用于基于信号特性来显示信号的系统和方法与流程

[0001]
本文包括的实施例整体涉及心脏电生理学(ep)信号采集和记录系统。更具体地，公开了用于在患者与监测和治疗设备之间传送生物医学信号的系统、装置和方法实施例。


背景技术：

[0002]
导管消融术是治疗诸如房颤的心律不齐的方法，心律不齐是以异常传导为特征的心肌疾病。根据问题的严重程度，可能需要多次消融手术才能获得有效的结果。这是因为当前的电生理(ep)技术在精确定位待消融的组织方面存在局限性，待消融的组织是异常的根源。
[0003]
常规诊断过程始于心电图(ecg)，心电图从附接于受试者(例如，患者)的皮肤表面的电极来获取。医疗团队对ecg信号进行评估并确定药物和/或消融是否被指示。如果指示消融，则执行ep研究。导管经由患者的脖子或腹股沟插入心脏，并且心脏的电活动被记录。基于该ep研究，对医疗团队怀疑引起(多个)异常心律的心脏的(多个)区域执行消融。
[0004]
消融导管被插入患者的血管中，并且被引导至心脏中导致异常电传播的组织的部位。导管可以使用不同的能量源(最常见的是热或冷)来使得组织瘢痕化，从而降低其发起和/或传输异常电脉冲的能力，从而消除异常心律。ecg信号从患者皮肤上的表面电极被记录，并且心内(ic)信号可以从患者心脏内部的导管获取并且被记录为电描记图(egm)。ecg和ic(egm)信号均是需要调节和放大才能被准确评估的小信号。
[0005]
在常规的ep系统中，为了确认对某个组织部位的消融治疗是否成功，医疗团队必须经常停止消融手术，并且从监测设备(例如，ecg监测器)收集生理信号(例如，心脏)。这是因为当前系统在应用大的消融信号(在450khz左右的频率下约为几百伏)期间，无法实时进行准确的同时检测、采集和隔离小心脏信号(振幅在0.1-5mv范围内，并且频率在dc至1khz范围内)。
[0006]
具体地，授予francischelli等人的美国专利申请公开号us2006/0142753a1提出了用于消融并且通过监测来自与待被消融的组织相邻的电极的去极化ecg信号来评估其完整性或透壁性的的系统和方法。francischelli等人指出，为了在测量来自消融设备上的电极的ecg信号期间，将噪声感测问题最小化，测量优选在中断向消融电极传递消融能量期间进行。
[0007]
通常，一些当前的ep记录系统可以有效地支持表现为大振幅、低频率信号的心律不齐(诸如，心房扑动和室上性心动过速)的治疗。然而，以低振幅、高频率信号为特征的更复杂和普遍的心律不齐(诸如，房颤和室性心动过速)尚未发现对所有相关信号的有效评估。
[0008]
装备线路噪声和起搏信号会使得信号的检测、采集和特征提取更加复杂。为了减少来自各种电信号信息的噪声和伪像，当前的ep记录器使用低通、高通和陷波滤波器。不幸的是，常规的滤波技术可能改变信号，并且使得很难或不可能看到心脏监测中固有的低振幅、高频率信号，这些信号的可视化可以帮助治疗房颤和室性心动过速。最近已认识到，由
于伪像和噪声的污染，先前尚未实现对波形完整性的保证，诸如针对在ep环境中对ic和ecg信号的低噪声采集。
[0009]
具体地，martinez-iniesta等人在题为“waveform integrity in atrial fibrillation:the forgotten issue of cardiac electrophysiology”(生物医学工程年鉴，2017年4月18日)的文章中指出在信号采集期间“不可避免地记录了”高频和宽带装备的噪声，并且采集的其他复杂情况还来自其他各种信号，包括50hz或60hz的市电、高频的患者肌肉活动和低频的基线漂移(由于呼吸或导管移动或导管接触不稳定)。martinez-iniesta等人进一步指出，常规滤波会导致波形和频谱性质发生显著变化，并且降噪效果不佳。然而，在30至300hz之间进行主动滤波仍然是常规的ep做法。
[0010]
常规做法扭曲了所产生信号的形态特征，导致相关(感兴趣)信号信息的丢失并且影响信号有效性。martinez-iniesta等人提出了仅使用预处理和降噪方法来降低中高频噪声的软件解决方案，但尚不存在将软件中的低频降噪组件与硬件中的降噪组件进行组合的解决方案。ep系统的理想特征是能够使用可以减少信号中的噪声(或提高高信噪比)的硬件和软件的组合来保留原始信号信息的完整性，同时将可能会消除感兴趣信号内容的硬件滤波最小化。
[0011]
目前，消融治疗阵发性和持续性房颤的主要方法是肺静脉隔离(pvi)，其中医疗团队使用心脏绘图系统，以3d方式重建心脏几何形状并且在解剖位置(诸如，房颤发源于的肺静脉)执行消融。过程需要2-8个小时，而且医师可能无法获得持久的病变/瘢痕来从左心房隔离导致问题的组织。因此，通常需要患者返回进行附加的消融手术来完成治疗。但是，通过能够在消融期间清晰地观察心脏信号并确定消融病变是否是透壁的，附加消融手术和可能的并发症可以被最少化。
[0012]
常规的ep系统可能会遭受其他一些限制。首先，用户经常想近乎实时地处理和显示信号的多个特征。例如，医疗团队可能希望近乎实时地同时显示ecg、ic和其他生理信号的各种和多个版本，以评估不同的信号属性。但是常规的ep系统通常无法近乎实时地同时处理和显示多个版本的信号。
[0013]
第二，用户经常希望在不干扰已经应用于信号的其他数字信号处理功能的情况下，将新的数字信号处理功能动态地应用于信号。但是常规解决方案不能使得用户在不停止信号的捕获或者不干扰已经应用于信号的其他数字信号处理功能的情况下，将新的数字信号处理功能动态地应用于信号。
[0014]
最后，用户经常希望将多个信号的处理和显示近乎实时地同步。例如，用户可能想要将同一信号的多个经处理版本的显示同步。此外，医疗团队可能希望将ecg、ic和其他生理信号的多个经处理版本的显示同步。这是因为医疗团队做出有效临床诊断的能力可能取决于对处于同一时间点的多个信号进行比较。但是常规解决方案可能无法将多个经处理信号的显示近乎实时地处理和同步。


技术实现要素：

[0015]
公开了在各种生物医学应用中，在噪声和伪像减少方面具有多个改进的用于ep信号采集和记录的装置、系统和方法。
[0016]
所公开的ep系统的实施例可以记录具有多个显示选项并且具有低噪声和大输入
信号动态范围的原始(未改变)心脏和其他生理信号。在硬件中最少使用滤波器(例如，硬件滤波器仅用于ac耦合、抗混叠和rf抑制)的情况下，由采集模块采集的原始信号在使用数字处理模块的随附软件中进行滤波和处理。使用基于软件的数字信号处理算法允许在单个窗口或多个窗口中实时地同时显示信号，作为原始信号或者作为原始信号和经处理信号的组合。此外，所公开的ep系统的可视化和回顾能力允许用户在实时跟踪上标记算法中指定的特征。
[0017]
所公开的ep系统允许在同时应用多于一个的信号处理算法的情况下，显示信号，这是常规系统中没有的特征。出于特定原因，这允许用户检视以多种方式滤波的信号。在实时窗口中，感兴趣的波形可以被显示为原始信号或者原始信号和经滤波信号的任意组合，以使得能够在存在噪声和伪像的情况下将信号更好地可视化。
[0018]
所有显示的信号均是时间同步的。用户可以独立于实时跟踪，选择打开多个回顾窗口并且能够显示各种信号处理算法的结果。
[0019]
从临床角度来看，所公开的ep系统可以显著地协助医疗团队为正在接受各种医学治疗(例如，消融)的患者做出决策，其益处包括但不限于：抑制rf能量以用于对心内信号的更纯净、可靠的记录、减少基线漂移、以及降低噪音；用于更好地可视化的动态范围，特别是暂时位于大振幅信号内的非常低振幅的信号的可视化；实时数字处理和原始信号记录，以在不影响原始信息的情况下，促进信号滤波并减少伪像和噪声；高质量的单极信号，以协助确定组织类型和导管位置；改进了波形完整性并且减少了信号处理副产品的伪像，从而允许医疗团队能够提高手术结果；以及改进了信号信息，从而允许医疗团队能够提供更准确的导管尖端位置来进行消融，并且提供其他治疗水平和持续时间来提高治疗效果。
[0020]
在用于使用晚电位来将信号可视化的系统的一些实施例中，存储器包括：第一信号模块，第一信号模块包括第一数字信号处理器(dsp)，第一数字信号处理器(dsp)被配置为将与第一心脏信号相关联的第一分组中的心搏(beat)与已知的信号特性匹配；以及第二信号模块，第二信号模块包括第二dsp，第二dsp被配置为响应于匹配而在与第二心脏信号相关联的第二分组中搜索晚电位。存储器还包括耦合至第一信号模块和第二信号模块的显示模块，显示模块被配置为基于搜索来显示第一心脏信号的一部分并且显示包括晚电位的第二心脏信号的一部分，第二心脏信号的一部分与第一心脏信号的显示部分时间同步。系统还包括至少一个处理器，至少一个处理器被耦合到存储器并且被配置为执行第一信号模块、第二信号模块和显示模块。由计算机系统执行系统组件实现了用于使用晚电位来将信号可视化的各种方法实施例。计算机系统包括其上存储有指令的非暂时性计算机可读设备，指令在由至少一个计算设备执行时，使得至少一个计算设备执行实现方法步骤的操作。
[0021]
在将使用早激活的信号可视化的系统的一些实施例中，存储器包括第一信号模块，第一信号模块包括第一dsp，第一dsp被配置为将与第一心脏信号相关联的第一分组中的心搏与已知信号特性匹配；以及第二信号模块，第二信号模块包括第二dsp，第二dsp被配置为在经匹配的心搏之前的一个时段内，在第二心脏信号中搜索早激活。存储器还包括耦合至第一信号模块和第二信号模块的显示模块，显示模块被配置为基于搜索来显示第一心脏信号的一部分并且显示包括早激活的第二心脏信号的一部分，第二心脏信号的一部分与第一心脏信号的显示部分时间同步。系统还包括至少一个处理器，至少一个处理器被耦合到存储器并且被配置为执行第一信号模块、第二信号模块和显示模块。还公开了用于将使
用早激活的信号可视化的一些方法实施例和非暂时性计算机可读设备实施例。
[0022]
一些方法和非暂时性计算机可读设备实施例实现了以下步骤：访问与表面导联相关联的第一心脏信号、将第一心脏信号的心搏与已知信号模式匹配以及在经匹配心搏之前或之后的时段在第二心脏信号中搜索早激活或晚电位。
[0023]
用于使用陷波滤波而对来自输入信号的噪声进行滤波的其他方法和非暂时性计算机可读设备实施例实现了以下步骤：访问具有第一谐波频率并且具有噪声的输入信号；确定输入信号中的静默时段；将静默时段期间的输入信号的噪声样本存储在缓冲区中；从输入信号减去来自缓冲区中噪声的单个循环的样本，以创建滤波信号，其中减去从输入信号移除了第一谐波频率和第二谐波频率，并且避免了在滤波信号中引入瞬变响应；以及重复确定、存储和减去来提炼(refine)滤波信号。
[0024]
用于使用高频滤波而对来自输入信号的噪声进行滤波的一些方法和非暂时性计算机可读设备实施例实现了以下步骤：访问包括噪声和感兴趣的高频信号的输入信号；对输入信号进行高通滤波来创建滤波信号；将滤波信号中与噪声相关联的伪像与感兴趣的高频信号隔离；基于经隔离的伪像，可选地选择滤波器；以及在经隔离的伪像之前和之后将滤波信号消隐固定时段，其中消隐可选地使用选定滤波器来移除经隔离的伪像并且允许感兴趣的高频信号通过。
[0025]
用于模式匹配的一些方法和非暂时性计算机可读设备实施例实现了以下步骤：访问所输入的心脏信号；将所输入的心脏信号的一部分与已知信号模式匹配；以及显示匹配程度的指示。用于模式匹配的其他实施例基于检测阈值，将所输入的心脏信号的一部分与已知信号模式匹配并且基于匹配来显示所输入的心脏信号的突出显示部分。
[0026]
还公开了用于产生纯净的单极信号的系统实施例，系统实施例包括：被配置为对ecg信号进行处理的心电图(ecg)电路板以及被配置为对对应的ic信号进行处理的多个心内(ic)电路板，其中ecg电路板和多个ic电路板共享基本上相同的电路配置和组件，并且ecg电路板使用与每个ic电路板用于处理其对应ic信号的基本上相同的路径来处理ecg信号。
[0027]
公开了用于执行电生理学(ep)处理的其他系统实施例，系统实施例包括被配置为接收ecg信号的ecg电路板、各自被配置为接收ic信号的多个ic电路板、通信地耦合到远程设备的通信接口以及处理器，处理器被耦合到ecg板、多个ic电路板和通信接口。这样的系统实施例可以被配置为经由通信接口来接收来自远程设备的反馈，并且经由通信接口来基于ecg信号、ic信号和来自远程设备的反馈来控制远程设备。
附图说明
[0028]
并入本文中并构成本说明书的一部分的附图图示了当前实施例，并且与描述一起进一步用于解释本实施例的原理并且使得相关领域的(多个)技术人员能够制造和使用本实施例。
[0029]
图1图示了具有患者连接和干扰源的常规电生理学(ep)环境的框图。
[0030]
图2图示了根据一些实施例的所公开的ep硬件系统的硬件系统框图。
[0031]
图3图示了根据一些实施例的ep硬件系统输入级的多通道模数输入/输出的框图。
[0032]
图4图示了根据一些实施例的ep硬件系统输入级的单个通道的框图。
[0033]
图5a图示了根据一些实施例的整个ep系统的框图。
[0034]
图5b图示了根据一些实施例的整个ep系统硬件和软件的高级抽象。
[0035]
图6a图示了根据一些实施例的ep硬件系统的输入保护电路的大信号输入保护部分的示意图。
[0036]
图6b图示了根据一些实施例的ep硬件系统的输入保护电路的静电放电(esd)保护部分的示意图。
[0037]
图7图示了根据一些实施例的ep硬件系统的输入保护电路的射频(rf)滤波部分的示意图。
[0038]
图8a-图8e图示了根据一个示例性实施例的在输入保护电路的输入处的典型除颤信号的电压信号图。
[0039]
图9a-图9e图示了根据一个示例性实施例的在输入保护电路的输入处的典型消融信号的电压信号图。
[0040]
图10图示了根据一些实施例的ep硬件系统的仪表和增益级的示意图。
[0041]
图11图示了根据一些实施例的ep硬件系统的大信号检测/快速恢复电路的示意图。
[0042]
图12图示了根据一个示例性实施例的电压信号图，电压信号图示出了当大信号检测/快速恢复电路被断开连接时，在大的不想要的信号经受ep硬件系统电路的输入保护、仪表和增益级之后发生的缓慢恢复。
[0043]
图13a-图13c图示了根据一个示例性实施例的电压信号图，电压信号图示出了当大信号检测/快速恢复电路被连接时，在大的不想要的信号被提供给ep硬件系统电路的输入保护、仪表和增益级之后，发生的快速恢复。
[0044]
图14a-图14d图示了根据一个示例性实施例的在大信号检测/快速恢复电路被连接时，在各个内部节点处的电压信号的信号图。
[0045]
图15a-图15b图示了根据一个示例性实施例的在所连接的大信号检测/快速恢复电路的输出处的电阻器上的电流信号的信号图。
[0046]
图16图示了根据一些实施例的用作ep硬件系统的动态电流源的低频反馈电路的示意图。
[0047]
图17a-图17d图示了根据一个示例性实施例的典型带内电压差分输入信号的信号图，典型带内电压差分输入信号受到进入ep硬件系统的60hz共模噪声的影响。
[0048]
图18a-图18d图示了根据一个示例性实施例的典型差分电压信号的信号图，典型差分电压信号在行进通过ep硬件系统时受到60hz共模噪声的影响。
[0049]
图19a-图19d图示了根据一个示例性实施例的典型的500khz消融输入信号的信号图，500khz消融输入信号处于将由ep硬件系统的rf滤波器衰减的频率范围中。
[0050]
图20a-图20b图示了根据一个示例性实施例的在屏蔽输入处的典型500khz消融输入信号的信号图，屏蔽输入使得rf滤波器能够将ep硬件系统的输入信号衰减。
[0051]
图21a-图21d图示了根据一个示例性实施例的典型的500khz消融输入信号的信号图，典型的500khz消融输入信号在其行进通过仪表放大器之后并且在其行进通过ep硬件系统的全差分运算放大器之后已被衰减。
[0052]
图22a图示了根据一个示例性实施例的ecg或ic信号的可视化的改进。
[0053]
图22b图示了根据一个示例性实施例的ep系统在存在噪声和大信号过程的情况下，揭示低振幅心脏信号和ep信号的伪像的微分量的能力。
[0054]
图22c图示了根据一个示例性实施例的ep系统在没有饱和或延迟恢复的情况下，移除60hz噪声，同时保持60hz信号属于原始波形的分量的能力。
[0055]
图23图示了根据一些实施例的改进的威尔逊中央终端-右腿驱动(wct-rld)电路的示意图。
[0056]
图24图示了根据一些实施例的与wct-rld电路的rld电路对接的双t反馈网络的示意图。
[0057]
图25图示了根据一个示例性实施例的wct-rld电路的双t反馈网络的输出的信号图。
[0058]
图26是根据一些实施例的用于近乎实时地处理和显示多个信号的系统的框图。
[0059]
图27是根据一些实施例的用于存储所生成的、与不同的基础信号相关联的分组的排队模块的框图。
[0060]
图28是根据一些实施例的用于在运行时从基础信号集合中生成经处理的时间对准信号的配置路径模块的框图。
[0061]
图29是根据一些实施例的由信号出厂模块生成的信号模块的框图。
[0062]
图30是根据一些实施例的用于显示一个或多个信号的显示模块的框图。
[0063]
图31是根据一些实施例的用于执行错误检查的监测模块的框图。
[0064]
图32图示了根据一些实施例的针对显示模块的扫掠速度的示例调整。
[0065]
图33图示了根据一些实施例的针对显示模块的信号管理。
[0066]
图34图示了根据一些实施例的针对显示模块的缩放和限幅因子的示例调整。
[0067]
图35图示了根据一些实施例的针对显示模块的模式搜索管理。
[0068]
图36图示了根据一些实施例的在显示模块的显示器中突出显示的晚电位搜索结果。
[0069]
图37a图示了根据一些实施例的使用被配置为瀑布视图的显示模块。
[0070]
图37b图示了根据一些实施例的常规显示模块和被配置为瀑布视图的显示模块中的信号之间的对应关系。
[0071]
图37c图示了根据一些实施例的使用被配置为动态视图的显示模块。
[0072]
图37d图示了根据一些实施例的使用被配置为触发视图的显示模块。
[0073]
图38图示了根据一些实施例的在被配置为回顾窗口的显示模块的显示器中的信号捕获。
[0074]
图39图示了根据一些实施例的在被配置为回顾窗口的显示模块的显示器中执行的振幅测量。
[0075]
图40是根据一个实施例的用于近乎实时处理和显示多个信号的方法的流程图。
[0076]
图41是根据一些实施例的用于配置一个或多个信号模块的方法的流程图。
[0077]
图42是根据一些实施例的用于根据信号处理规范来生成信号模块的方法的流程图。
[0078]
图43是根据一些实施例的用于均衡与一个或多个信号模块的每个dsp相关联的处理延迟的方法的流程图。
[0079]
图44是根据一些实施例的用于使用输入模块来接收针对一个或多个信号的一个或多个信号样本的方法的流程图。
[0080]
图45是根据一些实施例的用于使用分组器而将一个或多个信号样本转换为一个或多个分组的方法的流程图。
[0081]
图46是根据一些实施例的用于将包含一个或多个信号样本的分组分发到排队模块的方法的流程图。
[0082]
图47是根据一些实施例的用于将分组从排队模块分发到与分组相关联的信号模块的方法的流程图。
[0083]
图48是根据一些实施例的用于使用与分组相关联的信号模块来处理分组的方法的流程图。
[0084]
图49是根据一些实施例的用于使用显示模块来将经处理的分组显示到显示屏的方法的流程图。
[0085]
图50图示了根据一些实施例的具有叠加噪声的信号的示例。
[0086]
图51图示了根据一些实施例的使用陷波滤波器来移除噪声的常规方法的示例。
[0087]
图52图示了根据一些实施例的应用图51的常规滤波器的结果的示例。
[0088]
图53图示了根据一些实施例的仍然存在于图51的常规滤波器的输出处的180hz谐波的示例。
[0089]
图54图示了根据一些实施例的针对具有60hz和180hz噪声的信号的陷波滤波的示例。
[0090]
图55图示了根据一些实施例的使用100个样本并且正好存储3个60hz周期的陷波滤波器的示例。
[0091]
图56图示了根据一些实施例的计算静默时间的陷波滤波器的示例。
[0092]
图57图示了根据一些实施例的累积噪声的副本并且从噪声信号中减去噪声副本的陷波滤波器的示例。
[0093]
图58图示了根据一些实施例的陷波滤波器的结果的示例。
[0094]
图59是根据一些实施例的用于对来自输入信号的噪声进行陷波滤波的过程的流程图。
[0095]
图60图示了根据一些实施例的常规高通滤波器的示例。
[0096]
图61图示了根据一些实施例的信号的示例，信号包含来自心脏的传导区域的高频信号以及来自各种源的尖锐的局部尖峰。
[0097]
图62图示了根据一些实施例的使用图60的高通滤波器来对图61的信号进行滤波的结果输出的示例。
[0098]
图63图示了根据一些实施例的使用高通滤波器来对图61的信号进行滤波的结果输出的示例，高通滤波器在移除脉冲的同时，允许感兴趣的高频信号通过。
[0099]
图64是根据一些实施例的用于从输入信号中对噪声进行高通滤波的过程的流程图。
[0100]
图65图示了根据一些实施例的用于使用竖直卡尺来选择数据范围的回顾窗口的示例。
[0101]
图66图示了根据一些实施例的将选定模式保存为参考心搏的示例。
[0102]
图67图示了根据一些实施例的待搜索的可选模式的窗口的示例。
[0103]
图68图示了根据一些实施例的在图65的回顾窗口中的模式搜索概要视图的示例，在图65的回顾窗口中显示了多个匹配模式。
[0104]
图69图示了根据一些实施例的在图68的回顾窗口中的模式搜索概要视图的示例，在图68的回顾窗口中显示了单个匹配模式而隐藏了其他模式。
[0105]
图70图示了根据一些实施例的图65的回顾窗口的详细视图的示例。
[0106]
图71图示了根据一些实施例的由导联(lead)提供的模式匹配置信度值的示例。
[0107]
图72是根据一些实施例的针对模式匹配的过程的流程图。
[0108]
图73是根据一些实施例的针对模式匹配的过程的流程图。
[0109]
图74图示了根据一些实施例的用于创建和管理对晚电位和早激活的搜索的搜索定义窗口的示例。
[0110]
图75图示了根据一些实施例的用于定义晚电位的各种搜索参数的晚电位检测配置窗口的示例。
[0111]
图76图示了根据一些实施例的示出晚电位的位置及其检测置信度的示例。
[0112]
图77图示了根据一些实施例的用于定义早激活的各种搜索参数的早激活检测配置窗口的示例。
[0113]
图78图示了根据一些实施例的示出早激活的位置及其检测置信度的示例。
[0114]
图79图示了根据一些实施例的用于管理已定义的晚电位搜索和早激活搜索的搜索定义窗口的示例。
[0115]
图80是根据一些实施例的用于检测早激活或晚电位的过程的流程图。
[0116]
图81图示了根据一些实施例的瀑布显示配置窗口的示例。
[0117]
图82图示了根据一些实施例的使用时间模式的瀑布视图的示例。
[0118]
图83图示了根据一些实施例的使用心搏模式的瀑布视图的示例。
[0119]
图84图示了根据一些实施例的显示参数窗口的示例。
[0120]
图85图示了根据一些实施例的示例计算机系统。
[0121]
