的纳入数据和/或基于节律 的纳入数据），如本文所公开的，该纳入数据可被用于确定电生理学数据点是否应被加入至 电生理学图（或者，在某些实施例中，该电生理学数据属于数个电生理学图中的哪个）。该纳 入数据可在被包括在最左边面板300中的"抬头"显示中显示。
[0050] 在步骤530中，将所采集的电生理学数据点的纳入数据与所限定的纳入标准比较。 若所采集的电生理学数据点的纳入数据不满足所限定的纳入标准（判定框540的"否"出 口），则不将电生理学数据点加入电生理学图（框550)。在另一方面，若所采集的电生理学数 据点的纳入数据满足所限定的纳入标准(判定框540的"是"出口），则将电生理学数据点加 入电生理学图（框560)。"抬头"显示可在电生理学数据点被加入电生理学图时向用户提供 视觉提示(例如，通过为所有激活的纳入标准闪烁和/或显示绿色的"go"图标）。
[0051]无论所采集的电生理学数据点的纳入数据是否满足所限定的纳入标准，与电生理 学数据点的位置数据对应的几何学点可被选择性地加入作为电生理学图基础的心脏几何 学模型(框570)。当然，可以预见，可采用纳入标准以确定是否将位置数据加入作为电生理 学图基础的心脏几何学模型(也就是说，将框570视为与判定框540类似的判定框）。
[0052]上述各种纳入标准的每一个都提供了某些优点。例如，导管速度标准可帮助确保 只有在探针(例如，导管13)相对稳定时采集的电生理学数据点才被包括于电生理学图中。 因此，导管速度标准可被限定为使得仅在探针速度低于预设的速度阈值(例如，IOmm/秒)采 集电生理学数据点时，该标准才被满足。
[0053]与速度标准类似，停留时间标准可帮助确保只有在探针（例如，导管13)相对稳定 时采集的电生理学数据点才被包括于电生理学图中。因此，停留时间标准可被限定为使得 仅在探针(例如，导管13)留在稳定位置一段预设的阈值期间（例如，在1秒和8秒之间，通常 被选择以匹配用于复杂分割电描记图（complex fractionated electrogram，"CFE"）的所 选择的段长度的特定值)时，该标准才被满足。
[0054]作为另一个示例，移动距离标准可帮助确保多余的点被排除于电生理学图之外。 也就是说，移动距离标准帮助确保在向电生理学图中加入另一个电生理学数据点之前探针 (例如，导管13)处于不同的位置。例如，在一些实施例中，移动距离标准可被限定为使得仅 在采集电生理学数据点时的探针位置距最近被加入的电生理学数据点的位置的距离至少 为预设的距离(例如，3mm)时，该标准才被满足。
[0055]作为另一个示例，邻近标准可帮助确保电生理学数据点与几何学点足够接近。因 此，邻近标准可被限定为使得仅在采集电生理学数据点时的探针位置距几何学点的距离在 预设的距离(例如，4mm)内时，该标准才被满足。应当理解，可与电生理学数据点基本同时采 集几何学点（例如，框5中的框570)，该几何学点可在单独的过程中采集或源自外部成像模 式(例如，CT、MRI等）。
[0056]利用基于节律的纳入标准来帮助确保被加入电生理学图的所有电生理学数据点 的节律匹配。通常，基于节律的纳入标准将当前心跳（即，对应于所采集的电生理学数据点 的心跳)与范本心跳比较。范本心跳可为对应于第一个被加入电生理学图的电生理学数据 点的心跳，例如，该心跳可以传统方式手动捕获。可替代地，用户还可以从电生理学图中所 记录的和/或所存储的任一心跳中选择范本心跳。