结合附图，从以下阐述的详细描述中，本实施例的特征和优点将变得更加明显，在附图中，相同的附图标记始终标识对应元素。在附图中，相同的附图标记通常指示相同、功能相似和/或结构相似的元素。元素首次出现的图形由对应附图标记中最左边的(多个)数字指示。
具体实施方式
[0122]
公开了与唯一放大器拓扑有关的装置、系统和方法，用于调节心脏(例如，ecg和ic)和其他生理信号，具体是用于清楚地定义和记录低振幅、低频率信息，低振幅、低频率信息可以是在消融和其他类似的大信号扰动(诸如，起搏和刺激)期间被获得的。在手术期间，导管(或其他电极)的尖端可以被连接到起搏、消融和刺激器系统，以在无需进行模式切换的情况下，允许可视化、起搏、消融和刺激。例如，所公开的装置、系统和方法可以在消融期间将消融信号与心脏信号有效地分离，同时针对诸如来自除颤信号的高电压来提供输入保护。类似地，所公开的装置、系统和方法可以在刺激期间将刺激信号与生理信号有效地分离。
[0123]
由于不同系统记录要求不能针对每个信号类型同时被满足，因此系统的每个块或模块可以被性能优化来实现临床医生期望的多种信号调节要求。各种实施例可以使得系统能够通过检测、调节和显示感兴趣的信号来同时处置心脏、起搏、消融、除颤、刺激器和其他生理信号类型，以监测例如正在进行的手术对心脏信号的影响。
[0124]
附加地，在除了在消融和刺激手术、起搏或除颤期间注入的大信号以外，还存在许多电噪声和环境干扰源的情况下，各种实施例可以确保采集多个低振幅心脏信号。感兴趣的心脏信号也可以以不复杂且与临床相关的方式被显示，实时或近乎实时地处理信号，以显示医师发起的手术与所产生的心脏信号之间的全面因果关系，同时标识信号伪像并移除不必要的噪声。本公开标识了实现这些目的的硬件和软件实施例。
[0125]
本公开涉及“单极”和“双极”信号，“单极”和“双极”信号均广泛被用于ep记录中，但是用于补充目的。单极和双极信号均来自患者身体(具体是患者的肢体和胸部)上两个(或更多个)不同的、分离的电极处记录的电位差，例如用于测量ecg信号，或者来自直接放置在心脏组织上的两个(或更多个)不同的、分离的导管处记录的电位差，例如用于测量ic信号。
[0126]
使用12导联心电图系统是常规的，12导联心电图系统包括到以下肢体中的每个的连接：右臂(ra)、左臂(la)、右腿(rl)和左腿(ll)，以及来自分别位于患者胸部的不同位置处的六个分离电极的六个心前连接v1至v6。单独的ecg电极线被连接到患者床末端的线夹，从那里路由到数据采集系统。所有导联常规地均被连接到保护电路系统，以防止因除颤电位或来自环境的静电而对仪表造成损坏。
[0127]
双极信号是针对某些ecg测量(导联i，ii，iii)的标准配置，但也可以直接从心脏表面获得来收集ic信号。双极信号可以通过在心脏或心脏组织的特定区域中紧密相邻地附接两个(或多个)电极并测量电极之间的电位差来获得，提供有关局部电活动的信息(诸如，由受损的心肌引起的晚电位)。但是，双极ic信号不提供有关电脉冲传播方向的信息。例如，当前双极标测(mapping)的困难之一是无法知道感兴趣的信号是来自远端电极还是近端电极。这很重要，因为起搏和能量传递是借助远端电极提供的。
[0128]
通过将一个ic电极放置在患者心脏表面上，并且另一电极与第一电极保持一定距离以作为参考信号，单极信号从点源产生，诸如可以从ic电位获得。来自ic电极的单极导联被连接为使得一个导联充当活动导联，而其他(多个)导联处于非活动位置或经计算的非活动位置(wct，如下所述)的结果处。这样，流向活动电极的电流产生正偏转，而流离活动电极的电流产生负偏转。这提供了有关心脏信号传播方向的信息。当需要方向性信息时，诸如在确定心内膜和心外膜的去极化和复极化途径时，单极记录特别有用。本文公开了使用两个单极信号的一阶导数的方法。
[0129]
导联也可以被连接到肢体来创建假想的三角形，被称为“einthoven的三角形”。通过这种方式，真正的双极导联可以通过将每个连接都以其他两个连接中的一个为参考来获得(例如，la参考到ra是i导联；ll到ra是ii导联，最后la到ll是iii导联)。然后，三个肢体导线ra、la和ll的平均值可以近似于零电位点来提供参考电极(wct，在以下讨论)。此处，i导联和iii导联的向量和为ii导联。
[0130]
使用einthoven的三角形的概念，威尔逊中央终端(wct)是本领域中使用的电路概念(并且在本公开中进一步讨论)，威尔逊中央终端(wct)可以被用作中性电极，充当心脏的
电中心作为参考。当ic信号希望以单极方式被显示时，可以使用wct。当使用wct作为针对单极信号的参考时，单极信号可以近似于宽间隔的双极信号，以用于一致的单极记录。wct可以防止不得不将附加的导管用作针对ic信号单极记录的参考。
[0131]
在本公开中，“近乎实时”是指从信号出现在ep系统的硬件电路的输入处的时间到它们被首次显示在ep系统显示监测器上的时间的、借助ep系统的信号的获取和可视化，信号以原始(未处理)形式或在经ep系统主处理单元(mpu)和一个或多个数字信号处理(dsp)模块处理之后被显示。针对原始信号的“近乎实时”可以小于约五(5)毫秒，而针对经处理的信号的“近乎实时”可以小于约五十(50)毫秒。
[0132]
图1是表示具有患者连接和干扰源的常规ep环境100的框图。如本领域普通技术人员所理解的，患者118可以被连接至诊断装备，诸如脉搏血氧仪104、一个或多个ecg单元106、输液泵108、电解剖标测系统110、数据采集系统112(诸如本文所公开的ep系统)、消融发生器114、神经刺激器128和其他诊断装备(诸如体外除颤器)以及若干ic导管。这样的诊断装备可以被连接到120-240v、50/60hz ac市电102并由其供电。实验室诊断装备可以借助其电源连接而被连接到接地120。
[0133]
随着到患者118的连接数量的增加，从所有患者连接通过患者118到接地120的漏电流122增加，从而增加了干扰和不利影响的可能性。当这样的设备被同时连接并同时操作时，总漏电流122在基本市电频率为50hz或60hz、其中谐波扩展到几千赫兹的情况下可以安全地允许高达几十微安。该漏电流122可能实质上干扰ecg和ic信号的处理。此外，患者118可以与120/240ac市电102电容耦合124和电感耦合126。患者118可以从接近ep环境的装备(例如，无线耳机、移动电话和无线监测器)附加地拾取rf干扰116。
[0134]
作为参考，表1概述了在常规医疗仪表/ep环境中找到的、想要和不想要的信号，以及它们的信号特性。
[0135]
表1：常规ep环境中的信号特性
[0136]
[0137][0138]
由于装备噪声和其他ep环境干扰，在50hz至几十兆赫兹的频谱范围内，患者身体上测得的电压可能高达1-3v rms(均方根)。但是，心脏信号的振幅可以在25微伏至5毫伏的范围内测量。为了在嘈杂的环境中显示这些信号，在不会丢失细节(以使得例如，不会丢失相关信息)并且极少噪声被添加(以使得例如，不掩盖信号的细节)的情况下，心脏信号常规地被放大并显示，同时例如递送处于500khz的频率、约70v rms的rf消融能量，或提供高达25ma的心脏刺激。
[0139]
为了在这样的环境中正确采集和标识感兴趣的心脏信号，期望信噪比(snr)非常高(大约30db)，但是如果在必须借助软件方法对它们进行电处理之前没有将电干扰源最小化或消除的方法，非常高的信噪比就无法实现。用于在这种嘈杂环境中调节信号的常规硬件方法包括屏蔽电缆、装备接地、平衡输入和输出、差分放大、滤波、降低电路阻抗、电隔离或信号增强技术。这些常规方法在获得足够的snr方面取得的成功有限。
[0140]
所公开的硬件实施例可以在应用新颖电路拓扑来将噪声最小化、隔离感兴趣的ic和ecg信号、调节那些信号并且移除不想要的伪像的同时减少干扰。这可以在将信号传递到处理软件之前完成，处理软件向电生理学家提供近乎实时的可视化和全面的信号审阅。本文描述的ep系统的实施例可以实现相当大的snr改进。
[0141]
图2是根据一些实施例的表示所公开的ep硬件系统200的硬件系统框图，ep硬件系统200包括例如ep工作站201和ep控制台214。系统可以包括ep控制台214，ep控制台214具有ep测量硬件的光学接口216，来自用户输入、可视化和回顾工作站(本文中为“ep工作站”201)。ep工作站201可以包括例如具有键盘/鼠标210和监测器分配器206的常规实验室pc 208，监测器分配器206便于多个监测器202、204提供用于ep信号可视化和回顾软件的多信号、多上下文显示能力。ep工作站201还可以包括附加的光学接口212，用于例如通过usb 2.0的来自ep控制台214的电隔离的数据传输。
[0142]
ep控制台214可以包括一个或多个ecg放大器218、用于处理单极信号的一个或多个单极放大器220以及用于处理来自多个ecg和egm监测单元224的双极信号的一个或多个双极放大器222。ep控制台214还可以包括专用ac输入滤波器234、ac/dc电源236和dc/dc电源238，以将市电120/240v、50/60hz源功率240调节并转换为dc功率，以供诊断装备使用。ecg和egm电极输入232可以借助偏转线圈(yoke)226进入ep控制台214，偏转线圈226提供用于保护的附加输入阻抗。接线盒(1和2)228、230可以为ic导管输入(未示出)提供方便的插
入接口，以供egm监测单元224进行后续处理。
[0143]
图3是根据一些实施例的表示ep硬件系统输入级的多通道模数输入/输出模块300的框图，包括ecg板302和ic板316。ecg板302和ic板316表示图2的ecg放大器218、单极放大器220和图2的双极放大器222的一部分。ecg板302和ic板316包括以下讨论的多个ep硬件系统输入级400通道(见图4)。图3图示了根据一个示例性实施例的一(1)个8通道ecg板和一(1)个多通道ic板。一些实施例具有至少十六(16)个通道。其他实施例可以包括更多或更少的通道。
[0144]
在图3中，模拟输入v1-v6 304表示六个分离的ecg(心前)电极，六个分离的ecg(心前)电极可以被放置在患者胸部的各个位置处。模拟输入ll、ra和la 306分别表示左腿、右臂和左臂肢体导联。模拟输出rl 308表示如本公开中稍后所讨论的用于驱动右腿的患者返回线。ecg板302上的wct 314(也在本公开内容的后面进行了讨论)表示威尔逊中央终端，威尔逊中央终端也使用模拟输入ll、ra和la 306。wct 314的输出然后可以被输入到ep硬件系统输入级400中与模拟输入v1-v6 304相对应的每个通道。数字输出v1-v6 310中的每个表示相应模拟输入v1-v6 304的经调节的和数字化的版本。在一个示例性实施例中，数字输出i、ii 312可以包括以条件化和数字化形式的la参考到ra作为导联i，以及ll参考到ra作为导联ii。然后，三个肢体导线ll、ra和la 306的平均值可以近似为零电位点，从而为rl 308的生成提供参考电平。
[0145]
在图3中，ic板316的多个模拟输入表示从心内导管到ep硬件系统输入级400(参见图4)的可能连接和通道。ic板316可以接受单极或双极的ic信号。indif 318表示为多个单极中性导联提供参考的中性电极。icuniwct1、2至n的信号320表示参考wct的单极ic信号。icuniindif1、2至n的信号322表示每个ic单极信号的活动电极。icdiff1、2至n的信号324表示来自ic导管的多个双极差分信号。多个数字输出表示模拟输入的经调节的和数字化的版本，具体是icuniwct1、2至n信号326；icuniindif1、2至n信号328；以及icdiff1、2至n信号330。
[0146]
图4是根据一些实施例的表示ep硬件系统输入级400的单个通道的框图，具有用于输入保护、信号滤波、检测、反馈和放大的电路系统。电路系统在框图中由编号为1到11的块来表示，每个块表示硬件功能的一部分。块的这种划分和标记是为了易于描述，而不是要限制所附权利要求所提供的保护范围。如下所述，ep硬件系统输入级400的输入保护和信号滤波区段包括对称的正负电路系统，以生成用于差分信号放大级532的每个输入信号的差分版本。
[0147]
图5a是根据一些实施例的本文所公开的整个ep系统的框图500，其总体上示出了主系统单元(msu)(硬件组件)504到主处理单元(mpu)(软件组件)514的接口。图5a稍后在本公开中将更详细地讨论。
[0148]
图5b是表示ep硬件系统输入级400的主要区段的框图524，其中区段530、532、534被交叉引用到ep硬件系统输入级400中所示的区段。
[0149]
在图5b中，模拟输入保护/滤波级530包括块1—输入保护402a、块2—rf滤波器404a、块3—缓冲区406a、块4—dc块408a、块10—低频反馈420a以及块11—屏蔽驱动422a。对称负电路系统包括块1—输入保护402b、块2—rf滤波器404b、块3—缓冲区406b、块4—dc块408b、块10—低频反馈420b和块11—屏蔽驱动422b。信号放大级532包括差分电路系统，
差分电路系统包括块5—仪表放大器/滤波器410、块6—差分放大器1/滤波器412、块7—差分放大器2/滤波器414以及块9—大信号检测/快速恢复418。a/d转换器级534包括块8—a/d转换器416。a/d转换器级534还包括通信模块510(图5a中所示)，通信模块510可以将信号格式化，以通过光纤链路512传输到在一些实施例中由mpu 514表示的数字处理级528。
[0150]
图4的特定块1-11的功能、ep硬件系统输入级400的单个通道在以下段落中进行描述。
[0151]
模拟输入保护/滤波级
[0152]
图5b中所示的ep系统的模拟输入保护/滤波级530包括块1—输入保护402a、402b；块2—rf滤波器404a、404b；块3—缓冲区406a、406b；块4—dc块408a、408b；块10—低频反馈420a、420b；以及块11—屏蔽驱动422a、422b。在以下段落中更详细地描述了根据一些实施例的这些元件。
[0153]
输入保护电路系统
[0154]
图6a、图7和图6b图示了根据一些实施例的包括所公开的ep系统的模拟输入保护/滤波级530的电路。图6a图示了过电压保护电路系统600(在图4中由块1(402a、402b)表示)，过电压保护电路系统600可以保护其他ep硬件系统输入级400电路免受大的瞬变电压、特别是例如除颤脉冲的侵害。模拟输入保护/滤波级530可以防止输入电压超出电路实际可以处理的范围。
[0155]
具体地，模拟输入保护/滤波级530可以例如在ep系统缓冲区的输入处，将ecg、ic以及与患者身体连接的其他电极导联输入处的高压瞬变降低到小于十(10)伏。模拟输入保护/滤波级530可以阻止例如来自除颤器的大信号损坏系统的其他部分。附加地，模拟输入保护/滤波级530可以在不吸收例如所施加的除颤脉冲的能量的超过10％的情况下，在无需钳位的情况下，或者在施加消融信号时不添加非线性的情况下，执行这些功能。
[0156]
图6a图示了块1的过电压保护电路系统600的一个示例性实施例，过电压保护电路系统600包括现成的气体放电管(gdt)608，气体放电管608可以在非常高的电压(诸如高于300v的电压)下点火，以提供高电压浪涌保护。gdt 608被耦合到两个级的二极管610、612(和电阻器602、604)，二极管被设计为将信号顺序地限幅(clip)至18v，例如移除例如高达5000v的除颤信号。二极管610表示可以帮助gdt 608直到gdt 608完全导通的现成的静电放电(esd)电压抑制器设备。二极管612表示现成的双向esd保护二极管，其可以将rf滤波器(块2)的in2输入在图6a和图7中标记为(a)的节点处限制到18v。
[0157]
常规地，大约5000v的除颤信号将钳位到+/-5v，以防止造成伤害。在本公开的情况下，除颤信号可以被类似地钳位，但是例如在500khz处具有大约200v的消融电压的消融信号可以被线性地通过并且通过输入电阻器rcable、602、604和块2(图4、404a、404b)、rf滤波器702被衰减。
[0158]
图7图示了rf滤波器/屏蔽驱动700，rf滤波器/屏蔽驱动700包括rf滤波器702和屏蔽驱动730。rf滤波器/屏蔽驱动700在标记为(a)的节点处，连接至图6a的过电压保护电路系统600，以用于传输信号in12通过模拟输入保护/滤波级530。下面更详细地描述rf滤波器/屏蔽驱动700的rf滤波器702。下面还描述rf滤波器/屏蔽驱动700的屏蔽驱动730。
[0159]
输入过电压保护电路系统600不对消融信号进行钳位；相反，消融信号被线性地衰减(例如，通过输入电阻rcable、602、604和rf滤波器702成正比地减小)，使得其不会被无意
地改变。例如，如果消融信号被输入过电压保护电路系统600钳位，则将没有对超过钳位的该信号的内容的访问。有利地，所公开的ep系统对消融信号的线性衰减可以允许在消融期间记录几毫伏的小的心脏信号。本领域普通技术人员将理解，本文所公开的装置、系统和方法类似地应用于可能需要被传递通过保护电路(例如，未钳位)的其他高频信号，来防止生成将影响感兴趣信号的非线性。
[0160]
图6b表示在模拟输入保护/滤波级530的最后区段处的esd输入保护电路系统620。esd输入保护电路系统620在图7的被标记为(b)的节点处被耦合到rf滤波器/屏蔽驱动700。esd保护芯片622可以为数据线提供高达30kv的esd保护，并且可以在纳秒内响应过电压情况。为此，可以使用任何数量的现成的esd保护设备。
[0161]
瞬变电压抑制器(tvs)二极管628、630可以通过在感应电压超过其击穿电压时，将多余的电流分流来提供超过16kv的esd保护。tvs二极管628、630可以充当“钳位”或限制设备，以抑制超过其击穿电压的过电压并且可以在过电压消退时自动复位。tvs二极管622、630还可以比其他常见的过电压保护组件更快地响应过电压；例如，“钳位”发生在大约1皮秒内。tvs二极管通常对于防止非常快速和具有潜在破坏性的电压瞬变具有优势。
[0162]
图8a-图8e和图9a-图9e图示了根据一个示例性实施例的样本信号图，采样信号图演示了前端输入保护电路如何处理高压瞬变和esd。图8a图示了代表性的除颤器信号的电压v(defib)，该电压被施加到图6a中标记为“ep信号”的输入保护电路的输入。在实验室布置中，除颤器信号可以通过向32μf电容器施加5000伏电压，然后将电容器向患者上的所连接的电极放电来获得。由于电感和电阻，在电极处接收的振幅大约为4500伏特，持续数十毫秒。
[0163]
图8b-图8e图示了当除颤信号通过电路前进时的不同电压电平。图8b的v(in)是图6a的gdt 608上的电压。多个gdt在关断状态下具有非常低的电容(例如，小于1pf)和高阻抗(例如，大于100mohms)。它们充当两个电极之间的间隙。当gdt电离并导通时，它们可以具有非常低的电阻(例如，几欧姆)并且具有较大的载流能力(例如，载有数十安培的电流)；因此，它们充当短路。如图8b中针对v(in)的曲线所示，gdt的一个缺点是它们可能需要一些时间才能导通。gdt应在230v处触发，但电压会升高到更高电平，然后它们才能有效导通并开始导电。导通时间可以是几百纳秒。图6a中的电阻器rcable限制了流入gdt 608中的电流。这可以减小系统中消耗的功率，并且还可以确保模拟输入保护/滤波级530不会将针对患者的任何可观功率分流。
[0164]
图6a中的esd电压抑制器二极管610可以更快地(例如，在一纳秒内)导通，但是具有较低的功率/能量容量，使得它们可以快速激活。如图8c中针对v(p1)的信号图所示，当gdt 608完全导通时，它们可以将p1处的电压保持到大约30v。当gdt 608完全导通时，esd电压抑制器二极管610不再活跃。
[0165]
图6a中的下一级是esd保护二极管双向对612，如图8d中针对v(in12)的信号图所示，其可以将in12处的信号(rf滤波器(块2)的输入)限制到大约18v。通过rf滤波器的信号将在以下的rf滤波器(块2)区段中进一步描述。
[0166]
最后，如图6b所示，在in13处，在信号已经由块1的rf滤波器滤波之后，如针对图8e的v(in13)的信号图所示，esd保护芯片622可以将vdd处的信号限幅+/-二极管压降(例如，+/-5.7伏)。
[0167]
本领域普通技术人员将理解，图6a和图6b中所示的输入保护电路系统的组合(包括gdt 608、二极管610、二极管612、esd保护芯片622和tvs二极管628、630)保护ep记录系统的电路系统。然而，该电路系统本身可能对消融期间实现高质量的ep记录有害。例如，如果消融信号被限幅，则所产生的非线性会引起噪声并且掩盖感兴趣的心脏信号。由于医疗团队可能希望在消融期间看到心脏信号，因此块2的rf滤波器与输入保护电路的集成是对常规解决方案的改进。所公开的实施例允许在对消融信号进行线性地滤波并监测ecg和ic信号的同时，将不想要的并且具有潜在地破坏性或损坏性的信号衰减。
[0168]
例如，图9a至图9e是图示了消融信号通过图6a、图7和图6b的输入保护电路行进的信号图。如图9a中的曲线v(defib)所示，在传感器电极处的消融输入为400vpp。随着信号行进经过输入保护电路的各级，信号被电阻器rcable(如图9b的曲线v(in)所示)、电阻器602(如图9c的曲线v(p1)所示)、电阻器604(如图9d的曲线v(in12)所示)和电容器716(如图9e的曲线v(in13)所示)衰减。消融信号电压电平在图6a的节点in处为100vpp，在图6a的节点in12处为12vpp，并且在图7的rf滤波器之后，在节点in13处为60mv。消融信号不会触发保护设备，而是被线性衰减，从而允许在消融期间观察和/或记录心脏信号。消融信号可以在信号放大级532的块5、6和7(参见图4、图5b和图10)中的每个处以及在a/d转换器(图4中的块8)(具有950hz处的100db低通滤波器)处被进一步滤波。
[0169]
具有低频反馈和屏蔽驱动的rf滤波器电路系统
[0170]
除了对输入保护电路做出贡献来对ep系统输入处的消融信号进行滤波和线性衰减以外，rf滤波器702还可以与块10的低频反馈电路协同工作(参见图4，420a和420b，以及图16，1600)，以使得整个电路能够在心脏监测期间，近乎实时地继续对消融信号(例如，在约300khz至约600khz的频率范围内具有约200v的电压振幅)进行线性衰减，同时例如传递小的心脏信号(例如，具有大约0.01hz至大约500hz的频率范围)。
[0171]
rf滤波器702可以被设计为例如在一些实施例中将消融信号的振幅线性地衰减至少75％，或者在其他实施例中线性地衰减甚至至少90％。例如，rf滤波器702可以被设计为对频率小于5khz的输入信号基本上不提供衰减。该rf滤波器702还可以与块11的屏蔽驱动730(参见图4，422a和422b以及图7)协同工作，屏蔽驱动730可以与rf滤波器702的输入电容器706、714、716一起工作，以帮助保持整个电路的高输入阻抗。该高输入阻抗可以帮助将感兴趣心脏信号的输入损失最小化。屏蔽驱动730在下文进一步讨论。
[0172]
低频反馈电路
[0173]
块10(参见图4，420a和420b)的低频反馈电路1600可以向块2的rf滤波器(参见图4，404a和404b以及图7，702)提供正反馈，以增加对ep系统的输入阻抗，从而降低信号衰减。这是有利的，因为ep系统在心脏信号频率范围内的输入阻抗可能会受到rf滤波器702的损害。
[0174]
具体地，在图10的仪表放大器1001处的高输入阻抗通过rf滤波器702的rlc网络元件706、708、714、716的存在，可以根据输入信号的频率(例如，在60hz下100倍)被显著减小。尽管rf滤波器702在消融频率处是有利的，在低频处阻抗的减小可以减小心脏信号的振幅并影响共模抑制。在不减轻rf滤波器702的影响的情况下，仪表放大器1001的优点将以其他方式被损失。
[0175]
为了减轻该损失并保持高共模抑制(例如，在100db的量级)，期望在电力线频率处
保持高阻抗，使得源阻抗中的变化不会将共模信号转换为差分信号。块10，图16中所示的低频反馈电路1600从块3的缓冲区406a、406b接收感兴趣信号的缓冲版本作为buf11602。低频反馈电路1600然后应用运算放大器1606，以在rf滤波器702中的电容器706、714、716的底部(即，下极板)处驱动shield1(屏蔽1)728。具体而言，运算放大器1606用作驱动器，以消除负载效应并且保持模拟输入保护/滤波级530进入信号放大级532中的高输入阻抗。
[0176]
当块10的低频反馈电路1600以低频驱动rf滤波器702时，跨电容器714、716两端的电压变化很小或没有。因此，在低频率，电容器706、714、716用作开路并保持高输入阻抗。但是在较高的频率，由于块10的低通滤波功能，来自块10的低频反馈电路1600的反馈被减小。
[0177]
具体地，在运算放大器1606的反相输入处的电容器1666和电阻器1693的组合对高频率进行滤波。该电路的输出不再跟踪输入，并且将shield1 728(也是rf滤波器702的参考节点)保持在关于高频信号的固定电平。这使得rf滤波器702的无源rlc网络706、708、710、712、714、716能够衰减高频信号。
[0178]
具体地，块10低频反馈电路1600(参见图4，420a和420b)从块3缓冲区电路(参见图4，406a和406b)获取缓冲信号并且向图7的shield1 728产生校正信号，即，等效输入在块2的rf滤波器702的电容器706、714、716(参见图4、404a和404b)处作为反馈信号。到电容器706、714、716的该反馈被提供作为电路的动态电流源。
[0179]
块2 404a、404b的rf滤波器702被启用来进行高频滤波，但是当从块10 420a、420b的低频反馈电路1600接收反馈时，rf滤波器702在低频被禁用。在高频，rf滤波器702中的电容器706、714、716用作在rf频率将信号有效短路的分流电容器。电容器706、714、716的阻抗随着频率变高而线性减小。低频反馈电路1600在高频不影响ep系统。
[0180]
在低频，从块10(参见图16)到块11(图7的屏蔽驱动730)的低频反馈校正信号shield1 728驱动电容器706、714、716的下极板，使得这些电容器模仿输入信号。这控制了rf滤波器702的参考节点。具体地，电容器706、714、716的极板处的电压彼此同步地变化，并且低频反馈电路1600将rf滤波器702的电容器706、714、716的下极板驱动为与上极板相同的电压，使得电容器706、714、716的极板处的电压差变为零，并且电容器706、714、716用作开路。
[0181]
低频反馈的目标是将shield1 728和buf1 1602之间的差驱动为零，使得shield1 728等于buf11602。当发生这种情况时，输入电容可以被消除。在高频，来自运算放大器1606的正反馈被减小为零。附加地，在高频，电容器722(例如，其是电路中其他电容器的30倍大)用作shield1 728与接地之间的短路。这使得rf滤波器702的参考节点有效地接地，从而完全使得其能够将rf频率衰减。因此，块10低频反馈电路1600与块2rf滤波器702元件的独特布置协同工作，以在将信号传递到块5仪表放大器1001之前，移除rf滤波器702的负载效应。
[0182]
以这种方式，仪表放大器1001可以在没有覆盖消融信号的情况下，调节心脏信号。结果是，在低频，整个电路的输入仍然看到非常高的输入阻抗(例如，数十mohms的量级)，这对于在ep环境中将高保真心脏信号可视化是有利的。附加地，块10是对称(例如，镜像的)电路，使得当信号传播通过电路时，共模噪声被减去。低频反馈电路1600的另一优点是其输出shield1 728可以例如在图7的屏蔽驱动730的outs1处，被用于驱动输入电缆的外部屏蔽。
[0183]
屏蔽驱动电路
[0184]
块11(参见图4，422a和422b)，具体是图7中所示的屏蔽驱动730，接收块10(参见图
4、420a和420b)的低频反馈电路1600的输出(图16的shield1 728)并且在outs1处向电缆屏蔽提供正反馈，从而降低了输入电缆的有效输入电容。因此，从块2的rf滤波器702(参见图4、404a和404b)中的输入电容器714、716的下极板到输入电缆的屏蔽的路径进一步有助于使得输入阻抗尽可能大。该高输入阻抗将感兴趣心脏信号的输入损失最小化。在一些实施例中，如果不期望屏蔽驱动，则屏蔽驱动连接被接地。
[0185]
信号缓冲和dc阻断电路系统
[0186]
块3(参见图4、406a和406b)是有助于将心脏信号的输入损失最小化的低噪声单位增益驱动器。具体地，它可以提供高输入阻抗来将输入级对心脏信号的负载最小化并驱动信号放大级532。在块3中，两个运算放大器(未示出电路)形成两个缓冲区，两个缓冲区作为单位增益跟随器，单位增益跟随器对输入进行缓冲并为输入提供高输入阻抗。
[0187]
块4，dc块(参见图4、408a和408b)是高通模块(未示出电路)，高通模块防止来自患者身体的传感器/组织接口的输入偏移进入放大器增益级。在块4中，两个dc阻断电容器(未示出)使得输入免受来自导管的较大偏移的影响。
[0188]
信号放大级
[0189]
ep系统的信号放大级532(参见图5b)包括差分电路系统：块5—仪表放大器/滤波器410、块6—差分放大器1/滤波器412、块7—差分放大器2/滤波器414以及块9—大信号检测/快速恢复电路418。在以下段落中将更详细地描述这些电路。
[0190]
仪表放大器/滤波器电路
[0191]
块5(参见图4，410)是仪表放大器/滤波器，为差分信号提供放大并且对来自装备实验室或医疗环境的不希望的信号(特别是电力线噪声和相关谐波)进行共模抑制。图10中详细描述的块5具有在其输出处具有约20的差分增益的增益级1001，并且它借助其rc网络1008、1010、1012、1014提供了用于rf衰减的附加滤波。两个运算放大器1006、1016例如是低-噪声设备，被设计为在心脏信号已被放大之前，在仪表放大器1001的输入处接收心脏信号。来自块5仪表放大器1001的差分信号然后进入块6差分放大器#1 1017的精密电阻器块1018。
[0192]
差分放大器/滤波器电路系统
[0193]
块6(参见图4、412)具有差分放大器1020，差分放大器1020参考共模电压，产生具有单位增益的全差分输出。块6差分放大器#1 1017可以为rf衰减提供附加的滤波。保持全差分信号路径有助于减少来自从系统的数字部分进入的噪声。这样的噪声主要表现为共模噪声并被拒绝。信号放大级532的该部分还将心脏信号的dc偏置从0移位到高达2.5v，并将其输出从0限制到5v。
[0194]
在具有参考共模的第一全差分放大器1020的块6的输出处，当信号进入块7差分放大器#2 1021时，共模电平被设置为2.5v。电路继续将消融信号低通滤波到块7的输出(b2outp、b2outn)。具有与块6的差分放大器1020类似的第二全差分放大器1034的块7具有约为0.5的增益，其中电路元件1022、1024、1026、1028、1030、1032、1036、1038、1040、1042对rf衰减提供了附加滤波。信号放大级532的该部分保持全差分信号路径以继续抑制噪声。
[0195]
由块7引入的增益允许电路在a/d转换器，块8(参见图4、416)的输入极限处对信号进行限幅，a/d转换器可以是例如δ-σ转换器(未示出)。如前所述，块6差分放大器#1 1017将每个输出信号限幅至相对于2.5伏的偏置电平+/
–
2.5伏。在增益为0.5的情况下，块7差分
放大器#2 1021的输出产生的信号偏置为2.5伏，其中针对每个输出的范围为+/-1.25伏，或者峰间差分为2.5伏。例如，在某些实施例中，这表示24位a/d转换器416的极限。通过对输出极限进行限幅和匹配，防止了a/d转换器416的输入被过驱动。因为当被过驱动时，δ-σ转换器可能表现出不规律的行为，从而可能导致虚假结果，所以有利的是，实施例允许a/d转换器的整个输入范围，但不允许更多。
[0196]
所公开的ep系统的信号放大级532的整体增益例如，在一些实施例中可以小于或等于20，或者在其他实施例中可以小于或等于50。例如，在一些实施例中，在仪表放大器1001的输出处约20的增益、在差分放大器#1 1017的输出处的单位增益和在差分放大器#2 1021的输出处的约0.5的增益在a/d转换器416的输入处产生了约为10的系统增益。通常，信号放大级532可以包括其输出处的增益大于一(1)的仪表放大器1001、其输出处的增益约为一(1)的差分放大器#1 1017以及其输出处的增益小于一(1)的差分放大器#2 1021。
[0197]
由于其改进的移除噪声的能力，系统的整体低增益提供了对常规系统的进一步改进。具有16位a/d转换器的常规系统需要高增益，以将高振幅信号存在时被遮盖的小信号可视化。常规系统可以具有例如高达5000的增益，从而导致信号饱和迅速发生。此外，如果较低的增益与16位转换器一起使用，则量化噪声会不利地影响输出结果。利用所公开的具有约10的低增益的系统，系统被耦合至24位a/d转换器，饱和可以被防止，直到例如至少250mv的小信号输入，并且量化噪声被避免。
[0198]
大信号检测/快速恢复电路系统
[0199]
来自块6差分放大器#1 1017的输出，除了被传递到块7差分放大器#2 1021之外，还传递到块9(参见图4、418和图10)、图11的大信号检测/快速恢复电路1100。大信号检测/快速恢复电路1100可以移除大信号并且从大瞬变快速恢复。该电路之所以被称为“快速恢复”电路，是因为其从饱和恢复的能力比常规实现的要快得多。
[0200]
具体地，大信号检测/快速恢复电路1100可以检测到差分输入信号已超过100mv达例如至少10毫秒的持续时间，这被标识为异常操作范围。在检测到该状态时，大信号检测/快速恢复电路1100可以减小在块4的dc阻断级(参见图4、408a和408b)之后的时间常数，以确保心脏信号不会保持饱和。但是，大信号检测/快速恢复电路1100在正常操作下的影响可以忽略不计。例如，大信号检测/快速恢复电路1100可以对通过起搏产生的快速瞬变没有影响，快速瞬变可以是在ep环境中要监测和记录的感兴趣信号，并且其瞬变持续时间通常小于10毫秒。
[0201]
在一个实施例中，大信号检测/快速恢复电路1100的第一级例如具有两个运算放大器1108、1112。运算放大器1108的增益(例如，大约40)确定激活阈值，即，大信号检测/快速恢复电路1100可以在该信号振幅操作以限制(或“软钳位”)信号。激活阈值确定了在大信号检测/快速恢复电路1100变为活跃并且开始将节点in14和in24处的电压拉向共模电平之前信号必须为多大。例如，具有大约80的增益的运算放大器1108可以在大约50mv时激活大信号检测/快速恢复电路1100；具有大约40的增益的运算放大器1108可以在大约100mv时激活大信号检测/快速恢复电路1100；并且具有大约20的增益的运算放大器1108可以在大约200mv时激活大信号检测/快速恢复电路1100。当信号振幅达到由增益确定的所设定的振幅水平时，电压将足以克服第一对二极管级1114、1116用于激活大信号检测/快速恢复电路1100的激活阈值。
[0202]
运算放大器1112产生单位增益来缓冲共模(cm)信号，共模信号为通过运算放大器1108的信号提供共模参考。运算放大器1108从块6接收u4out1和u4out2信号(参见图10)。因此，u4out1和u4out2信号的平均值被参考到共模节点(图11的cmb)。从运算放大器1108出去的信号传递通过第一对二极管级1114、1116，第一对二极管级1114、1116限制了随后的电容器1120、1124、1128、1132的充电。这些电容器1120、1124、1128、1132累积了来自经缓冲的u4out1和u4out2信号的电荷，为信号u4out1和u4out2的反相和非反相版本产生最大正(+)和负(-)电荷。
[0203]
电容器1120、1124、1128、1132与电阻器1118、1122、1126、1130一起在节点c、d、e和f处形成rc网络，它们一起用作确定时间常数的定时网络。时间常数确定了在大信号检测/快速恢复电路1100将节点in14和in24处的电压拉向cm之前，信号可以处于其最大振幅的时间。该rc网络在下文中被称为“定时库”1158。定时库1158的一些实施例可以被设计为产生至少10毫秒的时间常数，例如以防止在例如2毫秒到10毫秒持续时间的起搏信号期间，激活大信号检测/快速恢复电路1100。其他实施例可以被设计为产生至少五(5)毫秒的时间常数。
[0204]
当电容器1120、1124、1128、1132充电时，检测到差，并且信号传递通过第二对二极管级1146、1148，第二对二极管级1146、1148将输入限制(或者“软钳位”)在大约例如+/-100mv。这可以防止系统在任何可观的时间量(例如，少于100毫秒)内饱和。第二对二极管级1146、1148还确保如果信号的大小/长度不足以要求限制，则大信号检测/快速恢复电路1100和ep系统之间不存在交互。换言之，当激活大信号检测/快速恢复电路1100不利时，第二对二极管级1146、1148将大信号检测/快速恢复电路1100断开连接。块9大信号检测/快速恢复电路1100确保ep系统不受大信号尖峰的影响，并且允许稳态响应，其中反相和非反相u4out1和u4out2信号之间的差约为100mv，例如其中在运算放大器1108具有例如约40的增益。
[0205]
块9大信号检测/快速恢复电路1100位于ep系统中用于移除大信号电压偏移的位置处。本领域普通技术人员将理解，大信号检测/快速恢复电路1100可以位于ep系统中潜在的大信号尖峰可能发生并且是不被希望的其他位置。本领域普通技术人员还将理解，电子组件(诸如，定时库1158的电容器1120、1124、1128、1132和电阻器1118、1122、1126、1130)可以在大信号检测/快速恢复电路1100中被替换，以改变电路激活电平和时间。如本领域普通技术人员将理解的，大信号检测/快速恢复电路1100可以在其他信号采集和处理系统的各种实施例中使用，以从其他类型的电信号中移除大信号电压偏移。
[0206]
在一些实施例中，块9大信号检测/快速恢复电路1100(参见图4、418)的输出in14、in24被反馈到块4，dc块(参见图4、408a和408b)。块4的dc阻断电容器(未示出)将附加偏置(例如，校正偏置)添加回到输入信号。因此，除非馈入到块9中的信号很大(例如，具有约100mv量级或更大的振幅)，否则来自块9大信号检测/快速恢复电路1100的信号不被反馈到块4dc块中。换言之，除非发生大信号事件，否则块9的输出信号不会传递到块4。节点in14和in24通常被断开连接。
[0207]
图11的大信号检测/快速恢复电路1100的示例性实施例相对于图12、图13a-图13c、图14a-图14d和图15a-图15b的信号图来详细描述。样本信号被施加在到ep系统的输入处，并且在电路的各个点处被描述。在该示例中，被示出用于演示大信号检测/快速恢复电
路1100的信号通过在图6a和图7的节点in12处施加20mvpp信号、并且在节点in22(对称的负节点，未示出)处施加零输入、具体地向rf滤波器702施加输入来生成。在时间10毫秒处，200mv的阶跃在节点in12处被添加到信号。当信号穿过ep系统时，它变成200mv的差分信号，这可能使得信号移出大多数常规监测设备的显示范围。这样的200mv信号通常应被移除，使得信号可以在ep环境中被查看。
[0208]
图12图示了如果大信号检测/快速恢复电路1100未被连接，则这样的输入信号会发生什么。在具有不希望的200mv阶跃的采样输入20mvpp信号通过模拟输入保护/滤波级530、仪表放大器1001和差分放大器#1 1017，到达大信号检测/快速恢复电路1100之后，如果大信号检测/快速恢复电路1100未被连接，则ep硬件系统不能从200mv的阶跃信号快速恢复。这样的缓慢的恢复使得心脏信号的标识复杂化。
[0209]
位于图10的仪表放大器1001之前的电阻器1002和1004最终将偏移信号拉回到接地电平，但是约2.7秒的时间常数由块4的dc阻断电容器(未示出)和电阻器1002的乘积来产生。这种引入的延迟太长而无法恢复屏幕外或饱和信号。图12图示了在输入节点in14上的信号在大约100毫秒内不明显地向下移动，而在大约400毫秒内仅移动了几毫伏(未示出)。在没有大信号检测/快速恢复电路1100的情况下，这样的大瞬变信号将可能对ep系统的操作产生不利影响，因为大瞬变会将所监测的信号推至饱和，并且信号的波形细节将丢失。
[0210]
图13a-图13c图示了当使用经连接的大信号检测/快速恢复电路1100时，相同的200mv大瞬变信号。在该示例中，如图13a和图13b所示，大信号检测/快速恢复电路1100的两个输入节点in14和in24(如图11所示)被拉向(偏置向)共模信号v(cmb)，共模信号v(cmb)的振幅为大约100mv(参见图13c)。in14(大信号检测/快速恢复电路1100的正输入节点)被下拉，而in24(大信号检测/快速恢复电路1100的负输入节点)被上拉。v(cmb)是节点in14和in22(到整个电路的对称负输入)处电压的平均值。节点in14和in24的实际共模电平没有影响，因为所需的偏置电平被直接施加到块6和7的差分放大器(分别为1020和1034)，这将在那些差分放大器1020、1034处设置共模电压。
[0211]
图13a和图13b中的曲线图示了节点in14和in24的电压在大约50毫秒之后被拉入监测范围。限制或“软钳位”因此被逐渐执行，以避免信号采集和可视化中的不连续性。其他实施例可以允许在大约100毫秒内逐渐“钳位”。
[0212]
图14a至图14d演示了当大瞬变信号通过大信号检测/快速恢复电路1100的各个内部节点时，如何对其进行调节。图14a的信号曲线v(a)和图14b的v(b)表示图11中的大信号检测/快速恢复电路1100的运算放大器1108的输出。在该示例中，运算放大器1108相对于输入具有约40的增益，并且跨图11中的节点a和b两端产生(40
×
200mv＝)8伏的差分信号。
[0213]
如图14c的曲线v(c)所示，在图11的节点b之后，负信号将图11的节点c处的电压下拉。此处，信号已被滤波以移除节点b处发生的带内信号，在节点c处留下低频控制电压。节点c处的负电压通过电阻器1140、二极管1150和电阻器1144而被连接到in14。这产生了将in14朝向共模电压下拉的电流，如图13a所示。类似地，如图14d的曲线v(e)所示，节点a通过图11的节点e和j而将in24朝向共模电压上拉。
[0214]
图11的大信号检测/快速恢复电路1100中的二极管对电流方向进行控制。第一对二极管级1114、1116(限流二极管)允许对节点c、d、e和f进行充电和放电的不同时间常数。它们还提供了在输出a和b小于二极管正向压降时其中节点c、d、e和f不被充电的非操作范
围。第二对二极管级1146、1148的“钳位”二极管1150、1152、1154、1156确保输入节点in14和in24被拉向正确的方向。
[0215]
图15a-图15b分别示出了通过图11的大信号检测/快速恢复电路1100的输出in14和in24处的电阻器1144、1142的电流的信号图。在正常操作期间，电流为0，并且仪表放大器/滤波器410电路不受影响。当差分电平太高时(即，当大信号被检测到例如在几毫秒内超过100mv时)，这两个电阻器1144、1142中的电流有助于将信号拉回到共模电压v(cmb)。
[0216]
a/d转换器
[0217]
块8，a/d转换器416(参见图4)是全差分a/d转换器，其被设计为接受来自电路其余部分的差分信号。在一些实施例中，ep系统电路模块中的每个被重复八次，以作为差分对而馈入a/d转换器416的八个单独通道中。例如，ti ads1278 24位，8通道δ-σ转换器可以被使用。本领域普通技术人员可以选择其他类似规格的a/d转换器。
[0218]
在一些实施例中，a/d转换器416是高度线性的，这是δ-σ转换器的特性。如下所述，高线性度允许在软件中执行准确的数字信号处理。该配置将硬件滤波最小化，从而有利于rf衰减和抗混叠，并且允许在软件中实现更大的滤波和信号处理的灵活性。选择全差分a/d转换器的优点是可以拒绝来自任何数字电路系统的共模噪声信号(例如，数字时钟信号)。
[0219]
威尔逊中央终端—右腿驱动(wct-rld)电路
[0220]
尽管所输入的共模信号可以处于任何频率，但是主导信号通常处于电力线频率：例如在美国为60hz。在常规ep环境中，ecg(和类似)装备减轻了60hz的大量噪声，这些噪声可能比感兴趣信号大100倍。附加地，由于电力线信号中的失真，通常会有180hz处的很强的三次谐波，三次谐波通常是最嘈杂的谐波。更高次谐波和其他共模信号通常较小，和/或高于ecg和ic信号的感兴趣频带。
[0221]
在一些实施例中，威尔逊中央终端-右腿驱动(wct-rld)电路被用于通过共模抑制，即，通过增强电力线信号的一次和三次谐波频率并且将这些信号选择性地反馈给患者以消除信号来具体移除60hz和180hz噪声。图23图示了根据一些实施例的改进的wct-rld电路的示意图。
[0222]
例如，图23的wct电路2332通过将借助两个或三个大电阻器2334(例如，每个电极上为20kohms)而连接到中央终端2336的两个或三个肢体电极(例如，右臂2304和左臂2306，或右臂2304、左臂2306和左腿2308)求和并求平均来提供虚拟接地。本领域普通技术人员将理解，与右臂(ra)2304和左臂(la)2306的平均值相比，右臂(ra)2304、左臂(la)2306和左腿2308的平均值提供了对患者2302上的共模信号的更准确估计。如本领域普通技术人员所理解的，ra和la信号是rl正(rlp)2338和rl负(rln)2340信号的备选缓冲(参见缓冲区2312)版本。wct常规被设计为通过使得这些肢体导联的净电位差接近零来降低整体60hz的共模噪声信号。
[0223]
经由右腿的“右腿驱动”(rld)电路2330向wct电路2332添加有源电流允许患者2302被驱动到与公共放大器相同的电压，从而降低了ecg电极的输入(la、ra、ll和v1至v6)处的共模电压。这可以通过生成共模信号的反相并将其作为输出应用到右腿来实现。具体地，右腿驱动由肢体电极rl来表示。患者2302借助rl电极来接收rld输出2310、其他ic导管信号或ecg电极信号的求和以及反相版本，以消除患者身体内存在的干扰。这与信号放大级