[0057]周期长度标准适于在心房标测中使用（例如，用于标测心房的心动过速、纤维化， 和/或颤动）。周期长度标准的应用会将当前心跳的周期长度与范本心跳的周期长度比较， 并且通常会被限定为使得当当前心跳周期长度在范本心跳周期长度周围的预设范围（例 如，±20ms)内时，该标准被满足。还可以预见的是，周期长度标准可以被限定为：在所采集 的电生理学数据点被加入电生理学图之前，要求预设数量的心跳(例如，两个连续的心跳） 落入预设范围。当然，其他变化也在本教导的范围内。
[0058] 根据本教导，周期长度标准可以多种方式限定，包括但不限于：参考点至参考点； 基于EKG的QRS至QRS;EGM至参考点；以及EGM至EGM。
[0059] EKG匹配标准适于在心室标测（例如，心室的心律过速）中使用，其有利于从业者获 得给定节律下发生了什么的清晰图像(普通技术人员应当理解每个节律使用通过心脏的不 同的电传播模式）。不同于通常要求从业人员在当前心跳匹配范本心跳时进行"紧盯"的现 有系统，EKG匹配标准利用形态匹配算法来将当前心跳的形态与范本心跳的形态进行比较 并分配匹配分数，该匹配分数量化了当前心跳形态与范本心跳形态的匹配程度。若匹配分 数超过预设的匹配分数阈值(例如，85%)，则满足EKG匹配标准并且可以将所采集的电生理 学数据点加入电生理学图。
[0060] 当然，每个心跳(无论范本心跳或当前心跳)包括多个EKG信号，每个EKG信号对应 于相应的EKG导联。可以预见的是，EKG匹配标准可被选择性地应用于这些导联中的任意一 个或所有，例如，通过选中或取消选中与每个导联关联的复选框，该复选框如图4的中央面 板310中（编号"C"）所示。例如，因为特定的EKG导联断开连接、显示出过多噪声，或由于任何 其他理由，从业者可以选择将该特定的EKG导联排除于形态匹配算法之外。只有来自于所选 择的EKG导联的信号要服从于EKG匹配标准（即，使用形态匹配算法处理）。
[0061] 计算匹配分数的第一步是检测心跳(例如，检测到R波时的时刻），例如，从来自所 选择的EKG导联的信号中检测心跳。图6的流程图示出了可以遵循以从所选择的EKG信号中 检测心跳的代表性步骤序列。
[0062]在步骤610中，过滤每个输入信号（即，来自每个所选择的EKG导联的信号）以产生 被设计为为特定波形特征产生尖峰的全正向输出。合适的过滤算法包括如本文进一步讨论 的 _dVdt、+dVdt、AbsDvdt、Min、Max 以及 AbsPeak 〇
[0063]每一个前述过滤算法依赖于斜率-幅值乘积来帮助确定目标特征。尽管可以通过 将时刻t2的值减去时刻t的值来计算简单的斜率分析(其中1，与^分开固定距离），但这种 简单计算无法区分两个具有相同斜率但幅值不同的时间点。因此，将斜率乘以相同区间的 值的变化量是有利的。由于特征的宽度不固定，所以可以对同一时间点多次计算斜率-幅值 乘积，而每次计算使用不同的区间。然后，可将最大的斜率-幅值乘积用于过滤。
[0064]在-dVdt过滤算法的情况下，为每个时间点计算斜率-幅值乘积。示例性地，对于单 极信号，关于该时间点的区间可处于从〇至±25ms的范围，以及对于双极信号，关于该时间 点的区间可处于从0至±12.5ms的范围。对于正向斜率，输出被设置至零。在其他情况下，输 出值被进一步修正，以将向基线返回的特征最小化并将从基线偏离的特征放大。例如，分析 斜率-幅值区间的终点值，并且若终点值是正的（g卩，向基线返回）就将输出值设置为零，而 在其他情况下（即，从基线偏离)将输出值乘以终点值的平方。这减弱了T波并放大了具有较 大负组分的QRS复合波。可使用给定时间点的最佳输出值的平方根来规范输出。图7示出