532的共模抑制性质进行组合，可以将共模低频干扰降低到可接受的水平(例如，由标准iec 60601-2-25指定)。
[0224]
但是，由于60hz和180hz的噪声在身体的所有部分中不相等，因此仅凭共模抑制不能移除所有的噪声。图23的wct-rld电路2300提供了参考信号，参考信号大约等于进入系统的线路频率，这进一步减小了整体共模信号。因此，所公开的wct-rld电路2300和常规共模抑制的组合在共模信号的减小方面提供了有利的改进。
[0225]
在使用wct的示例性实施例中，ep系统内的wct输入可以提供可选的单极输入，以替换到块3缓冲电路的双极正(+)或负(-)导管输入(参见图4、406a和406b)。具体地，wct-rld电路2300对右臂2304、左臂2306和左腿2308的电极信号求平均。结果由运算放大器2314缓冲，并且输出wctbuf 2316作为单极反馈信号被发送到ep系统中其被需要的任何位置，特别是在患者被连接时在实施例中被使用。本文所公开的wct-rld利用用于生成rld信号的新颖方法而增强了常规的单极wct解决方案。
[0226]
在一些实施例中，wct-rld电路2300中的新颖方法是提供被称为“双t(twin-t)”反馈网络2440(参见图23和图24)的附加滤波器电路系统，附加滤波器电路可以在60hz的电力线频率或180hz的三次谐波频率产生更强的rld。这在消融期间特别有用。双t反馈网络2440在60hz和180hz两者处谐振，但是通过减少其他频率处的反馈来有利地防止相位振荡。
[0227]
图24图示了根据一些实施例的与wct-rld电路2300的rld电路2330对接的双t反馈网络2440的示意图。图24的双t反馈网络2440用作改进的陷波滤波器。电阻器2406、2407、2408、2409、2410、2411和电容器2401、2402、2403、2404形成了在60hz处生成陷波的单个双t网络。下一级，电阻器2412、2413、2414、2417、2418、2419和电容器2415、2416、2420、2421类似地在180hz处生成陷波。但是，当网络处于运算放大器反馈路径中时，获得反函数。
[0228]
例如，如在图25的曲线2500中所示，运算放大器2425处的双t反馈网络2440的rld输出产生两个峰值，一个在60hz 2510处，而一个在180hz 2520处。在更高的频率(诸如，10khz或更高)处，相位变化接近零。这防止了可能引起振荡的、rld电路2330中在这些较高频率处的相位变化。在这些较高的频率处最小的相位变化可以防止在消融频率附近的振荡，这样的振荡将更加难以滤除。
[0229]
尽管在电子设计中使用了双t电路系统，但先前并未在本文所公开的wct-rld电路中使用。当生成rld信号时，双t反馈网络2440移除通常由已知电路传递的电力线信号，使得电力线信号不影响较高频率处的相位响应。双t反馈网络2440因此具有用于从电极导联生成rld信号的有利用途。
[0230]
在图23的实施例中，rld电路2330通过将rld输出2310作为单独的信号馈送回患者2302而跟随电力线。在电路中，右腿正(+)(rlp)2338和右腿负(-)(rln)2340差分输入信号(可以备选地是ra和la信号)被缓冲2312。然后，双t反馈网络2440增强/放大60hz和180hz处的经缓冲的右腿信号，经缓冲的右腿信号被rld电路2330再次反相和缓冲。该rld电路2330包括运算放大器2328、电阻器2320、2324、2326和电容器2318、2322。在传递通过rld电路2330之后，信号被输出，作为患者右腿的表面导联处的rld输出2310(rldrv)。效果是整个电路跟踪电力线，并且电路的共模抑制了电力线噪声。附加地，右腿驱动的电路防止了大于约一(1)微安的任何信号返回到患者。
[0231]
在一些实施例中，使用两个单极信号的一阶导数允许医师知道感兴趣信号是来自
远端电极还是近端电极。双极信号可以以颜色编码格式来显示，以标识双极信号中的哪些分量来自阴极，哪些分量来自阳极。如果感兴趣的主信号从那里产生，则医师然后可以手动移动到近端电极。系统还可以结合机器人系统而被自动化，以使得移动作为闭合反馈回路的一部分。
[0232]
案例示例
[0233]
以下案例图示了所公开的硬件电路系统如何调节在ep环境中发现的信号，从而允许在装备和环境噪声中以及在将大的、具有潜在干扰性的信号引入监测环境期间改进心脏监测。
[0234]
信号案例#1
–
共模60hz和带内500hz差分信号
[0235]
信号案例1#呈现了典型的共模60hz噪声信号，以及从常规ic导联中发现的带内(小于1000hz)差分信号。在该示例中，表示所公开的电路的示例性节点处的信号的一系列信号图被示出。电路将差分信号放大并且抑制共模信号。
[0236]
图17a至图17b分别图示了施加至输入节点in12(参见图6a)和in22(电路的负的下部分支，未示出)的2vpp 60hz正弦(电力线)信号的输入信号。在in12上叠加有0.2vpp，500hz的正弦波信号(参见图17a的曲线v(in12))，在in22上叠加有-0.2v，500hz的正弦波信号(参见图17b的曲线v(in22))。这将产生2vpp，60hz的共模信号和0.4v，500hz的差分信号。这些信号的频率可能太低而不被块2的rf滤波器702影响，因此相同的信号出现在块3(缓冲区406a、406b)的输出处和块4(dc块408a、408b)之后。
[0237]
图17c至图17d图示了也与图17a至图17b所示的对应输入信号相同的屏蔽输入信号(shield1、shield2)。这些信号从块10(低频反馈电路1600)被反馈到rf滤波器702，以消除来自rf滤波器702的负载(参见图7的shield1、728。shield2、电路的负下部分支未示出)。图7中的rf滤波器702的上部分支的电容器714、716、706上的电压变化以及rf滤波器的对称下部分支上的对应电容器(未示出)上的电压变化接近于0，从而有效地在低频将它们从电路移除。
[0238]
图18a-图18b图示了out1和out2，具有20的差分增益的块5(图10的仪表放大器1001)的输出。共模信号具有1的增益，并且差分信号具有20的增益。这时候，信号在每个输出处变为2vpp，60hz的正弦波，其中在out1处叠加有4vpp，500hz信号(参见图18a)，且在out2处叠加有-4vpp，500hz信号(参见图18b)，从而创建了8vpp的差分信号。
[0239]
图18c-图18d分别图示了图10的输出b2outp和b2outn。在b2outp和b2outn处，信号已经传递通过图10的全差分运算放大器(块6和7、1017、1021)，已经消除了共模信号，并且将输出参考到共模输出电压vocm(2.5v偏置电平)。块7的放大器1034处的0.5增益导致在b2outp(参见图18c)处的2vpp的500hz信号以及在b2outn(参见图18d)处的-2vpp的500hz信号的最终集合，这等效于4vpp差分500hz信号。从输入到输出，共模增益为0，并且差分增益为10。共模信号因此可以借助仪表放大器(块5)和全差分运算放大器(块6和7)的组合响应来消除。
[0240]
信号案例#2
–
500khz消融信号
[0241]
信号案例#2呈现了在心脏监测继续进行的消融手术期间，施加到ep系统输入的典型500khz消融信号。在到达所公开的电路的a/d转换器(参见图4，块8、416)之前，不希望的消融信号被滤波和衰减。
[0242]
如图19a-图19b所示，消融信号输入是施加到in12(图19a)的0.2vpp，500khz正弦波和施加到in22(图19b)的-0.2vpp，500khz正弦波。这产生了0.4v，500khz的差分信号。该信号处于待由块2的rf滤波器702(图4、404a和404b)衰减的频率范围中。
[0243]
图19c-图19d图示了当电路接收消融信号时，rf滤波器702(块2)的输出in13(和对称的下部分支rf滤波器输出in23)的曲线。图19c的曲线v(in13)和图19d的v(in23)以与输入相同的比例示出。可以看出该信号被衰减到几毫伏。
[0244]
图20a和图20b中所示的v(shield1)和v(shield2)的曲线分别图示了屏蔽输入(例如，参见图7的shield1)上的相同信号也被显著衰减，将图7中rf滤波器702的上部分支的电容器714、716、706以及rf滤波器的对称下部分支上的对应电容器(未示出)的下极板有效地接地，以使得rf滤波器能够将500khz消融信号衰减。
[0245]
图21a和图21b分别图示了在增益为20的情况下，块5(图10的仪表放大器1001)的输出处的信号v(out1)和v(out2)的曲线图。剩余的500khz信号通过该20x增益级，但是在该级上的滤波(来自电容器1010和1012)将500khz的增益限制为大约1x。
[0246]
如图21c至图21d所示，图10的块6和7中的连续全差分运算放大器1017、1021(以及它们的负的、较低的分支电路等效物)继续对500khz信号进行滤波，直到其在b2outp(图21c)和b2outn(图21d)处小于0.5mv。剩余信号由块8的a/d转换器上的滤波器(请参见图4、416)移除，滤波器在1000hz以上提供100db的衰减。消融信号借助rf滤波器(块2)、仪表放大器(块5)和全差分运算放大器(块6和7)的组合响应来消除。
[0247]
硬件/软件接口
[0248]
图5a图示了根据一些实施例的所公开的ep记录系统的硬件和软件之间的关系。主系统单元(msu)504包含ep记录系统的硬件电路系统。在图5a中，具有wct 507的ecg板506对应于图3中所示的ecg板302和wct 314。(为了交叉引用，ecg板302、506的数字信号输出是v1-v6 310和i-ii312。)类似地，ic板508对应于图3中的ic板316。(为了交叉引用，ic板316、508的数字信号输出ic1..icn为icuniwct1-icuniwct2 326、icuniindif1-icuniindif2 328和icdiff1.icdiffn330。)为了将来自ecg板506和ic板508的数字信号输出通信到主处理单元(mpu)的软件514，提供了通信模块510和光纤链路512。
[0249]
根据一些实施例，msu 504的通信模块510通过光纤链路512而将独立的数字信号从ecg板506和ic板508的a/d转换器416、534传输到mpu 514，以用于数字信号处理。通信模块510对来自a/d转换器416、534的输出通道进行采样，将其转换为串行格式，并且通过光纤链路512来传输数据。信号在mpu 514中的光纤链路512的接收端处被转换回到并行格式。
[0250]
在本说明书中，为方便起见，因此命名了ecg板302、506和ic板316、508。如本领域普通技术人员将理解的，ecg板302、506和ic板316、508的电路可以接受来自除ecg和ic电极以外的各种类型的电极的其他生理信号。
[0251]
ep记录系统软件描述
[0252]
本文提供了用于近乎实时处理和显示多个信号的系统、装置、设备、方法和/或计算机程序产品实施例和/或其组合和子组合。例如，实施例可以涉及近乎实时地处理和显示多个生物医学信号(例如，ep信号)。在描述这些实施例的进一步细节之前，提供了数字信号处理的简要概述。
[0253]
在高电平，数字信号处理是使用数字处理来标识信号中的特定特征，或者产生质
量比原始信号更高的信号(例如，通过从信号中移除噪声)。数字信号处理可以在表示一段时间内心脏电活动的数字化心电图(ecg)或心内(ic)信号上执行。
[0254]
为了对模拟信号执行数字信号处理，模拟信号需要被转换为数字形式。如本领域普通技术人员所公知的，诸如a/d转换器416的模数(ad)转换器可以将模拟信号转换为数字形式。
[0255]
数字信号处理可以涉及将数字信号处理功能应用于针对信号的信号样本序列中的一个或多个信号样本。数字信号处理功能可以是数学运算和计算算法序列。例如，数字信号处理功能可以对信号样本进行测量、滤波、压缩或优化。
[0256]
根据分析的类型和待处理的信号的类型，数字信号处理可以使用不同的数字信号处理功能。例如，数字信号处理可以使用不同的数字信号处理功能来标识语音信号中的特定词语或者从视频信号中移除运动模糊。
[0257]
数字信号处理系统具有许多应用，诸如音频信号处理、音频压缩、数字图像处理、视频压缩、语音处理、语音识别、数字通信、数字合成、雷达、声纳、金融信号处理和地震学。但是常规的数字信号处理系统通常不能用于诸如生物医学信号处理的某些应用中。这是因为常规的数字信号处理系统(包括当前的ep解决方案)通常无法近乎实时地同时显示多个信号。而且，常规解决方案不能使得用户将新的数字信号处理功能动态地应用于基础信号。并且，常规解决方案通常不能近乎实时地将多个信号的处理和显示同步。这在临床环境中通常是有问题的，因为医师做出有效临床诊断的能力可能取决于在同一时间点比较多个信号。最后，使用模拟滤波器的常规ep系统通常无法充分利用数字信号处理的优势。这是因为功能在硬件中实现时，选项受到很大限制。例如，功能无法被移除，因此无法获得数字信号处理的全部潜力。
[0258]
本文所公开的数字信号处理(dsp)系统更进一步地解决这些常规系统的问题。除了同时使用多个dsp滤波器来对多个信号进行近乎实时处理、时间对准和显示之外，系统还为诸如消融的生物医学手术阐明了操作端点，使得操作者的工作效率更高。例如，本公开提供了高保真度的表面ecg信号，以自动化并创建经信号平均的、晚电位心电图。消融手术使用内部心脏图，使得操作者可以将心脏组织可视化来进行消融。当内部心脏图被创建时，图的充分性由经表面信号平均的晚电位ecg的百分比图来判断。换言之，如果完整的图被创建，则具有晚电位的所有心内信号在被求和时，应从高保真的ecg重现经信号平均的晚电位图的定时和振幅。得分被显示来表示图的充分性。例如，得分为50％意味着标测导管尚未到达某些晚信号存在的部位，因为它们必须存在来解释经高保真度信号平均的晚电位图数据。电位消融之后，经实时高保真度信号平均的晚电位ecg确定异常晚电位是否确实得到了缓解。如果否，则先前标记的晚电位的进一步消融可以使用晚电位滤波器和用于引导的动态窗口来执行。所公开的系统提供数据来将操作者引导至图中的准确晚电位区域，以减少进一步消融的需要。
[0259]
图26是根据一些实施例的用于近乎实时地处理和显示多个信号的系统2600的框图。系统2600可以表示图5a中的mpu(软件)514并且实现图5b的数字处理级528。系统2600包括信号路径模块2602、配置路径模块2620和监测模块2622。信号路径模块2602、配置路径模块2620和监测模块2622可以是能够由(多个)处理器(诸如图85中的处理器)执行的软件模块。备选地，可以使用多个处理器。
[0260]
信号路径模块2602包括输入模块2604、计时器2605、分组器2606、排队模块2608、分组分发器2610、全局信号表2612和输出模块2616。输入模块2604、计时器2605、分组器2606、排队模块2608、分组分发器2610、全局信号表2612和输出模块2616可以是能够由诸如处理器5004的(多个)处理器来执行的软件模块。信号路径模块2602至少解决了如何使得多个信号的近乎实时处理与显示同步的技术问题。如下所述，信号路径模块2602使用涉及分组、排队和处理延迟均衡的新颖的多级过程解决了该技术问题。
[0261]
在第一级中，输入模块2604可以接收针对一个或多个基础信号的信号样本。基础信号可以是在施加任何数字信号处理之前的信号。例如，基础信号可以是生物医学信号，诸如ecg或ic信号。如本领域普通技术人员将理解的，基础信号可以是各种其他类型的信号。输入模块2604可以接收针对多个基础信号的信号样本。例如，输入模块2604可以接收ic信号的信号样本和ecg信号的信号样本。
[0262]
输入模块2604可以从与图5中的msu(硬件)504相关联的硬件设备接收基础信号的信号样本。例如，输入模块2604可以从诸如图3中的egg板302或ic板316的硬件设备接收信号样本。输入模块2604还可以从计算机文件中存储的数据接收信号样本。例如，计算机文件可以包含从硬件设备接收的先前记录的信号样本。
[0263]
输入模块2604可以经由a/d转换器级534而从硬件设备接收信号样本。例如，输入模块2604可以从egg板302接收基础信号的信号样本。
[0264]
输入模块2604可以从与硬件设备附接的电极接收基础信号的信号样本。例如，输入模块2604可以接收针对与ecg板302附接的八(8)个电极中的每一个的信号样本。本领域普通技术人员将理解，输入模块2604可以根据连接到输入模块2604的硬件设备数量以及连接到每个硬件设备的电极数量来接收更多或更少的信号样本。
[0265]
输入模块2604可以将针对每个基础信号的一个或多个信号样本存储在计算机存储设备中，以供回顾模块2624稍后进行分析。例如，输入模块2604可以将一个或多个信号样本存储在图85中的主存储器8508或硬盘驱动装置8512中。这使得用户(例如，医师)在信号样本被被获取之后能够回顾针对每个基础信号的一个或多个信号样本。
[0266]
输入模块2604可以将针对每个基础信号的一个或多个信号样本分发到分组器2606。分组器2606可以对所接收的信号样本执行预处理。分组器2606可以对所接收的信号样本执行预处理，以确保所得信号与信号路径模块2602中的后续级兼容。本领域普通技术人员将理解，分组器2606执行的预处理的类型可以取决于基础信号的类型。例如，分组器2606可以将所接收的信号样本的二进制值转换为它们的对应物理值，例如以用于显示基础信号。
[0267]
在对所接收的信号样本进行预处理之后，分组器2606可以将基础信号的一个或多个信号样本存储到分组中。分组可以是属于相同基础信号的n个信号样本的连续序列。分组器2606将信号样本存储到分组中可以使得信号路径模块2602将多个信号的处理和显示近乎实时地同步(特别是在非实时操作系统上)。换言之，分组是信号路径模块2602中的处理单位。
[0268]
分组器2606可以基于计时器2605来将一个或多个信号样本存储在分组中。计时器2605可以是高分辨率计时器。例如，计时器2605可以是分辨率为1毫秒的microsoft高分辨率计时器。计时器2605可以被设置到与从硬件设备或从计算机文件接
收固定数量的信号样本(例如，n个信号样本)相关联的时间量。固定数量的信号样本可以对应于能够被存储在分组中的信号样本的数量。
[0269]
分组器2606可以使用计时器2605来确保每个分组包含相同数量的信号样本。具体地，分组器2606可以将计时器2605设置为与接收基础信号的给定数量的信号样本相关联的时间量。换言之，当计时器2605被触发时，分组器2606可以期望接收一定数量的信号样本。
[0270]
分组器2606可以启动计时器2605。分组器2606然后可以将从输入模块2604接收的信号样本存储到分组中，直到计时器2605被触发。分组器然后可以将分组分发到排队模块2608。分组器2606然后可以重启计时器2605。分组器2606然后可以将从输入模块2604接收的新的信号样本集合存储到新的分组中，直到计时器2605被再次触发。
[0271]
分组器2606可以将标签分配给每个分组。分组器2606可以将相同的标签分配给与针对相同的时段的不同的基础信号相关联的每个分组。该分配可以使得信号路径模块2602能够对针对相同的时段的不同基础信号的分组的处理和显示进行同步。所分配的标签可以由显示模块2618使用来将不同信号的输出同步。换言之，显示模块2618可以在任何给定时间，对相同标签进行工作。
[0272]
所分配的标签可以对应于其中对应分组中的信号样本被接收的时段。具体地，标签可以对应于对应分组中的第一信号样本的样本编号。例如，分组器2606可以在每个分组中存储十六(16)个信号样本。在这种情况下，分组器2606可以将第一信号样本集合存储在标签为0的分组中。分组器2606可以将第二信号样本集合存储在标签为15的分组中。分组器2606可以将后续的信号样本集合存储在标签为31、47、64等的分组中。本领域普通技术人员将理解，可以采用其他标签分配约定。
[0273]
在分组之后，分组器2606可以将所生成的与给定基础信号相关联的每个分组存储在排队模块2608中。排队模块2608在图27中示出。
[0274]
图27是根据一些实施例的用于存储所生成的与不同基础信号相关联的每个分组的排队模块2608的框图。排队模块2608至少解决了如何将多个不同的数字信号处理功能动态地应用于同一基础信号的技术问题。排队模块2608通过将所生成的与每个基础信号相关联的分组存储在可以由不同信号模块2614动态处理的单独队列中来解决该技术问题。参考图26来讨论图27。
[0275]
排队模块2608包括一个或多个队列2702。例如，在图27中，排队模块2608包括队列2702-1、队列2702-2和队列2702-n。每个队列2702可以与给定的基础信号相关联。队列2702可以是按照项被插入的顺序来存储项的队列数据结构。例如，被插入到队列2702中的第一项是从队列2702中移除的第一项。换言之，队列2702是先进先出(fifo)数据结构。如本领域普通技术人员将理解的，队列2702可以使用数组、链表或各种其他数据结构来实现。
[0276]
分组器2606可以将所生成的与给定基础信号相关联的每个分组存储在对应队列2702中。例如，分组器2606可以将所生成的与ic信号相关联的分组存储到队列2702-1中，并且将所生成的与ecg信号相关联的分组存储到队列2702-2中。
[0277]
分组器2606可以按照所生成的顺序来将每个分组存储在队列2702中。这样可以确保所生成的分组中的信号样本按照从硬件设备或计算机文件接收的顺序进行处理。
[0278]
返回图26，分组分发器2610可以将所生成的来自图27中的队列2702的分组分发到全局信号表2612中的一个或多个信号模块2614，以进行数字信号处理。分组分发器2610至
少解决了如何将多个不同的数字信号处理功能动态地应用于同一基础信号的技术问题。分组分发器2610通过将所生成的与每个基础信号相关联的分组分发到适当的一个或多个信号模块2614以进行数字信号处理来解决该技术问题。
[0279]
分组分发器2610可以连续扫描排队模块2608中的一个或多个队列2702。每次分组分发器2610检测到排队模块2608中的队列2702中可用的新分组时，分组分发器2610可以从队列中移除新分组。分组分发器2610然后可以将新分组分发到全局信号表2612中的一个或多个信号模块2614，以进行数字信号处理。分组分发器2610可以将同一分组分发到多个信号模块2614，使得基础信号可以使用不同的数字处理功能来同时处理。此外，因为分组分发器2610可以将分组从不同的队列2702分发到不同的信号模块2614，所以不同的基础信号可以使用不同的数字信号处理功能来同时处理。
[0280]
分组分发器2610可以将新分组从队列2702分发到一个或多个信号模块2614。分组分发器2610可以使用全局信号表2612来将新分组分发到一个或多个信号模块2614。全局信号表2612可以是固定大小的数组。数组的每个元素可以与给定基础信号相关联，从而与给定队列2702相关联。例如，如果存在100个基础信号，则全局信号表2612可以是100个元素的固定大小的数组。此外，对于数组的每个元素，可以存在被设计为处理对应基础信号的一个或多个信号模块2614。在一些实施例中，数组的每个元素本身可以是固定大小的数组。该子数组的每个元素可以与给定信号模块2614相关联。例如，如果存在10个信号模块2614，则该子数组可以包含10个元素。因此，作为示例而非限制，全局信号表2612可以是100
×
10的数组。
[0281]
分组分发器2610可以通过检查子数组中与新分组的基础信号相关联的对应元素来将新分组分发到信号模块2614。具体地，分组分发器2610可以确定子数组中的对应元素是否指示信号模块2614被分配给与分组相关联的基础信号。
[0282]
在一些实施例中，全局信号表2612可以通过在与给定信号模块2614相关联的子数组中的对应元素处存储“0”或“1”来指示给定信号模块2614是否被分配给给定基础信号。例如，全局信号表2612可以通过在子数组中的对应元素处存储“0”来指示给定信号模块2614未被分配给给定基础信号。在一些其他实施例中，全局信号表2612可以通过在子数组中的对应元素处存储对给定信号模块2614的引用来指示给定信号模块2614是否被分配给给定基础信号。如本领域普通技术人员将理解的，该引用可以是存储器指针、标志、句柄或其他类型的标识符。
[0283]
分组分发器2610还可以使用查找表来将新分组分发到一个或多个信号模块2614。查找表可以将给定队列2702映射到一个或多个信号模块2614。分组分发器2610可以使用查找表来动态地确定哪些一个或多个信号模块2614与给定队列2702相关联。分组分发器2610然后可以将分组分发到所确定的一个或多个信号模块2614，以进行数字信号处理。
[0284]
在分组分发器2610可以开始将分组分发到一个或多个信号模块2614来进行数字信号处理之前，配置路径模块2620可以对信号路径模块2602进行配置。配置路径模块2620可以在系统2600初始化期间或在用户将新配置应用于信号路径模块2602时执行该配置。配置路径模块2620在图28中示出。
[0285]
图28是根据一些实施例的用于将信号路径模块2602配置为将多个信号的处理和显示近乎实时地同步的配置路径模块2620的框图。配置路径模块2620至少解决了如何将与
一个或多个基础信号相关联的多个信号的处理和显示近乎实时地同步的技术问题。配置路径模块2620通过对每个信号模块2614的处理延迟进行均衡，以使得每个信号模块2614在大约相同的时间完成相同对应分组的处理来解决该技术问题。参考图26来讨论图28。
[0286]
配置路径模块2620包括信号配置模块2802、信号出厂模块2804、数字信号处理器(dsp)均衡器2806和dsp出厂模块2808。配置路径模块2620是能够由诸如处理器5004的(多个)处理器执行的软件模块。配置路径模块2620控制了信号出厂模块2804、dsp均衡器2806和dsp出厂模块2808的执行。信号出厂模块2804、dsp均衡器2806和dsp出厂模块2808可以是能够由诸如处理器5004的(多个)处理器执行的软件模块。
[0287]
在系统2600的初始化期间，或者响应于用户向系统2600应用新配置，配置路径模块2620可以生成并配置全局信号表2612中的一个或多个信号模块2614。在一些实施例中，信号路径模块2602和监测模块2622的执行可以在配置路径模块2620的执行期间暂停。
[0288]
配置路径模块2620包括信号配置模块2802。信号配置模块2802可以接收一个或多个信号处理规范。信号处理规范可以被用于生成和配置信号模块2614。信号处理规范可以指定待处理的基础信号、针对信号模块2614的输入和输出分组队列的长度以及待使用来处理基础信号的数字信号处理功能。信号配置模块2802可以从计算机文件接收一个或多个信号处理规范。文件可以包含由用户先前指定的一个或多个信号处理规范。信号配置模块2802还可以经由图形用户界面(gui)来接收信号处理规范，如本领域普通技术人员将理解的，在图形用户界面(gui)中，用户使用一系列计算机鼠标、触摸、键盘和/或语音识别数据输入技术来手动输入信号处理规范。
[0289]
响应于接收到一个或多个信号处理规范，信号配置模块2802可以将一个或多个信号处理规范转发到信号出厂模块2804。信号出厂模块2804可以基于信号处理规范来生成信号模块2614。例如，信号出厂模块2804可以生成如图29所示的信号模块2614。
[0290]
图29是根据一些实施例的由信号出厂模块2804生成的信号模块2614的框图。信号模块2614可以从基础信号生成经处理的信号。信号模块2614包括输入分组队列2902、数字信号处理器(dsp)2904和输出分组队列2906。可以参考图26和图28来讨论图29。
[0291]
信号模块2614包括输入分组队列2902、dsp 2904和输出分组队列2906。信号出厂模块2804可以基于来自信号配置模块2802的信号处理规范来生成输入分组队列2902、dsp 2904和输出分组队列2906。输入分组队列2902可以存储来自分组分发器2610的一个或多个分组，以由dsp 2904进行处理。输入分组队列2902可以是以项被插入的顺序来存储项的队列数据结构。例如，被插入到输入分组队列2902中的第一项是从输入分组队列2902中移除的第一项。换言之，输入分组队列2902可以是先进先出(fifo)数据结构。如本领域普通技术人员将理解的，输入分组队列2902可以使用链表、数组或各种其他数据结构来实现。
[0292]
输出分组队列2906可以存储由dsp 2904处理的一个或多个分组。输出分组队列2906可以是按照项被插入的顺序来存储项的队列数据结构。例如，被插入到输出分组队列2906中的第一项是从输出分组队列2906中移除的第一项。换言之，输出分组队列2906可以是先进先出(fifo)数据结构。如本领域普通技术人员将理解的，输出分组队列2906可以使用链表、数组或各种其他数据结构来实现。
[0293]
信号出厂模块2804可以基于来自信号配置模块2802的信号处理规范来生成dsp2904。具体而言，信号出厂模块2804可以请求dsp出厂模块2808生成dsp2904。dsp出厂模
块2808可以基于信号处理规范中指定的数字信号处理功能来生成dsp 2904。dsp出厂模块2808还可以基于与数字处理功能相关联的一个或多个信号处理参数来生成dsp 2904。例如，dsp出厂模块2808可以基于低通滤波器功能和信号处理规范中指定的截止频率来生成dsp 2904。
[0294]
dsp 2904是能够由(多个)处理器(诸如图85中的处理器8504)执行的软件模块。dsp 2904可以将数字处理功能应用于一个或多个分组，并且因此可以应用于一个或多个信号样本。如本领域普通技术人员将理解的，数字处理功能可以是将一个或多个信号样本作为输入、对其进行处理并且产生一个或多个潜在修改的信号样本作为输出的数学算法。数字处理功能可以使用一个或多个数学运算(诸如快速傅立叶变换)来实现。如本领域普通技术人员将理解的，dsp 2904可以应用各种类型的数字处理功能。例如，如本领域普通技术人员将理解的dsp 2904可以应用低通滤波器、高通滤波器、带通滤波器、带阻滤波器、陷波滤波器、梳状滤波器、全通滤波器或各种其他滤波器。
[0295]
dsp 2904还可以应用针对各种特性来对信号进行分析的数字处理功能。例如，dsp 2904可以应用确定信号中是否存在噪声异常或信号模式的数字处理功能。dsp 2904还可以通过检测信号中的重复模式来分析信号。这可以涉及将信号与先前检测到(或记录或合成的)信号模式进行比较。
[0296]
例如，dsp 2904可以确定信号中的晚电位。具体而言，dsp 2904可以确定噪声异常，然后确定相对于经匹配的心搏同时发生的后续噪声异常。同一相对位置处的每个后续噪声异常可能增加晚电位所处的置信水平。显示模块2618然后可以显示晚电位的指示。
[0297]
例如，由dsp 2904对晚电位的确定可以被用于肺静脉电位滤波器。具体而言，后期中p波离散电描记图与用于快速传导的滤波的组合可以被用于标识与相邻心房和其他结构离散的肺静脉电位。这些信号可以作为消融口的端点，以快速标识延迟和排斥。系统可以被用于其他胸腔静脉、半月瓣之上的晚期心电图、患心肌疾病的晚电位以及冠状窦和marshal静脉。
[0298]
类似地，dsp 2904可以确定信号中的早激活。具体而言，dsp 2904可以确定在经匹配的心搏的参考点之前的预定节段内出现的高于选定阈值的最早尖锐心内信号。显示模块2618然后可以显示早激活的指示。
[0299]
dsp 2904可以使用相关函数来检测信号中的模式。例如，dsp 2904可以使用平均绝对偏差算法来检测模式。如本领域普通技术人员将理解的，dsp 2904可以使用各种其他类型的模式匹配算法。
[0300]
dsp 2904可以基于各种信号特性来检测模式(也被称为信号模式)。例如，dsp 2904可以基于形状、振幅和时间特性来检测模式。如本领域普通技术人员将理解的，dsp 2904可以基于各种其他类型的信号特性来检测模式。
[0301]
dsp 2904还可以包括一个或多个信号处理参数。信号处理参数可以控制dsp 2904如何施加其数字处理功能。例如，dsp 2904可以包括指定用于进行滤波的阈值频率或振幅的一个或多个信号处理参数。dsp 2904还可以包括指定待检测的信号模式或噪声阈值的一个或多个信号处理参数。
[0302]
dsp 2904可以将其数字处理功能应用于输入分组队列2902中的分组。在一些实施例中，dsp 2904可以扫描输入分组队列2902来寻找待处理的新分组。在某些其他实施例中，
dsp 2904可以得到输入分组队列2902中有新分组可用的通知。dsp2904然后可以从输入分组队列2902中取回分组。
[0303]
dsp 2904可以将其数字处理功能应用于所取回的分组。换言之，dsp 2904可以将其数字处理功能应用于分组中的一个或多个信号样本。dsp 2904可以基于其一个或多个信号处理参数来控制如何将其数字处理功能应用于分组中的一个或多个信号样本。在对分组进行处理之后，dsp 2904可以将分组存储在输出分组队列2906中，以供输出模块2616显示。
[0304]
如下所述，每个dsp 2904可以具有相关联的处理延迟。处理延迟可以表示通过dsp 2904的数字处理功能来完成对分组的处理的时间量。处理延迟可以在不同的dsp 2904之间变化。如下所述，处理延迟在不同dsp 2904之间的这种变化可以导致dsp 2904在不同的时间输出用于显示的分组。
[0305]
在信号出厂模块2804完成生成输入分组队列2902、dsp 2904、输出分组队列2906之后，信号出厂模块2804可以将输入分组队列2902的输出连接至dsp 2904的输入，并且将dsp 2904的输出连接至输出分组队列2906的输入。一旦信号出厂模块2804完成连接，dsp 2904就可以从输入分组队列2902接收表示未经处理的基础信号的分组。dsp 2904然后可以使用其数字处理功能来处理分组。dsp 2904可以将经处理的分组输出到输出分组队列2906。信号出厂模块2804可以将输入分组队列2902进一步配置为从信号处理规范中指定的基础信号接收分组。
[0306]
一旦信号模块2614被创建，信号出厂模块2804就可以将其添加到全局信号表2612。如上所述，全局信号表2612可以是固定大小的数组。数组的每个元素可以与给定的基础信号相关联。此外，数组的每个元素本身可以是固定大小的数组。该子数组的每个元素可以与给定的信号模块2614相关联。
[0307]
在一些实施例中，信号出厂模块2804可以通过将新的数组元素添加到与基础信号相关联的每个子数组来将所创建的信号模块2614添加到全局信号表2612。该新的数组元素可以对应于新创建的信号模块2614。例如，如果全局信号表2612先前包含十(10)个信号模块2614，则例如，新创建的信号模块2614可以被添加在每个子数组中的元素编号11处。
[0308]
一旦所创建的信号模块2614被添加到全局信号表2612，用户(例如，医师)就可以将所创建的信号模块2614分配给给定的基础信号。在一些实施例中，全局信号表2612可以通过在与所创建的信号模块2614相关联的子数组中的对应元素处存储“0”或“1”来指示所创建的信号模块2614是否被分配给给定的基础信号。在一些其他实施例中，全局信号表2612可以通过在子数组中的对应元素处存储对所创建的信号模块2614的引用来指示所创建的信号模块2614是否被分配给给定的基础信号。
[0309]
信号出厂模块2804可以生成多个信号模块2614。每个信号模块2614可以具有应用不同数字信号处理功能的dsp 2904。结果，每个信号模块2614可以生成相同基础信号的不同处理版本。这可以使得用户能够以多种方式来对同一基础信号进行分析。用户可能还希望对同一基础信号的多个版本的时间对准输出进行分析。这可以使得用户能够在相同时间点或不同时间点处对同一信号的不同版本进行比较。
[0310]
如上所述，常规的数字信号处理系统通常不能将经处理的多个信号的显示近乎实时地同步。这可能是因为不同的数字信号处理功能具有不同的处理延迟。例如，当前的ep系统可以将两个不同的数字信号处理功能应用于相同的基础信号。但是医疗团队可能希望将
经处理的两个信号的显示同步。例如，医疗团队可能希望在同一时间点处对ic信号和ecg信号进行比较来确定临床诊断。换言之，医疗团队可能希望将第一经处理信号的显示与第二经处理信号的显示近乎实时地对准。但是，如果两个不同的数字信号处理功能具有不同的处理延迟，则可能无法实现。这是因为数字信号处理功能之一可以比其他数字信号处理功能更快地完成基础信号的处理。结果，经处理的一个信号可以在经处理的另一信号之前显示。
[0311]
与数字处理功能相关联的处理延迟可能与功能的复杂性相关。例如，对信号执行低通滤波的数字处理功能可以具有较少的计算量，并且使用最少的存储器。结果，这样的数字处理功能可以具有短的处理延迟。相反，另一数字处理功能可以针对特定信号特性来对信号进行分析。该类型的数字处理功能可能需要更多的计算量并且使用更多的存储器，并且因此具有更长的处理延迟。
[0312]
由于不同的处理延迟，经处理的一个信号可以在经处理的另一信号之前被显示。随着时间的流逝，该同步间隙可能会变得更大。例如，在多个信号被近乎实时处理和显示的情况下，该同步间隙可能会更大。这是因为两个数字信号处理功能之间的处理延迟的差异可能会传播到每个新信号样本。
[0313]
例如，对于给定的基础信号，第一数字信号处理功能可能具有10毫秒的处理延迟。对于相同的基础信号，第二数字信号处理功能可能具有20毫秒的处理延迟。第一数字信号处理功能可以在10毫秒处完成基础信号的第一信号样本的处理，而第二数字信号处理功能可以在20毫秒处完成相同的第一信号样本的处理。因此，由第一数字信号处理功能处理的第一信号样本可以在10毫秒处显示，并且由第二数字信号处理功能处理的第一信号样本可以在20毫秒处显示。换言之，由第一数字信号处理功能处理的第一信号样本可以在由第二数字信号处理功能处理的第一信号样本之前的10毫秒显示。
[0314]
当第二信号样本被处理时，该同步间隙可能增加。例如，第二信号样本可以在时间10毫秒处接收以通过第一数字信号处理功能进行处理，并且第二信号样本可以在时间20毫秒处接收以通过第二数字信号处理功能进行处理。结果，由第一数字信号处理功能处理的第二信号样本可以在20毫秒处显示，并且由第二数字信号处理功能处理的第二信号样本可以在40毫秒处显示。换言之，针对第二信号样本的同步间隙可能会增加10毫秒；最初，同步间隙为10毫秒，然后同步间隙为20毫秒。
[0315]
在数字信号处理在非实时操作系统上执行的情况下，该同步间隙可能会增加。与非实时操作系统不同，实时操作系统是具有明确定义的固定时间约束的时限系统。实时操作系统可以保证应用程序任务在一定时间量内被接受并完成。换言之，实时操作系统可以提供有关完成任务所需时间量的一致性水平。
[0316]
相反，非实时操作系统不能提供应用程序任务在一定时间量内完成的任何保证。例如，非实时操作系统可能无法保证特定数字信号处理功能的执行在一定时间量内完成。结果，关于完成任务所花费的时间量可能存在高度的可变性。当尝试将经处理的多个信号的处理和显示同步时，这可能会出现问题。这是因为与数字处理功能相关联的处理延迟可能随每次执行而变化。例如，数字信号处理功能通常可以在10毫秒内完成执行。但是在非实时操作系统上，可能无法保证数字信号处理功能会在10毫秒之后完成执行。例如，数字信号处理功能可以在30毫秒内完成执行。处理延迟的这种可变性可能会进一步增加同步间隙。
2904配置为具有最大处理延迟。例如，dsp延迟均衡器2806可以使用api来设置每个信号模块2614的dsp 2904的处理延迟。作为响应，每个dsp 2904可以被设计为使用其数字处理功能来处理分组，并且在最大处理延迟结束时将经处理的分组输出到其相关联的输出分组队列2906。例如，在一些实施例中，如果dsp 2904在最大处理延迟结束之前完成了对分组的处理，则其可以阻断其到其输出分组队列2906的输出。在一些其他实施例中，dsp 2904可以在分组的处理期间插入空闲计算周期。如本领域普通技术人员将理解的，各种其他方法可以被用来使得dsp 2904在最大处理延迟结束时将经处理的分组输出到其输出分组队列2906。
[0325]
分组化和将标签分配给分组可以解决显示同步问题。如上所述，所生成的每个分组可以包括固定数量的信号样本。每个分组还可以包含标签，标签用于指示分组在分组序列之间的相对位置。为了使得多个信号的显示同步，显示模块2618可以显示具有相同标签的分组。换言之，显示模块2618可以使用标签来将其显示同步。
[0326]
如图26所示，输出模块2616可以包括一个或多个显示模块2618-1至2618-n和回顾模块2624。回顾模块2624可以是能够由诸如处理器5004的(多个)处理器执行的软件模块。回顾模块2624可以显示在先前时间点处由一个或多个信号模块2614处理的一个或多个信号。显示模块2618可以各自是能够由诸如处理器5004的(多个)处理器执行的软件模块。显示模块2618可以显示由一个或多个信号模块2614处理的一个或多个实时信号。每个显示模块2618可以独立于其他显示模块2618来进行操作。换言之，每个显示模块2618可以在一个或多个显示设备(诸如图85中的输入/输出设备8503)上同时显示一个或多个信号。在一些实施例中，每个显示模块2618可以在给定显示设备上的特定gui窗口中显示其相关联的一个或多个信号。
[0327]
每个显示模块2618可以显示一个或多个信号。每个显示模块2618可以从全局信号表2612中的信号模块2614中的相关联输出分组队列2906接收分组。显示模块2618可以基于分组来显示信号。
[0328]
图30是根据一些实施例的显示模块2618的框图。显示模块2618包括局部信号表3002、分组索引3004和显示设置3006。参考图29来讨论图30。
[0329]
如所讨论的，显示模块2618可以从信号模块2614中的相关联输出分组队列2906接收分组。为了接收分组，显示模块2618可以维持对信号模块2614中的相关联输出分组队列2906的引用。当显示模块2618被设计为显示多个信号时，显示模块2618可以保持对与正在显示的每个信号相关联的输出分组队列2906的引用。显示模块2618可以将引用存储在其局部信号表3002中。局部信号表3002可以包含对与正在显示的每个信号相关联的输出分组队列2906的一个或多个引用的列表。当相关联的信号模块2614不再活跃时，显示模块2618可以从其局部信号表3002移除引用。
[0330]
在一些实施例中，显示模块2618可以针对新分组来连续地扫描其一个或多个相关联的输出分组队列2906。在显示模块2618与单个输出分组队列2906相关联的情况下，每当显示模块2618检测到新分组时，其可以在显示设备上显示分组。但是，在显示模块2618与多个输出分组队列2906相关联的情况下，显示模块2618可能不会立即显示在特定输出分组队列2906中检测到的新分组。这是因为显示模块2618可能被设计为将多个信号的显示同步。
[0331]
在一些实施例中，在给定显示模块2618被设计为将多个信号的显示同步的情况下，显示模块2618可以检测特定输出分组队列2906中的新分组。显示模块2618然后可以确
定与新分组相关联的标签。显示模块2618可以使用所确定的标签来同步显示来自其他输出分组队列2906的新分组。例如，显示模块2618可以等待向显示设备显示任何分组，直到在其他输出分组处检测到具有所确定的相同标签的新分组。一旦显示模块2618在其其他相关联的输出分组队列2906处检测到具有相同标签的新分组，则显示模块2618可以同时显示来自其相关联的输出分组队列2906的分组。显示模块2618可以以非重叠的可堆叠格式来显示多个信号。因为显示模块2618可以显示具有相同标签的分组，所以结果所显示的信号可以经时间对准。
[0332]
如前所述，分组器2606可以对多个信号中的任一个执行的预处理的类型可以与信号的类型相关。在一些实施例中，分组器2606对信号的预处理的选择可以是自动的。这允许基于相邻信号以及远场信号与近场信号的比率，以最少的滤波来自动部署适当的多个滤波器，例如以将噪声最小化并且将感兴趣信号作为目标。如本领域普通技术人员将理解的，例如，该类型的自动化可以将中小批量操作者的过程时间有效地最小化。当新分组从自动化过程被检测到时，显示模块2618可以类似地同步并显示多个信号。
[0333]
显示模块2618可以将要显示的当前的活跃标签维持在分组索引3004中。当在特定输出分组队列2906中检测到新分组时，显示模块2618可以确定新分组的标签。显示模块2618然后可以将分组索引3004设置为所确定的标签。
[0334]
在一些实施例中，高频快速传导信号滤波器可以被应用于多个电极，诸如利用篮式或气球式导管，以标识传导组织(诸如，远端浦肯野和环形快速传导组织)。这样的环形组织由于其信号的突出而可以迅速地靶向消融。基于来自对分组器2606的分组的动态标记，显示模块2618可以继续将信号可视化，作为引导消融导管移动的参考点，并且可以在感兴趣的致病信号在消融时衰减时，用于终止局部能量递送。如该示例所示，系统的预处理和继续处理即使在消融时也可以允许医生继续看到信号。
[0335]
显示模块2618可以包括显示设置3006。显示设置3006可以包括控制显示模块2618如何显示其一个或多个相关联信号的一个或多个参数。显示设置3006可以指定颜色来显示一个或多个相关联信号。显示设置3006可以指定视图格式(诸如，如下所述的瀑布视图、动态视图或触发视图)。显示设置3006可以为一个或多个信号指定扫掠速度。显示设置3006可以包含如本领域普通技术人员将理解的各种其他类型的显示设置。如下所述，显示设置3006可以由用户设计。
[0336]
回顾(review)模块2624可以显示在先前时间点由一个或多个信号模块2614处理的一个或多个信号。这可以使得用户(例如，医师)能够在一个或多个信号已生成并显示的很长时间之后对其进行分析。在一些实施例中，回顾模块2624可以响应于命令而在显示模块2618中捕获一个或多个信号的显示。例如，用户可以单击gui中的按钮来捕获显示模块2618的当前显示。所捕获的显示可以包括在捕获时一个或多个信号的先前显示的可视化。在一些实施例中，显示模块2618可以响应于其当前显示的捕获而暂停其对新分组的显示。
[0337]
在一些实施例中，回顾模块2624可以通过确定显示模块2618的捕获配置来捕获显示模块2618中的一个或多个信号的显示。捕获配置可以包括针对显示模块2618的一个或多个活跃信号模块2614、捕获时间、针对显示模块2618的选定视图、针对一个或多个显示信号的颜色方案以及本领域普通技术人员将理解的各种其他设置。在确定捕获配置之后，回顾模块2624可以将捕获配置应用于先前存储的信号样本。
[0338]
如上所述，输入模块2604可以将针对每个基础信号的一个或多个信号样本存储在存储装置中，以供回顾模块2624稍后进行分析。回顾模块2624可以通过将所确定的捕获配置应用于这些存储的信号样本来捕获一个或多个信号在显示模块2618中的显示。具体地，回顾模块2624可以选择在捕获配置中的捕获时间处的所存储的信号样本。回顾模块2624然后可以使用捕获配置中的活跃信号模块2614来处理所选择的信号样本。回顾模块2624还可以使用选定视图、颜色方案和捕获配置中的各种其他设置来显示所选择的信号样本。因此，回顾模块2624可以使得用户能够在特定的时间点处并服从特定的配置来回顾针对显示模块2618的一个或多个经处理的信号。
[0339]
在一些实施例中，回顾模块2624可以使得用户能够改变针对显示模块2618的回顾间隔。例如，用户可以“倒带”到过去的不同时间点(例如，5分钟前)。在捕获时间被改变之后，回顾模块2624可以在新的回顾时间索引处，显示针对显示模块2618的一个或多个经处理的信号。
[0340]
图31是根据一些实施例的监测模块2622的框图。监测模块2622包括队列监测器3102和报告模块3104。队列监测器3102和报告模块3104可以是能够由诸如处理器5004的(多个)处理器执行的软件模块。
[0341]
监测模块2622可以在信号路径模块2602被执行的同时连续地被执行。例如，监测模块2622可以由处理器作为单独的执行线程来执行。监测模块2622可以确定在信号路径模块2602的执行中是否存在问题。
[0342]
在一些实施例中，队列监测器3102可以周期性地扫描信号路径模块2602中的队列。例如，队列监测器3102可以扫描排队模块2608中的队列2702。队列监测器3102还可以扫描一个或多个信号模块2614中的输入分组队列2902和输出分组队列2906。队列监测器3102可以确定每个队列在扫描期间的状态。例如，队列监测器3102可以确定每个队列在扫描期间的长度。在一些实施例中，如果队列监测器3102确定队列具有错误状态，则队列监测器3102可以请求报告模块3104在显示设备上显示错误状态。例如，队列监测器3102可以确定队列的长度正在连续增加。作为响应，队列监测器3102可以请求报告模块3104显示指示特定队列具有不正确长度的错误。
[0343]
图32图示了根据一些实施例的显示模块2618的扫掠速度的示例调整。图32包括实时查看区域3202和扫掠速度3204。参考图26来讨论图32。
[0344]
实时查看区域3202可以包含显示模块2618的近乎实时显示。在图32中，实时查看区域3202包括十四(14)个不同信号(例如，经处理信号或基础信号)的近乎实时显示。
[0345]
扫掠速度3204可以是允许用户选择用于实时查看区域3202的扫掠速度的gui小部件。扫掠速度可以表示在实时查看区域3202中显示的一个或多个信号的时间尺度。扫掠速度的范围可以从每秒10毫米到每秒1000毫米。在图32中，扫掠速度3204被示出为被选择为每秒50mm。如本领域普通技术人员将理解的，扫掠速度的选择可以影响所显示的细节的水平，并且因此可以基于显示屏的尺寸来设置。
[0346]
图33图示了根据一些实施例的针对显示模块2618的信号管理。图33包括信号管理窗口3302。参考图26来讨论图33。
[0347]
信号管理窗口3302可以包括可用信号3304和信号设置3306。可用信号3304可以包含可以被显示模块2618选择来显示的一个或多个信号。例如，在图33中，可用信号3304包含
可以由显示模块2618选择来显示的十四(14)个信号。可用信号3304可以显示关于每个信号的各种信息。例如，可用信号3304可以显示信号的名称以及信号是否由特定信号模块2614处理。
[0348]
信号设置3306可以显示可以针对每个信号而设置的各种设置。例如，在图33中，信号设置3306使得用户能够改变每个信号的名称或者为每个信号分配特定颜色。这些设置可以被存储在显示模块2618中的显示设置3006中。信号设置3306还可以使得用户能够改变与每个信号相关联的各种处理参数。这些处理参数可以被存储在与给定信号相关联的信号模块2614的dsp 2904的一个或多个信号处理参数中。
[0349]
图34图示了根据一些实施例的用于显示模块2618的缩放和限幅(clip)因子的示例调整。图34包括实时查看区域3402和显示设置窗口3404。参考图26来讨论图34。
[0350]
实时查看区域3402可以包含显示模块2618的近乎实时显示。在图34中，实时查看区域3402包括十四(14)个不同信号(例如，经处理信号或基础信号)的近乎实时显示。
[0351]
显示设置窗口3404可以包括缩放因子3406和限幅因子3408。缩放因子3406可以是gui小部件，用于为实时查看区域3402中的特定信号选择缩放因子。选定的缩放因子可以增加或减少特定信号的大小。例如，缩放因子3406可以将特定信号的大小从0.02倍增加到40倍。
[0352]
限幅因子3408可以是gui小部件，从而允许用户为实时查看区域3402中的特定信号选择限幅因子。选定的限幅因子可以控制信号过冲超过显示屏的量。例如，用户可以调整限幅因子来减小特定信号被显示的实际区域，以使得如果特定信号较大，则其不会延伸超过整个显示屏，从而不会使得部分不可查看。
[0353]
图35图示了根据一些实施例的用于显示模块2618的模式搜索管理。图35包括实时查看区域3502和模式搜索窗口3504。参考图26来讨论图35。
[0354]
实时查看区域3502可以包含显示模块2618的近乎实时显示。模式搜索窗口3504可以是使得用户能够加载或指定待搜索的信号模式的gui窗口。例如，在图35中，用户可以在一个或多个信号中创建或加载对晚电位或早激活的搜索。用户还可以指定用于搜索的各种参数，诸如，搜索间隔、心搏检测置信度百分比、检测置信度百分比或本领域普通技术人员将理解的其他参数。待搜索的信号模式可以被存储在与给定信号相关联的信号模块2614的dsp 2904的一个或多个信号处理参数中。
[0355]
图36图示了根据一些实施例的在显示模块2618的显示器中突出显示的晚电位搜索结果。图36包括实时查看区域3602。参考图26来讨论图36。
[0356]
实时查看区域3602可以包含显示模块2618受到晚电位搜索的近乎实时显示。如图35所示，用户可以创建或加载对晚电位的搜索。一旦搜索被发起，实时查看区域3602就可以显示在一个或多个信号中发现的晚电位。实时查看区域3602可以显示所发现的晚电位以及检测置信度百分比。例如，在图36中，所发现的晚电位3604以83％的检测置信度被显示。实时查看区域3602还可以显示所发现的晚电位的总计数。
[0357]
图37a图示了根据一些实施例的使用配置为瀑布视图(waterfall view)的显示模块3618。图37a包括实时查看区域3702。参考图26来讨论图37a。
[0358]
实时查看区域3702可以包含显示模块2618的近乎实时显示。实时查看区域3702可以使用瀑布视图来显示显示模块2618的近乎实时显示。在瀑布视图中，信号可以被并排显
示，并且在模式匹配时彼此竖直堆叠。具体地，用户可以选择模式(例如，特定的心搏模式)来匹配第一信号。当在模式在第一信号中被检测到时，显示模块2618可以在第二信号(例如，ic信号)的对应部分附近显示与模式匹配的第一信号的一部分。用户可以选择待显示的第一信号的该部分的大小和第二信号的该部分的大小。例如，用户可以使用时间间隔(例如，150毫秒)来选择第一信号的该部分的大小。
[0359]
在瀑布视图中，每当模式在第一信号中被检测到时，显示模块2618就可以竖直显示第一信号中与模式匹配的每个新部分以及第二信号的对应部分。换言之，在瀑布视图中，显示模块2618可以沿竖直时间轴显示信号。
[0360]
在图37a中，实时查看区域3702图示了瀑布视图中的两个不同信号(例如，v2[p1]和ab1.d)的近乎实时显示。在图37a中，信号v2[p1]和ab1.d被并排显示为彼此堆叠。例如，在大约10秒的时间处，信号部分3704与信号部分3706并排显示。信号部分3704可以表示在大约10秒的时间处，信号v2[p1]中与给定模式(例如，心搏p1、导联v2)匹配的一部分。信号部分3706可以表示给定模式与信号v2[p1]匹配时，信号ab1.d的对应部分。
[0361]
用户(例如，医师)可以发现瀑布视图是有利的。首先，瀑布视图使得用户可以对并排的两个信号的对应部分进行比较。其次，因为信号是竖直堆叠的，瀑布视图可以将信号在显示屏上显示的时间更长。相反，当信号从左到右被显示时，用户通常难以对信号进行分析，因为在短时间之后它们不再显示在显示屏上。
[0362]
图37b图示了根据一些实施例的常规显示模块2618和被配置为瀑布视图的显示模块2618中的信号之间的对应关系。图37b包括实时查看区域3708和瀑布视图3710。参考图26来讨论图37b。
[0363]
在图37b中，实时查看区域3708图示了两个不同信号(例如，v2[p1]和ab1.d)的近乎实时显示。瀑布视图3710图示了相同的两个信号的近乎实时显示，不同之处是信号v2[p1]和ab1.d被并排显示，以看起来彼此堆叠。在瀑布视图3710中，每次信号中的信号模式被检测到时，显示模块2618即可以竖直显示与信号模式匹配的信号部分以及第二信号的对应部分。
[0364]
例如，在图37b中，信号v2[p1]的信号部分3712包含信号模式。信号ab1.d的对应信号部分3714对应于在检测时的信号部分3712。在图37b中，每次在信号v2[p1]中检测到信号模式时，瀑布视图3710并排(例如，一起)显示信号部分3712和对应的信号部分3714。在图37b中，瀑布视图3710显示从最旧到最新的信号v2[p1]中与信号模式匹配的一部分以及信号ab1.d中的对应部分。换言之，在图37b中，瀑布视图3710随着时间向上滚动显示心搏，其中最旧的心搏在顶部，而最新的心搏在底部。如本领域普通技术人员将理解的，瀑布视图3710可以以各种其他方式来显示心搏，诸如，最新的心搏在顶部且最旧的心搏在底部。
[0365]
图37c图示了根据一些实施例的使用被配置为动态视图的显示模块2618。图37c包括实时查看区域3716。参考图26来讨论图37c。
[0366]
实时查看区域3716可以包含显示模块2618的近乎实时显示。实时查看区域3716可以使用动态视图来显示显示模块2618的近乎实时显示。在动态视图中，用户可以为信号选择触发(例如，与所存储的心搏相关)。用户可以从多种触发类型中选择触发。触发类型可以是与感兴趣的次要事件相关联的感兴趣信号特性。当触发发生时，显示模块2618可以动态地调整信号的偏移，使得其被固定到基线。这样可以防止信号前进而从显示屏离开。例如，
这在临床设置中通常很重要，在这种情况下，例如，信号峰值的高度可以指示特定类型的损伤，而信号平稳期可以指示消融病变的有效性。
[0367]
在图37c中，实时查看区域3716图示了在参考时间(例如，参考时间3724)处对单极信号(例如，uni1)测量的参考心搏。例如，这可以在消融期间发生。在图37c中，因为信号uni1在参考时间3724处被捕获，信号3718可以是初始心搏，信号3720可以是当前心搏，并且信号3722可以是所记录的最大心搏。如所讨论的，在动态视图中，用户可以指定确定被固定到基线的信号点的参考位置。在图37c中，该点位于信号uni1在屏幕上的固定位置3726(例如，0.0mv)。这可能导致信号uni1发生偏移，以使得其被固定在固定位置3726处。
[0368]
图37d图示了根据一些实施例的使用被配置为触发视图的显示模块2618。图37d包括实时查看区域3728和触发视图3730。参考图26来讨论图37d。
[0369]
实时查看区域3728可以包含显示模块2618的近乎实时显示。在图37d中，触发视图3730图示了实时查看区域3728使用触发视图的显示。在触发视图3730中，用户可以选择触发其他信号(例如，ii信号3734、uni dist信号3736和uni prox信号3738)的显示的第一信号(例如，起搏信号3732)。用户可以为第一信号选择特定触发。用户可以从多个触发类型中选择触发。触发类型可以是与感兴趣的次要事件相关联的感兴趣信号特性。例如，用户可以为第一信号选择特定电压(例如，60毫伏)。本领域普通技术人员将理解，可以选择其他信号特性。当触发发生时，显示模块2618可以显示时间上同步并且竖直堆叠在显示器中的指定的一个或多个信号。用户(例如，医师)可以发现触发视图是有利的。这是因为它可以使得用户更容易地查看相对于事件(例如，起搏信号3732的开始)发生的事件。
[0370]
在触发视图3730中，用户还可以指定在触发发生之后，数据被固定到基线的时间。例如，在图37d中，用户将时间设置为触发发生之后的大约70毫秒。在图37d中，响应于用户将时间设置为在触发发生之后的大约70ms，uni dist信号3736和uni prox信号3738被固定并且始终处于触发视图3730中。相反，在图37d中，在实时查看区域3728中没有看到uni dist信号3736和uni prox信号3738，这是因为它们没有被固定到基线。
[0371]
图38图示了根据一些实施例的在被配置为回顾窗口的显示模块2618的显示器中的信号捕获。图38包括实时查看区域3802和回顾窗口3804。参考图26来讨论图38。
[0372]
实时查看区域3802可以包含显示模块2618的近乎实时显示。回顾窗口3804可以包含在实时查看区域3802中示出的先前显示。为了捕获实时查看区域3802的显示，用户可以提交捕获请求。例如，在图38中，用户可以单击回顾按钮3806。作为响应，回顾模块2624可以确定显示模块2618的捕获配置。捕获配置可以包括用于显示模块2618的一个或多个活跃信号模块2614、捕获时间、显示模块2618的选定视图、针对所显示的一个或多个信号的颜色方案以及本领域普通技术人员将理解的各种其他设置。在确定捕获配置之后，回顾模块2624可以将捕获配置应用于先前存储的信号样本，并且在回顾窗口3802中显示输出。
[0373]
图39图示了根据一些实施例的在被配置为回顾窗口的显示模块2618的显示器中执行的振幅测量。图39包括实时查看区域3902和回顾窗口3904。参考图26来讨论图39。
[0374]
实时查看区域3902可以包含显示模块2618的近乎实时显示。回顾窗口3904可以包含在实时查看区域3802中示出的先前捕获的显示。用户可以使用竖直和水平卡尺，在回顾窗口3904中对先前捕获的输出进行分析。水平卡尺可以是gui选择小部件。用户可以使用水平卡尺、以毫伏(mv)为单位来测量特定信号的振幅。例如，如图39所示，用户可以单击v1信
号的顶部和底部来生成两条水平线(例如，卡尺线3908和3910)。用户然后可以沿v1信号悬停光标，以显示特定时间点处所测量的振幅(例如，测量值3906)。类似地，竖直卡尺也可以是gui选择小部件。用户可以使用竖直卡尺来测量时间(以毫秒为单位)或每分钟心搏数(bpm)。如图65所示，用户可以沿信号在左点和右点处单击来生成两条竖直线，并且显示两条竖直线之间所测量的时间或每分钟心搏数。例如，如弹出框6506所示，竖直卡尺6502和6504之间的时间为464毫秒或129bpm。
[0375]
针对与ecg和ic信号可视化有关的实施例，提供了用于近乎实时处理和显示多个信号的以下方法描述。本领域普通技术人员将理解，这些方法可以等同地应用于其他小的生理信号的可视化。
[0376]
图40是根据一些实施例的用于近乎实时地处理和显示多个信号的方法4000的流程图。
[0377]
将参考图26来描述方法4000。然而，方法4000不限于该示例实施例。
[0378]
在4002中，配置路径模块2620对一个或多个信号模块2614进行配置。4002可以由图41中的方法4100来执行。
[0379]
在4004中，输入模块2604接收针对一个或多个信号的一个或多个信号样本。例如，输入模块2604可以接收针对ic信号的一个或多个信号样本，以及针对ecg信号的一个或多个信号样本。4004可以通过图44中的方法4400来执行。
[0380]
在4006中，输入模块2604将一个或多个信号样本分发到分组器2606。
[0381]
在4008中，分组器2606将一个或多个信号样本转换为一个或多个分组。4008可以通过图45中的方法4500来执行。
[0382]
在4010中，分组器2606将一个或多个分组分发到排队模块2608。4010可以由图46中的方法4600来执行。
[0383]
在4012中，分组分发器2610将分组从排队模块2608分发到与分组相关联的信号模块2614。4012可以通过图47中的方法4700来执行。
[0384]
在4014中，4012的信号模块2614使用dsp 2904来处理分组。4014可以由图48中的方法4800来执行。
[0385]
在4016中，与4012的信号模块2614相关联的显示模块2618将经处理的分组显示到显示屏。4016可以通过图49中的方法4900来执行。
[0386]
图41是根据一些实施例的用于对一个或多个信号模块2614进行配置的方法4100的流程图。
[0387]
将参考图26来描述方法4100。然而，方法4100不限于该示例实施例。
[0388]
在4102中，信号配置模块2802可以接收一个或多个信号处理规范。信号处理规范可以指定待处理的基础信号、针对信号模块2614的输入和输出分组队列的长度、用于处理基础信号的数字信号处理功能以及用于数字信号处理功能的一个或多个相关联参数。在一些实施例中，信号配置模块2802可以从存储器中存储的文件接收信号处理规范。在一些其他实施例中，信号配置模块2802可以从gui接收信号处理规范，gui使得用户能够手动输入信号处理规范。
[0389]
在4104中，信号配置模块2802将一个或多个信号处理规范分发到信号出厂模块2804。
[0390]
在4106中，信号出厂模块2804针对每个信号处理规范生成信号模块2614。4106可以通过图42中的方法4200来执行。
[0391]
图42是根据一些实施例的用于根据信号处理规范来生成信号模块2614的方法4200的流程图。
[0392]
将参考图26来描述方法4200。然而，方法4200不限于该示例实施例。
[0393]
在4202中，信号出厂模块2804基于图41的4106中的信号处理规范来生成信号模块2614的输入分组队列2902。例如，信号出厂模块2804通过创建在信号处理规范中指定长度的队列数据结构来生成输入分组队列2902。
[0394]
在4204中，信号出厂模块2804基于信号处理规范来生成信号模块2614的输出分组队列2906。例如，信号出厂模块2804通过创建在信号处理规范中指定长度的队列数据结构来生成输出分组队列2806。
[0395]
在4206中，信号出厂模块2804基于信号处理规范，使用dsp出厂模块2808来生成信号模块2614的dsp 2904。具体而言，信号出厂模块2804可以请求dsp出厂模块2808基于数字处理功能以及信号处理规范中指定的一个或多个信号处理参数来生成dsp 2904。例如，dsp出厂模块2808可以基于低通滤波器功能和信号处理规范中指定的特定截止频率来生成dsp 2904。
[0396]
在4207中，信号出厂模块2804将信号模块2614中所生成的输入分组队列2902、所生成的dsp 2904和所生成的输出分组队列2906连接。具体地，信号出厂模块2804将输入分组队列2902的输出连接到dsp 2904的输入。信号出厂模块2804进一步将dsp 2904的输出连接到输出分组队列2906的输入。
[0397]
在4210中，信号出厂模块2804将输入分组队列2902配置为接收从分组分发器2610分发的分组。在一些实施例中，信号出厂模块2804可以将规则添加到与分组分发器2610相关联的查找表。规则可以指定与给定信号相关联的分组可以由给定信号模块2614来处理。
[0398]
在4212中，信号出厂模块2804使用dsp延迟均衡器2806来均衡所生成的每个信号模块2614的相关联处理延迟，使得每个信号模块2614将经处理的分组同时输出到其输出分组队列2906。4210可以由图43中的方法4300来执行。
[0399]
图43是根据一些实施例的用于对与一个或多个信号模块2614的每个dsp 2904相关联的处理延迟进行均衡的方法4300的流程图。
[0400]
将参考图26来描述方法4300。然而，方法4300不限于该示例实施例。
[0401]
在4302中，dsp延迟均衡器2806请求与一个或多个信号模块2614的每个dsp 2904相关联的处理延迟。dsp延迟均衡器2806可以使用与其相关联的信号模块2614的api来请求dsp 2904的处理延迟。
[0402]
在4304中，dsp延迟均衡器2806从一个或多个信号模块2614中的每个接收dsp 2904的处理延迟。
[0403]
在4306中，dsp延迟均衡器2806确定所接收的一个或多个处理延迟之中的最大处理延迟。
[0404]
在4308中，dsp延迟均衡器2806将一个或多个信号模块2614中的每个的dsp 2904设置为最大处理延迟。例如，dsp延迟均衡器2806可以使用api来设置每个信号模块2614的dsp 2904的处理延迟。作为响应，每个dsp 2904可以被设计为使用其数字处理功能来处理
分组，并且在最大处理延迟结束时将经处理的分组输出到输出分组队列2906。在一些实施例中，如果dsp 2904在最大处理延迟结束之前使用其数字处理功能完成了对分组的处理，则dsp 2904可以阻断其输出至输出分组队列2906。
[0405]
图44是根据一些实施例的用于使用输入模块2604来接收针对一个或多个信号的一个或多个信号样本的方法4400的流程图。
[0406]
将参考图26来描述方法4400。然而，方法4400不限于该示例实施例。
[0407]
在4402中，输入模块2604从硬件设备(例如，连接到患者的电极)或计算机文件中存储的数据接收针对基础信号的信号样本。例如，计算机文件可以包含从硬件设备接收的信号样本的先前记录的会话。如本领域普通技术人员将理解的，输入模块2604可以同时接收针对多个基础信号的信号样本。
[0408]
在4404中，输入模块2604将所接收的信号样本分发到分组器2606。
[0409]
图45是根据一些实施例的用于使用分组器2606而将一个或多个信号样本转换为一个或多个分组的方法4500的流程图。
[0410]
将参考图26来描述方法4500。然而，方法4500不限于该示例实施例。
[0411]
在4502中，分组器2606从输入模块2604接收一个或多个信号样本。
[0412]
在4504中，分组器2606可以可选地对一个或多个信号样本进行预处理。例如，分组器2606可以将一个或多个信号样本的二进制值转换为其对应的物理值。如本领域普通技术人员将理解的，分组器2606可以执行各种其他类型的预处理。
[0413]
在4506中，分组器2606生成包含针对给定基础信号的一个或多个信号样本的分组。分组器2606可以在分组中存储预定数量的信号样本。在一些实施例中，分组器2606可以使用计时器2605来确保每个分组包含相同数量的信号样本。具体地，分组器2606可以将从输入模块2604接收的信号样本存储到分组中，直到计时器2605被触发。
[0414]
在4508中，分组器2606将标签分配给所生成的分组。标签可以对应于其中分组中的一个或多个信号样本被接收的时段。分组器2606可以将新标签分配给每个后续分组。例如，分组器2606可以首先生成包含给定基础信号的十六(16)个信号样本的分组。在这种情况下，分组器2606可以将第一信号样本集合存储在标签为0的分组中。分组器2606可以将第二信号样本集合存储在标签为15的分组中。分组器可以将后续信号样本集合存储在标签为31、47、64等的分组中。
[0415]
图46是根据一些实施例的用于将包含一个或多个信号样本的分组分发到排队模块2608的方法4600的流程图。
[0416]
将参考图26来描述方法4600。然而，方法4600不限于该示例实施例。
[0417]
在4602中，分组器2606确定与新生成的分组相关联的基础信号。
[0418]
在4604中，分组器2606确定排队模块2608中与所确定的基础信号相关联的队列2702。分组器2606可以使用查找表来确定队列2702与所确定的基础信号相关联。
[0419]
在4606中，分组器2606将包含一个或多个信号样本的分组分发到所确定的队列2702。
[0420]
图47是根据一些实施例的用于将分组从排队模块2608分发到与分组相关联的信号模块2614的方法4700的流程图。
[0421]
将参考图26来描述方法4700。然而，方法4700不限于该示例实施例。
[0422]
在4702中，分组分发器2610在排队模块2608中连续扫描队列2702。
[0423]
在4704中，分组分发器2610在队列2702中检测新分组。
[0424]
在4706中，分组分发器2610确定全局信号表2612中被设计为对新分组进行处理的一个或多个信号模块2614。因为新分组(例如，分组的多个副本或“实例”)可以被分发到多个信号模块2614，所以与分组相关联的基础信号可以使用信号模块2614的不同数字处理功能来同时处理。
[0425]
在一些实施例中，分组分发器2610可以使用全局信号表2612来确定被设计为对新分组的实例进行处理的一个或多个信号模块2614。例如，全局信号表2612可以是固定大小的数组。数组的每个元素可以与给定的基础信号相关联，并且因此与给定队列2702相关联。此外，数组的每个元素本身可以是固定大小的数组。该子数组的每个元素可以与给定信号模块2614相关联。因此，分组分发器2610可以通过检查子数组中与新分组的基础信号相关联的对应元素来确定被设计为对新分组进行处理的一个或多个信号模块2614。
[0426]
在一些其他实施例中，分组分发器2610可以使用查找表来确定被设计为对新分组进行处理的一个或多个信号模块2614。具体而言，查找表可以将队列2702映射到一个或多个信号模块2614。
[0427]
在4706中，分组分发器2610将新分组分发到全局信号表2612中所确定的一个或多个信号模块2614，以进行处理。具体地，分组分发器2610将新分组插入到所确定的一个或多个信号模块2614的输入分组队列2902中。
[0428]
图48是根据一些实施例的用于使用与分组相关联的信号模块2614来处理分组的方法4800的流程图。
[0429]
将参考图26来描述方法4800。然而，方法4800不限于该示例实施例。
[0430]
在4802中，dsp 2904在信号模块2614的输入分组队列2902中检测是否有可用新分组。在一些实施例中，dsp 2904可以针对待处理的新分组来扫描输入分组队列2902。在一些其他实施例中，dsp 2904可以获得在输入分组队列2902中有新分组可用的通知。
[0431]
在4804中，dsp 2904从信号模块2614的输入分组队列2902取回新分组。
[0432]
在4806中，dsp 2904使用其相关联的数字信号处理功能来处理新分组。具体地，dsp 2904可以将其数字处理功能应用于分组中的一个或多个信号样本。在一些实施例中，dsp 2904可以基于为dsp 2904设计的一个或多个信号处理参数，使用其数字处理功能来控制其如何处理分组。
[0433]
在4808中，dsp 2904将经处理的分组输出到输出分组队列2906。在一些实施例中，dsp 2904可以基于其设计的最大处理延迟来将经处理的分组输出到输出分组队列2906。
[0434]
图49是根据一些实施例的用于使用显示模块2618来将经处理的分组显示到显示屏的方法4900的流程图。
[0435]
将参考图26来描述方法4900。然而，方法4900不限于该示例实施例。
[0436]
在4902中，显示模块2618确定从哪个或多个信号模块2614显示经处理的分组。在一些实施例中，显示模块2618可以通过维持对一个或多个信号模块2614的输出分组队列2906的引用来确定从哪个或多个信号模块2614显示经处理的分组。显示模块2618可以将引用存储在局部信号表3002中。
[0437]
在4904中，显示模块2618在所确定的信号模块2614之一的输出分组队列2906中检
测到新分组可用。
[0438]
在4906中，显示模块2618从所确定的信号模块2614之一的输出分组队列2906接收新分组。
[0439]
在4908中，显示模块2618确定与新分组相关联的标签。
[0440]
在4910中，显示模块2618从其他输出分组队列2906接收与所确定的标签匹配的新分组。
[0441]
在4912中，显示模块2618将所接收的一个或多个信号模块的新分组显示到显示屏。因为显示模块2618显示具有相同标签的新分组，所以显示模块2618使得与新分组相关联的信号的显示同步。
[0442]
方法4000、4100、4200、4300、4400、4500、4600、4700、4800、4900可以通过处理逻辑来执行，处理逻辑可以包括硬件(例如，电路、专用逻辑、可编程逻辑、微代码等)、软件(例如，在处理设备上执行的指令)或其组合。应当理解，可能不需要所有步骤来执行本文所提供的公开内容。此外，如本领域普通技术人员将理解的，一些步骤可以同时执行，或者以与图40至图49所示的不同的顺序来执行。
[0443]
在一些实施例中，dsp 2904可以基于陷波滤波器。具有许多设备的电生理实验室可能倾向于具有对心脏记录产生干扰的大量线路频率和谐波(例如，噪音)。在北美，这主要是60hz加谐波。图50图示了根据一些实施例的具有叠加的60hz噪声5004的信号(例如，三角形尖峰5002)的示例。
[0444]
为了获得准确的心脏记录，通常期望在保留感兴趣信号的同时移除噪声。移除60hz噪声的常规方法包括使用陷波滤波器，陷波滤波器在60hz下透射率为零。图51图示了根据一些实施例的使用在60hz下透射率为零(单个陷波)的陷波滤波器来移除60hz噪声的常规方法的示例。
[0445]
图52图示了根据一些实施例的应用图51的常规滤波器的结果的示例。如图52所示，60hz信号从输入信号5202移除，以产生经滤波的信号5204。然而，常规滤波器可能会遇到多个问题。例如，在大的尖峰5206之后，常规滤波器可以将过冲和振铃(例如，瞬变响应)5208引入信号中。该过冲和振铃可能是滤波器的伪像，而不是原始输入信号的一部分。这会导致心脏记录的准确性降低。
[0446]
附加地，常规60hz陷波滤波器可能不会减少60hz的任何谐波。例如，如图53所示，如果以60hz和180hz两者来评估输入信号5302中的干扰，则在常规滤波器的输出处仍然存在180hz谐波。图53图示了根据一些实施例的在图51的常规滤波器的输出处仍存在于经滤波的信号5304中的180hz谐波的示例。
[0447]
因此，如图53中所示，常规陷波滤波器可能遭受两个问题。首先，常规陷波滤波器可能在信号中引入过冲和振铃5306。其次，常规陷波滤波器可能无法降低任何更高次的谐波。
[0448]
在一些实施例中，dsp 2904可以应用陷波滤波器，其不会在信号中引入过冲和振铃并且不仅降低一次谐波，还降低更高次的谐波。dsp 2904的陷波滤波器可以通过提取干扰噪声并且将其从嘈杂信号中减去来解决常规陷波滤波器的上述技术问题。这可以在不创建与常规陷波滤波器相关的伪像(例如，过冲和振铃)的情况下，移除干扰。dsp 2904的陷波滤波器可以在单独的缓冲区(也被称为循环缓冲区、噪声缓冲区或数据缓冲区)中重现干扰
信号的一个循环，并且将其从嘈杂信号中减去来提取原始数据。由于线路频率噪声可以是恒定的或几乎恒定的，因此dsp 2904的陷波滤波器可以使用平均的某种变化来改善随时间变化的估计。因为频率可以已知，所以缓冲区的尺寸可以被预先确定。附加地，仅存储一个循环的缓冲区也可以存储可以从嘈杂数据中减去的更高频率的整数次谐波。图54图示了根据一些实施例的dsp 2904针对具有60hz和180hz噪声的信号的陷波滤波的示例。因为线路频率噪声恒定，所以一个干扰循环5402可以在输入信号中再现并从连续循环的每个循环5404减去。
[0449]
在60hz噪声和每秒2000个样本的采样率的情况下，33个1/3样本被存储在缓冲区中。由于缓冲区中可以存在整数个样本，因此dsp 2904的陷波滤波器可以选择使用100个样本，并且精确存储3个60hz的循环。图55图示了根据一些实施例的使用输入信号5502的100个样本并且精确地存储60hz 5504的3个循环的dsp 2904的陷波滤波器的示例。
[0450]
为了在缓冲区中累积稳态噪声，数据可以在波形的“静默时间”中收集。如本领域普通技术人员将理解的，静默时间可以是输入信号中不存在大的尖峰或边缘的时段。静默时间可以通过计算信号的斜率来确定。图56图示了根据一些实施例的dsp 2904的陷波滤波器计算输入信号5602中的静默时间的示例。三个循环的噪声数据(干扰)5604可以在静默时间5606期间被收集在缓冲区中。随后的循环5608、5610、5612被平均来建立干扰5604的准确副本。因为循环时间对于循环5606、5608、5610、5612而言是恒定的，因此仅基频和谐波频率的循环累积。其他频率的循环被平均为零。
[0451]
对于从传入数据中采样的每个新点，可以确定其是否在信号的“静默时间”中。静默时间可以通过计算信号的斜率来确定。如果斜率高于阈值，则静默时间可以被确定为已开始。如果新点处于静默时间中，则其与缓冲区中该位置处先前存储的数据可以进行平均。随着时间的流逝，该平均过程可以累积可以从嘈杂信号减去的噪声的副本。对于不在静默时间中的那些位置，缓冲区可以不被更新，但是所累积的信号仍然可以被减去。图57图示了根据一些实施例的dsp 2904的陷波滤波器在缓冲区中累积每个静默时间5702、5704、5706、5708中的3个循环的噪声副本并且从嘈杂信号减去噪声的示例。由于缓冲区内容5710、5712、5714、5716分别与静默时间5702、5704、5706、5708中的噪声数据匹配，因此噪声可以被更准确地建模，并且当被减去时，所显示的信号的噪声含量可以被显著减少。
[0452]
当每个样本被添加到缓冲区时，进行平均可以得到在线路频率5802和所有谐波(5804、5806等)处达到峰值的滤波器。这样可以选择性地累积线路频率和所有谐波，并且拒绝所有其他频率，使得dsp 2904的陷波滤波器仅减去固定频率的附加噪声。图58图示了根据一些实施例的dsp 2904的陷波滤波器或缓冲滤波器的结果的示例。为了产生图58中所示的缓冲滤波器，例如，5％的新样本被添加到95％的所累积的值来更新缓冲区。在实现方式特定情况下，每个新样本和所累积的值的其他组合百分比可以被组合。
[0453]
图59是根据一些实施例的用于对来自输入信号的噪声进行陷波滤波的方法5900的流程图。将参考图29来描述方法5900。然而，方法5900不限于该示例实施例。
[0454]
在5902中，dsp 2904访问输入信号，输入信号包括具有第一谐波频率的噪声并且具有噪声。输入信号中的噪声频率可以基本恒定。
[0455]
在5904中，dsp 2904确定输入信号中的静默时段。dsp 2904可以通过计算输入信号的斜率来确定静默时段。dsp 2904然后可以基于所计算的斜率低于阈值来确定静默时段
2904的应用中，快速传导组织识别滤波可以被执行来标识浦肯野纤维、心肌架构中的高各向同性/低各向异性片段以及疾病组织中的优先传导途径。在这样的应用中，dsp 2904可以在存在噪声的情况下访问浦肯野信号，诸如，感兴趣的高频信号。dsp 2904可以使用陷波滤波器来对该输入信号进行滤波。
[0467]
伪像在感兴趣信号中被识别时，可以被专门引入和表征，继而，滤波的直接自动化可以被应用以使得将这些诊断出的信号用作模板，以将信号从所取回的全部电图减去/滤除或以其他方式处理。例如，系统可以在导管接触且导管稳定的情况下，在有冲洗和无冲洗通过导管的情况下记录信号。差异可以表示然后可以被自动表征的伪像、所创建的模板以及用于允许系统的滤波和求和技术来移除伪像的模板。如本领域普通技术人员将理解的，当在现有除颤器以及皮下植入式心脏复律除颤器(icd)中使用时，这样的系统将是有益的。
[0468]
在6404中，dsp 2904对输入信号进行高通滤波来创建经滤波的信号。
[0469]
在6406中，dsp 2904将经滤波的信号中与噪声相关联的伪像与感兴趣的高频信号隔离。例如，dsp 2904可以隔离脉冲响应。
[0470]
dsp 2904可以通过计算经滤波的输入信号的斜率来隔离伪像。dsp 2904然后可以基于所计算的斜率高于阈值来确定伪像存在。dsp可以在伪像模板中表征伪像。dsp 2904可以基于经隔离的伪像来选择滤波器，使得伪像模板可以被用作滤波器。
[0471]
在6408中，dsp 2904在经隔离的伪像之前和之后将经滤波的信号消隐固定时段。dsp 2904可以可选地使用选定的滤波器来执行消隐。该消隐可以移除经隔离的伪像并且允许感兴趣的高频信号通过。dsp 2904可以在经隔离的伪像之前和之后将经滤波的信号缓冲固定时段。
[0472]
在一些实施例中，dsp 2904可以执行模式(或信号特性)匹配。心脏信号的模式匹配可以基于某种相关性。例如，相关性可以是统计学相关函数或平均绝对偏差。
[0473]
相关函数(cf)可以由公式1来指定。
[0474]
公式1：相关函数
[0475][0476]
平均绝对偏差函数(mad)可以由公式2来指定。
[0477]
公式2：相关函数
[0478][0479]
对于表面ecg，通常可以存在集合中的12条导联。在起搏(pace)匹配应用中，可能需要将所有12条导联与参考心搏的所有12条导联相关。参考心搏可以是表现出异常心搏时从患者获取的心搏，并且可以与电生理过程中来自导管的起搏心搏进行比较。在其他情况
下，可能只需要导联的子集被相关。在相关函数的情况下，形状的完美匹配可以为+1，而直接相反的形状可以为-1，并且无法测量振幅相似度。对于mad函数，完美匹配可以为0，直接相反可以为1，并且振幅差异可能导致匹配效果更差。
[0480]
对于多个导联比较，可能需要建立一些相似性度量。这可以是对集合中所有导联的分子和分母进行求和的公式1或公式2的平均值、中位数或者扩展。附加地，具有较大振幅的导联或表示待被强调的特征(例如，q波)的特定心搏范围可以被给予更大的权重。
[0481]
在所有比较中，导联可以被归一化为具有0dc偏移。这可能是因为在比较中仅形状(和振幅)很重要。
[0482]
在一些实施例中，模式(或信号特性)可以使用竖直卡尺来选择。竖直卡尺可以是gui选择小部件。图65图示了根据一些实施例的用于使用竖直卡尺6502、6504来选择数据范围(通常是一个心搏)的回顾窗口6500的示例。
[0483]
选定模式然后可以被保存为参考心搏(或已知信号模式)。图66图示了根据一些实施例的将选定模式保存为参考心搏的示例。图66中所示的“保存新模式”窗口6600可以允许用户查看先前保存的心搏(例如，已知的信号模式)6602，以决定新标识的心搏相对于先前保存的心搏是否足够独特而值得单独保存。当心搏被存储时，可以为其指定唯一的名称6604、颜色6606和/或描述(即，备注)6608。
[0484]
当用户想要发起搜索时，用户可以通过点击图65的回顾窗口6500中的选择模式按钮6510来打开可选择模式的窗口以进行搜索。图67图示了根据一些实施例的可选择模式的“选择要搜索的模式”窗口6700的示例。选择要搜索的模式的窗口6700可以显示所有存储的模式的可滚动列表6710。每个列表项左侧上的复选框6720可以允许用户选择相关联的模式。选择可以保持活跃状态，直到用户决定更改它们。当用户点击列表6710上的每个模式时，对应信号可以被显示在列表框下方的窗口6730中。窗口6730还可以显示允许用户输入可用于检测模式的置信度因子阈值(也称为模式检测阈值6740)的字段。例如，模式检测阈值6740在图67中被设置为80％。
[0485]
在用户选择了要搜索的模式并且单击“ok”6750之后，用户可以通过单击“启用/禁用模式”搜索按钮6512来启动搜索，“启用/禁用模式”搜索按钮6512可以在如图65所示的回顾窗口6500中变为活跃状态。在单击该按钮之后，模式搜索可以开始，并且与参考心搏匹配的心搏(例如，置信水平等于或大于选定的置信度因子阈值)被显示在回顾窗口6500上。找到的模式可以以图65的回顾窗口6500的两种不同模式(摘要视图和详细视图)来显示。如图68的回顾窗口6800所示，用户可以使用按钮摘要6802和细节6804来在这两种模式之间切换。
[0486]
在摘要视图中，在回顾窗口中显示的与模式匹配的信号分段可以使用与每个模式相关联的颜色来突出显示。多个模式可以在信号的同一分段上重叠。在摘要视图中，重叠区段可以使用不同的颜色来显示，以使得模式在每个分段中更清晰可见。
[0487]
图68图示了根据一些实施例的在图65的回顾窗口中的模式搜索摘要视图的示例，其中多个匹配模式被显示。如图68所示，表面ecg信号的四个区段6806、6808、6810、6812在回顾窗口6800中被突出显示。在该示例中，左侧上的两个区段6806、6808以两种颜色(或线条样式)被显示，这意味着这些区段的模式重叠。右侧上的两个区段6810、6812以分配给模式p1的颜色来显示，这指示在这些区段中仅找到p1模式。
[0488]
图69图示了根据一些实施例的图68的回顾窗口中的模式搜索摘要视图6900的示例，其中单个匹配模式被显示，而其他模式被隐藏。当经匹配的模式分段被显示时，小窗口6910可以在右侧上显示。该窗口可以允许用户示出或隐藏与所找到的每个模式相关联的匹配区段。在其初始状态下，所有找到的模式可以被检查。当用户取消检查每个模式名称旁边的复选框6912、6914时，对应突出显示的区段被隐藏。如图69所示，与模式p1 6916相关联的匹配区段6810、6812被隐藏。因此，图68中的单色区段6810、6812未在图69中显示，单色区段6810、6812在右侧上并且仅与模式p1匹配。然而，现在在图69中以与模式p4 6918相关联的颜色，显示了模式p1和p4重叠的左侧区段6806、6808。
[0489]
在细节视图中，模式细节可以被一次显示一个片段。细节视图可以通过在图68的回顾窗口6800中选择细节6804来启用。在细节视图中，实际模式可以使用分配给该模式的颜色而在匹配分段的顶部显示。图70图示了根据一些实施例的在图65的回顾窗口中，针对信号的细节视图的示例。
[0490]
如图70所示，细节视图7000可以一次显示一个模式细节。对于每个区段，如果多个模式重叠，则具有最高置信度因子的模式可以被首先示出。但是，用户可以通过在详细视图列表7006中检查其相关联的复选框7002、7004来选择查看其他重叠模式(例如，具有较低的置信度值)。在这种情况下，在细节视图7000中显示的信号可以被自动更改来反映新选择的模式。例如，如图70所示，模式p1 7008具有最高置信度值(例如，87.0％)，并且因此被首先示出。
[0491]
在细节视图中，每条导联的置信度值可以在“每条导联的置信度因子”表7010中使用水平条来显示，并且实际置信度值可以如图70所示在那些条顶部上提供。例如，导联i 7012指示置信度值为79.6％。高于用户设定的置信水平的置信度值(例如，当搜索模式被选择时)可以被显示为绿色，并且低于该阈值的值可以被显示为橙色，例如，可视地指示每个单独导联的置信水平是否满足用户期望的阈值。当用户单击“每个导联的置信度因子”表7010中的任何导联名称时，对应模式和信号上的匹配区段可以在“每个导联的置信度因子”表7010下方的“模式和信号跟踪”窗口7014中显示。两个按钮可以处于该窗口下方，允许用户更改所显示的信号上的时间7016和振幅标度7018，以准确查看信号的形状细节。如果所选择的时间7016或振幅标度7018使得信号部分可见，则滚动条可以被自动显示来允许用户访问信号的任何部分。
[0492]
细节视图7000还可以突出显示使用括号7020显示的信号分段和相关联匹配模式。这可以允许用户轻松标识细节视图7000中所示的信号区段。针对该模式的匹配置信度因子7022也可以在其中一个括号旁边指示。
[0493]
图71图示了根据一些实施例的示例窗口7100，示例窗口7100具有由导联提供的模式匹配置信度值(每个导联的置信度因子7102)。如图71所示，导联v1 7104和v2 7106低于置信度阈值并且被示出为橙色。
[0494]
如针对图64的方法所描述的，针对特定的伪像产生事件创建模板的概念也可以由所公开的系统用于模式匹配中。例如，与在瓣膜之上和之下以及在冠状动脉内收集的单极信号有关的瓣膜运动伪像的模式可以被用于创建模式模板，以使得操作者立即知道导管是否在瓣膜之上、瓣膜下方或冠状动脉中。如果模式模板内的冠状动脉轮廓被满足，则系统可以通过例如在消融手术期间不允许能量传递来作出响应。
[0495]
图72是根据一些实施例的用于模式匹配的方法7200的流程图。将参考图29来描述方法7200。然而，方法7200不限于该示例实施例。
[0496]
在7202中，dsp 2904访问所输入的心脏信号。
[0497]
在7204中，dsp 2904将所输入的心脏信号的一部分匹配到已知的信号模式。已知的信号模式可以在先前患者手术或当前患者手术期间捕获并且被存储在模式模板中。已知的信号模式也可以被存储在数据库中。
[0498]
dsp 2904可以基于相关函数来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。例如，dsp 2904可以基于平均绝对偏差(mad)函数来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。dsp 2904还可以基于置信度值来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。
[0499]
在7206中，显示模块2618显示匹配程度的指示。匹配程度的指示可以指定心脏起搏的位置。
[0500]
图73是根据一些实施例的用于模式匹配的方法7300的流程图。将参考图29来描述方法7300。然而，方法7300不限于该示例实施例。
[0501]
在7302中，dsp 2904访问所输入的心脏信号。
[0502]
在7304中，dsp 2904访问检测阈值。
[0503]
在7306中，dsp 2906基于检测阈值来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。已知的信号模式可以在先前的患者手术或当前的患者手术期间捕获。已知的信号模式可以被存储在数据库中。
[0504]
dsp 2904可以基于相关函数来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。例如，dsp 2904可以基于平均绝对偏差(mad)函数来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。
[0505]
dsp 2904可以基于已知信号模式的权重特定区域来将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。dsp 2904首先可以将所输入的心脏信号的一部分与已知的信号模式匹配。dsp 2904可以基于第一匹配来确定第一置信度值。dsp 2904然后可以将第二输入信号的一部分与已知的信号模式匹配。dsp 2904可以基于第二匹配来确定第二置信度值。dsp 2904可以对第一置信度值和第二置信度值求平均来创建平均置信度值。dsp 2904然后可以确定平均置信度值高于检测阈值。
[0506]
在7308中，显示模块2618基于匹配来显示所输入的心脏信号的突出显示的部分。例如，显示模块2618可以基于与已知信号模式相关联的颜色来显示所输入的心脏信号的突出显示的部分。
[0507]
在一些实施例中，dsp 2904可以执行晚电位和早激活检测。通过将利用常规晚电位滤波器独立显示的信号数据从激活的早期部位内插(interpolate)到所检测到的激活的晚期部位，系统可以推断出传导延迟的部位。该部位(或区域)可以使用任何兼容的三维制图系统来突出显示，这可以允许医师指导导管放置、记录该部位处的缓慢传导并且对该部位进行靶向消融。这些特征很难甚至不可能使用在将增益应用于小信号时饱和并且因此缓慢传导的部位可能以其他方式对医师保持不可见的系统来完成。
[0508]
本文的实施例得益于系统的高动态范围，以将数据从激活的早期部位内插到所检测的激活的晚期部位，并且利用常规晚电位滤波器来独立地显示数据。这样的实施例能够
实时(例如，实况的)并且在会话回放期间检测主信号显示窗口中的晚电位和早激活。通过单击主信号显示窗口中的“创建和管理搜索”按钮，用户可以为晚电位或早激活创建搜索条件、激活搜索并且管理现有搜索。
[0509]
图74图示了根据一些实施例的搜索定义窗口7400的示例，搜索定义窗口7400用于创建和管理对晚电位和早激活的搜索。为了将晚电位搜索添加到主信号显示窗口，用户可以在搜索定义窗口(例如，图74的搜索定义窗口7400)内单击“添加晚电位搜索”按钮7402。作为响应，晚电位检测配置窗口可以被显示，并且各种搜索参数可以由用户来定义。图75图示了根据一些实施例的用于定义晚电位的各种搜索参数的晚电位检测配置窗口7500的示例。
[0510]
用户可以创建至少一个模式来执行晚电位搜索。用户可以指定允许各种类型的搜索的各种晚电位搜索参数。如图75所示，用户可以定义以下参数中的一个或多个：搜索的名称(7502)、用于搜索的心搏模式的选择(7504)、搜索开始的参考点(7506)、选择哪个ecg导联来用于心搏检测(7508)、选择哪个心内导联来用于晚电位检测(7510)、使用从模式参考开始的搜索间隔和长度(7512)、心搏检测置信度阈值百分比(例如，80％)(7514)、晚电位检测置信度阈值百分比的选择(例如，80％)(7516)以及晚电位振幅阈值的选择(例如，0.015mv)(7518)。如本领域普通技术人员将理解的，用户可以定义各种其他参数。
[0511]
一旦所有参数被定义，搜索就可以被激活。当检测到晚电位时，信号显示窗口可以显示晚电位的位置以及其检测置信度。图76图示了根据一些实施例的示出了晚电位7602、7604、7606、7606、7608、7610的位置的示例信号显示窗口7600以及它们的检测置信度。回顾窗口还可以显示在搜索结果选项卡下检测到的所有晚电位。新创建的晚电位搜索可以在搜索定义窗口(例如，图74的搜索定义窗口7400)内列出。新创建的晚电位搜索可以在搜索定义窗口中当前定义的搜索区段下列出。
[0512]
用户可以以与晚电位搜索类似的方式来添加早激活搜索。用户可以指定各种早激活搜索参数，以进行各种类型的搜索。参数可以等同于晚电位搜索参数。区别在于搜索可以在参考线之前定义的搜索间隔中发生。图77图示了根据一些实施例的用于定义针对早激活的各种搜索参数(类似于针对图75所描述的那些)的早激活检测配置窗口7700的示例。
[0513]
一旦所有参数在早激活检测配置窗口7700中定义，搜索就可以被激活。当检测到早激活时，信号显示窗口可以示出早激活的位置以及其检测置信度和长度。图78图示了根据一些实施例的示例信号显示窗口7800，示例信号显示窗口7800示出了早激活7802、7804、7806的位置及其检测置信度。回顾窗口还可以显示在搜索结果选项卡下检测到的所有早激活。新创建的早激活搜索可以在搜索定义窗口(例如，图74的搜索定义窗口7400)内列出。新创建的早激活搜索可以在搜索定义窗口中当前定义的搜索区段下列出。
[0514]
用户可以使用搜索定义窗口来管理经定义的晚电位和早激活搜索。图79图示了根据一些实施例的用于管理经定义的晚电位搜索和早激活搜索的搜索定义窗口7900的示例。
[0515]
在搜索定义窗口7900中，所有活跃搜索可以在“当前定义的搜索”窗口7902中列出，并且用户可以运行、停止、删除或修改搜索。如果搜索被停止，则用户可以通过单击“运行”按钮7904来恢复运行搜索。例如，如图79所示，搜索ea1被停止7906，并且搜索lp1正在运行7908。在这种情况下，用户可以恢复运行ea1搜索并停止7910运行lp1搜索或使用其他选项(例如，删除7912和修改7914)。
[0516]
图80是根据一些实施例的用于检测早激活或晚电位的方法8000的流程图。将参考图29来描述方法8000。然而，方法8000不限于该示例实施例。
[0517]
在8002中，第一dsp 2904访问与表面导联相关联的第一心脏信号。
[0518]
在8004中，第一dsp 2904将第一心脏信号的心搏与已知信号模式匹配。第一dsp 2904可以基于相关函数来将第一心脏信号的心搏与已知信号模式匹配。例如，第一dsp 2904可以基于平均绝对偏差(mad)函数来将第一心脏信号的心搏与已知信号模式匹配。第一dsp 2904可以基于置信度值来将第一心脏信号的心搏与已知信号模式匹配。置信度值可以是用户定义的。
[0519]
在8006中，第二dsp 2904在所匹配的心搏之前和之后的时段内，搜索第二心脏信号中的早激活或晚电位。该时段可以是用户定义的时段。
[0520]
第二dsp 2904可以在包括第二心脏信号的一部分的缓冲区中搜索早激活或晚电位。第二dsp 2904可以基于振幅阈值来搜索早激活。
[0521]
使用早激活或晚电位，系统可以将早激活的部位处、来自导管的信号数据内插到晚电位的部位。系统可以使用常规晚电位滤波器来独立显示信号数据。使用经内插的信号数据，系统可以推断出传导延迟的部位。系统还可以与三维标测系统组合使用在某个部位处经内插的信号数据，以指导进一步的导管放置、记录该部位处的缓慢传导或对该部位进行靶向消融。
[0522]
在一些实施例中，显示模块2618可以使用瀑布视图(例如，图37a和37b中的瀑布视图)来显示一个或多个信号。瀑布视图窗口可以竖直堆叠与特定ecg导联上的选定模式匹配的心脏心搏，并且可以在每个检测到的心搏旁边显示用户选择的心内信号。后者可以相对于心搏模式内的参考点的用户定义间隔来示出。
[0523]
为了为瀑布视图设置参数，用户可以单击位于主信号显示工具栏中的“创建瀑布视图窗口”按钮。作为响应，瀑布显示配置窗口可以被显示。图81图示了根据一些实施例的瀑布显示配置窗口8100的示例。
[0524]
如图81所示，用户可以定义以下参数中的一个或多个。用户可以选择待搜索的心搏模式8102(例如，可以从将在瀑布视图中使用的已保存的心搏模式中选择)。用户可以在心搏模式上定义将用于显示间隔的参考点8104。如果参考点尚未被选择，则用户可以通过单击位于心搏模式列表下方的心搏模式显示窗口来添加参考点。类似地，现有参考点的位置可以通过单击心搏模式显示窗口来更改。用户可以选择表面ecg导联8106来进行心搏检测。用户可以定义ecg导联的显示间隔8108(例如，相对于模式参考点的起点和长度)。用户可以选择心内通道8110来进行搜索。用户可以定义心内导联的显示间隔8112(例如，相对于模式参考点的起点和长度)。用户还可以选择诸如时间或心搏的竖直滚动模式8114。
[0525]
图82图示了根据一些实施例的使用时间模式的瀑布视图8200的示例。当竖直滚动模式8114被设置为时间模式时，匹配信号可以随着时间连续向上滚动。因此，当没有检测到与选定模式匹配的心搏时，时间模式可以示出心搏之间的间隙8202。在时间模式下，最后心搏时间戳8204可以被示出在窗口的左下角上。
[0526]
当竖直滚动模式8114被设置为心搏模式时，瀑布视图窗口的竖直自动滚动可以被禁用，并且只有在检测到与选定模式匹配的新心搏时，心搏才可以向上滚动。图83图示了根据一些实施例的使用心搏模式的瀑布视图8300的示例。在心搏模式下，每个单独的心搏可
以带有时间戳记8302。
[0527]
一旦瀑布视图的所有参数被用户定义，如图82和图83中所示，瀑布视图窗口就可以并排显示两个信号。瀑布视图窗口可以使用时间模式或心搏模式来显示信号。导联8304、8306的名称可以被示出在窗口顶部。心搏模式名称8208也可以被示出在ecg导联名称8206旁。
[0528]
在瀑布视图窗口的工具栏内可以存在按钮，例如，瀑布参数按钮8210和显示参数按钮8212。瀑布参数按钮8210可以允许用户在打开瀑布视图窗口的同时调整显示参数。例如，用户可以改变显示间隔、竖直滚动模式或者本领域普通技术人员将理解的任何参数。
[0529]
用户可以禁用该特征。图84图示了根据一些实施例的显示参数窗口8400的示例。显示参数窗口8400可以允许用户改变各种显示参数。例如，用户可以使用将8416、8418重置为默认值的选项来调整每个导联的缩放8402、8404。用户可以添加8406或移除8408限幅。用户可以针对每个导联或导联子集来更改颜色8410、8412。用户可以禁用所显示的心搏的渐变(fading)8414。在一些实施例中，所显示的心搏随着它们向瀑布视图窗口的上部移动而可能渐变。
[0530]
在一些实施例中，根据一些实施例，ep硬件系统可以产生纯净的单极信号。ep硬件系统可以基于其具有ecg电路板和共享基本相同的电路配置和组件的多个ic电路板而产生纯净的单极信号，ecg电路板使用与每个ic电路板用于处理其对应ic信号基本相同的路径来处理ecg信号。单个威尔逊中心终端(wct)信号可以被用于ecg电路板和多个ic电路板。
[0531]
在一些实施例中，ep硬件系统可以充当所有其他系统的中央处理系统。ep硬件系统可以包括：ecg电路板，被配置为接收ecg信号；多个ic电路板，各自被配置为接收ic信号；通信接口，通信地耦合至远程设备；以及处理器，被耦合至ecg电路板、多个ic电路板和通信接口。ep硬件系统可以通过使得其处理器经由通信接口接收来自远程设备的反馈并且经由通信接口，基于ecg信号、ic信号和来自远程设备的反馈来控制远程设备，从而充当中央处理系统。
[0532]
ep硬件系统可以从远程设备接收反馈并控制远程设备，远程设备包括但不限于超声机器、射频(rf)发生器、刺激器、三维成像设备、心内超声心动图(ice)机器、荧光机器和除颤器。如本领域普通技术人员将理解的，远程设备可以是各种其他类型的设备。ep硬件系统可以使用通信协议，通过耦合到远程设备的通信接口来与远程设备通信，通信协议包括但不限于医学数字成像和通信(dicom)、以太网、通用串行总线(usb)和电气与电子工程师协会(ieee)802.11。如本领域普通技术人员将理解的，ep硬件系统可以使用各种其他通信协议来与远程设备进行通信。
[0533]
计算机系统的实现方式
[0534]
各种实施例可以例如使用一个或多个公知的计算机系统(诸如，图85所示的计算机系统8500)来实现。一个或多个计算机系统8500可以被用于例如实现本文所讨论的任何实施例及其组合和子组合。
[0535]
计算机系统8500可以包括一个或多个处理器(也被称为中央处理单元或cpu)，诸如，处理器8504。处理器8504可以被连接到通信基础结构或总线8506。
[0536]
计算机系统8500还可以包括(多个)用户输入/输出设备8503，诸如，监测器、键盘、指示设备等，计算机系统8500可以借助(多个)用户输入/输出接口8502而与通信基础结构
8506进行通信。
[0537]
处理器8504中的一个或多个可以是图形处理单元(gpu)。在一个实施例中，gpu可以是处理器，该处理器是被设计为对数学密集型应用进行处理的专用电子电路。gpu可以具有并行结构，并行结构对于并行处理大型数据块(诸如，计算机图形应用、图像、视频等常见的数学密集型数据)有效。
[0538]
计算机系统8500还可以包括主存储器或初级存储器8508，诸如，随机存取存储器(ram)。主存储器8508可以包括一级或多级高速缓存。主存储器8508可以在其中存储控制逻辑(例如，计算机软件)和/或数据。
[0539]
计算机系统8500还可以包括一个或多个次级存储设备或存储器8510。次级存储器8510可以包括例如硬盘驱动装置8512或可移除存储设备或驱动装置8514。可移除存储驱动装置8514可以是软盘驱动装置、磁盘驱动装置、磁带驱动装置、光盘驱动装置、光学存储设备、磁带备份设备或任何其他存储设备/驱动装置。
[0540]
可移除存储驱动装置8514可以与可移除存储单元8518交互。可移除存储单元8518可以包括其上存储有计算机软件(控制逻辑)或数据的计算机可用或可读存储设备。可移除存储单元8518可以是软盘、磁带、光盘、dvd、光存储盘或任何其他计算机数据存储设备。可移除存储驱动装置8514可以从可移除存储单元8518读取或写入。
[0541]
次级存储器8510可以包括允许计算机程序或其他指令或数据被计算机系统8500访问的其他部件、设备、组件、工具或其他方法。这样的部件、设备、组件、工具或其他方法可以包括例如可移除存储单元8522和接口8520。可移除存储单元8522和接口8520的示例可以包括程序盒和盒接口(诸如，在视频游戏设备中发现的程序盒和盒接口)、可移除存储器芯片(诸如，eprom或prom)和相关联的插槽、存储棒和usb端口、存储卡和相关联的存储卡插槽，或者任何其他可移除存储单元和相关联的接口。
[0542]
计算机系统8500可以进一步包括通信或网络接口8524。通信接口8524可以使得计算机系统8500能够与外部设备、外部网络、外部实体等(通过附图标记8528单独且共同地参考)的任意组合进行通信和交互。例如，通信接口8524可以允许计算机系统8500通过通信路径8526来与外部或远程设备8528通信，通信路径可以是有线的或无线的(或其组合)并且可以包括lan、wan、互联网的任何组合。控制逻辑或数据可以经由通信路径8526而传输到计算机系统8500以及从计算机系统8500传输。
[0543]
举几个非限制性示例，计算机系统8500也可以是个人数字助理(pda)、台式工作站、便携式计算机或笔记本计算机、上网本、平板电脑、智能手机、智能手表或其他可穿戴设备中的任一个、物联网的一部分或者嵌入式系统或者其任何组合。
[0544]
计算机系统8500可以是借助任何交付范式来访问或托管任何应用程序或数据的客户端或服务器，交付范式包括但不限于远程或分布式云计算解决方案；本地或内置软件(基于云的“内置”解决方案)；“即服务”模型(例如，内容即服务(caas)、数字内容即服务(dcaas)、软件即服务(saas)、管理软件即服务(msaas)、平台即服务(paas)、桌面即服务(daas)、框架即服务(faas)、后端即服务(baas)、移动后端即服务(mbaas)、基础架构即服务(iaas)等)；或者包含上述示例或其他服务或交付范式的任意组合的混合模型。
[0545]
计算机系统8500中的任何适用的数据结构、文件格式和方案均可以根据标准来导出，标准包括但不限于javascript对象符号(json)、可扩展标记语言(xml)、另一标记语言
(yaml)、可扩展超文本标记语言(xhtml)、无线标记语言(wml)、messagepack、xml用户界面语言(xul)或单独或组合使用的任何其他功能相似的表示形式。备选地，可以排他地或与已知或开放标准组合使用专有数据结构、格式或方案。
[0546]
在一些实施例中，包括其上存储有控制逻辑(软件)的有形非暂时性计算机可用或可读介质的有形非暂时性装置或制品在本文中也可以被称为计算机程序产品或程序存储设备。这包括但不限于计算机系统8500、主存储器8508、次级存储器8510和可移除存储单元8518和8522以及体现上述任意组合的有形制品。这样的控制逻辑在由一个或多个数据处理设备(诸如，计算机系统8500)执行时，可以使得这样的数据处理设备如本文所述进行操作。
[0547]
基于本公开中包含的教导，对于相关领域的技术人员将显而易见的是，如何使用除图85所示的数据处理设备、计算机系统或计算机架构之外的其他方式来制造和使用本公开的实施例。具体地，实施例可以与除本文描述的那些之外的软件、硬件和/或操作系统实现方式一起操作。
[0548]
结论
[0549]
本文所公开的ep记录系统在保留原始小信号的相关分量的同时，即，在ep环境中保留原始信息的完整性的同时，有效地移除了噪声并且移除或隔离了不希望的大信号。常规ep系统可以成功滤除噪声，但也可以滤除具有医疗团队希望看到的噪声的信号分量。常规ep系统还可能使用良好的软件滤波算法来生成并引入原始噪声中不存在的附加噪声和不希望的伪像。即使当常规ep系统采用最新的降噪方法时，常规ep系统也无法在同时存在诸如除颤和消融的大信号过程的情况下，以高置信度有效地收集纯净的小信号。这是因为常规ep系统跨相关频率范围(低(例如，0至100hz)、中(例如，100hz以上至300khz以下)和高(例如，超过300khz(包括300khz))不具有全面的信号采集和滤波解决方案，并且无法有效处理相差100s或1000s数量级的同步信号。相比之下，本文所公开的ep记录系统集成并应用了新颖的硬件电路、软件方法和系统拓扑来移除不希望的信号，但保留了在ep环境中发现的信号在相关频率范围内的原始信号波形。
[0550]
所公开的ep系统不必进行常规ep系统必须进行的折衷。而是，所公开的ep系统允许硬件和软件的各方面串联执行，以同时：(1)以高增益运行放大器来看到小信号；(2)通过在硬件中将破坏性大信号滤波最小化来防止限幅和饱和，以同时看到大信号，(3)对信号进行处理，在独立的显示器中将它们彼此分离，移除任何残留的噪声并且将所分离的信号同步，以及最后(4)使得用户能够操纵并分析大信号和小信号两者，使得信号伪像和事件可以精确地时间事件相关。
[0551]
图22a-图22b的示例性信号2200图示了这些概念，这些概念示出了在由所公开的ep系统获取、滤波和处理之后，在存在大瞬变、消融信号、除颤信号和ep环境噪声的情况下，ecg或ic心脏信号的可视化方面的改进。图22a示出了从小信号和大信号两者中移除噪声，以及在处理大信号时避免限幅。常规ep系统可以提供嘈杂的心脏信号2203，并且将信号2202人为地限幅来限制所显示的信号的振幅，以避免饱和的影响。所公开的ep系统获取并清楚地显示弱信号2214和强信号2205。利用所公开的ep系统，不需要人工限幅，并且强信号2204被完全限定(未限幅)。
[0552]
图22b图示了在存在噪声和大信号过程的情况下，ep系统能够揭示低振幅心脏信号和ep信号相关随机伪像的微分量。窗口2216图示了具有由所公开的ep系统揭示的期望信
号的高振幅和低振幅微分量2206的嘈杂信号2208。相比之下，如窗口2218所示，常规的ep系统可能无法成功揭示期望信号的低振幅和高振幅微分量。在更嘈杂的信号的情况下，期望信号的低振幅微分量2210可以被揭示，但是在常规ep系统中，更容易在噪声2212中丢失。期望信号的高振幅微分量2211可能会在常规ep系统中通过人工限幅而丢失。
[0553]
图22c图示了所公开的ep系统能够在没有饱和或延迟恢复的情况下，移除60hz噪声2220，同时保留了属于原始波形2224的60hz信号的分量2222。具体地，原始波形2224与伪像2220同时发生的的分量2222不会丢失。换言之，当大信号同时与小信号重叠时，所公开的ep系统可以纯净地标识、获取和处理两者。
[0554]
应当理解，具体实施方式部分而非任何其他部分旨在用于解释权利要求。其他部分可以阐述(多个)发明人所设想的一个或多个但不是全部示例性实施例，因此，不旨在以任何方式限制本公开或所附权利要求。
[0555]
尽管本公开描述了示例性领域和应用的示例性实施例，但是应当理解，本公开不限于此。其他实施例及其修改是可能的，并且在本公开的范围和精神内。例如，并且在不限制该段落的一般性的情况下，实施例不限于在附图中图示或本文中描述的软件、硬件、固件或实体。此外，实施例(无论是否在本文中明确描述)对于本文所描述的示例之外的领域和应用具有显著的实用性。
[0556]
本文中已借助图示特定功能及其关系的实现方式的功能构造块描述了实施例。为了便于描述，在本文中已任意定义了这些功能构造块的边界。只要指定功能和关系(或其等同物)被适当执行，就可以定义备选边界。而且，备选实施例可以使用与本文描述的顺序不同的顺序来执行功能块、步骤、操作、方法等。本公开还扩展到与使用或以其他方式实现本文所公开的硬件和系统的特征相关联的方法。
[0557]
本文中对“一个实施例”、“实施例”、“示例性实施例”或类似短语的引用指示所描述的实施例可以包括特定的特征、结构或特性，但是每个实施例可以不一定包括特定的特征、结构或特性。而且，这样的短语不一定指代相同的实施例。此外，当结合实施例描述特定的特征、结构或特性时，无论本文中是否明确提及或描述，将这样的特征、结构或特性并入其他实施例中将在本领域技术人员的知识范围内。附加地，一些实施例可以使用表述“耦合”和“连接”及其派生词来描述。这些术语不一定是彼此的同义词。例如，一些实施例可以使用术语“连接”或“耦合”来描述，以表示两个或更多个元素彼此直接物理或电接触。然而，术语“耦合”也可以表示两个或更多元素彼此不直接接触，但是仍然彼此协作或交互。
[0558]
本公开的广度和范围不应由任何上述示例性实施例来限制，而应仅根据所附权利要求及其等同物来限定。