устройство и способ для автоматического определения местоположений источников нарушений биологического ритма

Формула изобретения

1. Способ обнаружения одной или более причин нарушения сердечного ритма, включающий:

восприятие сигналов возбуждения сердца в множестве местоположений с использованием множества датчиков;

сбор данных от упомянутого множества датчиков, при этом данные включают местоположение датчика для каждого датчика и время возникновения возбуждения каждого сигнала возбуждения сердца в каждом местоположении датчика, так что собирают множество времен возникновения возбуждения в множестве местоположений датчиков; и

формирование последовательности множества времен возникновения возбуждения в множестве местоположений датчиков для построения пути возбуждения и

определение по меньшей мере одной приблизительной центральной области, связанной с путем возбуждения, указывающим на одну или более причин упомянутого нарушения сердечного ритма.

2. Способ по п.1, дополнительно включающий выбор причины из упомянутых одной или более причин, указывающей основную причину упомянутого нарушения сердечного ритма.

3. Способ по п.1, в котором путь возбуждения включает вращающийся паттерн или радиально исходящий паттерн.

4. Способ по п.1, в котором времена возникновения возбуждения в последовательности упорядочивают на основании их относительного времени возникновения возбуждения.

5. Способ по п.3, в котором вращающийся паттерн вращается вокруг по меньшей мере одной приблизительной центральной области или радиально исходящий паттерн исходит из по меньшей мере одной приблизительной центральной области.

6. Способ по любому из пп.1-5, дополнительно включающий визуальное изображение последовательности времен возникновения возбуждения в каждом местоположении датчика для отображения на дисплее пути возбуждения, указывающего на причину упомянутого нарушения сердечного ритма.

7. Способ по п.3, в котором упомянутый вращающийся паттерн или упомянутый радиально исходящий паттерн визуально отображают на дисплее.

8. Способ по п.6, в котором упомянутая приблизительная центральная область представляет собой ротор.

9. Способ по любому из пп.3-5, в котором упомянутый вращающийся паттерн или упомянутый радиально исходящий паттерн является повторяющимся.

10. Способ по п.1, в котором упомянутый путь возбуждения визуально отображают на дисплее.

11. Способ по п.1, в котором упомянутая по меньшей мере одна приблизительная центральная область является фокальным возбуждением.

12. Способ по любому из пп.1-5, дополнительно включающий фильтрацию шума сигнала.

13. Способ по любому из пп.1-5, в котором время возникновения возбуждения, связанное с временем возникновения возбуждения сигнала возбуждения сердца в местоположении датчика, включает время возникновения возбуждения и соответствующее время окончания.

14. Способ по п.13, в котором упомянутое время возбуждения включает диастолический интервал.

15. Способ по п.2, в котором упомянутый выбор упомянутой причины основан на критериях, выбранных из группы, включающей число повторений пути возбуждения, частоту повторений пути возбуждения, число локализованных причин, объем ткани, связанной с путем возбуждения, локализована или распределена причина, местоположение причины в сердце и их комбинации.

16. Способ по любому из пп.1-5, в котором упомянутое нарушение сердечного ритма выбирают из группы, включающей наджелудочковую тахикардию, наджелудочковую брадикардию, желудочковую брадикардию, фибрилляцию предсердий, трепетание предсердий, предсердную тахикардию, желудочковую тахикардию, желудочковую фибрилляцию или их комбинацию.

17. Способ по любому из пп.3-5, дополнительно включающий сохранение данных, связанных с упомянутым путем возбуждения, в базе данных.

18. Способ по любому из пп.3-5, дополнительно включающий дополнение или изменение пути возбуждения на основании сравнений с подобными путями возбуждения, связанными с данными, хранимыми в базе данных.

19. Система для обнаружения одной или более причин нарушения сердечного ритма, включающая:

множество датчиков в множестве местоположений для восприятия сигналов возбуждения сердца и

процессор, связанный с упомянутым множеством датчиков и конфигурированный для:

сбора данных от упомянутого множества датчиков, при этом данные включают местоположение датчика для каждого датчика и время возникновения возбуждения для каждого сигнала возбуждения сердца в каждом местоположении датчика, так что осуществляется сбор множества времен возникновения возбуждения в множестве местоположений датчиков;

формирования последовательности множества времен возникновения возбуждения в множестве местоположений датчиков для построения пути возбуждения и

определения по меньшей мере одной приблизительной центральной области, связанной с путем возбуждения, указывающим на одну или более причин упомянутого нарушения сердечного ритма.

20. Система по п.19, в которой процессор дополнительно конфигурирован для выбора упомянутой одной или более причин, указывающих основную причину упомянутого нарушения сердечного ритма.

21. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения того, что упомянутый путь возбуждения включает вращающийся паттерн или радиально исходящий паттерн.

22. Система по п.19, в которой процессор дополнительно конфигурирован для упорядочивания последовательности времен возникновения возбуждения на основании их относительного времени возникновения возбуждения.

23. Система по п.21, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения того, что вращающийся паттерн вращается вокруг по меньшей мере одной приблизительной центральной области или радиально исходящий паттерн исходит из по меньшей мере одной приблизительной центральной области.

24. Система по п.21, в которой процессор дополнительно конфигурирован для визуального изображения последовательности времен возникновения возбуждения в каждом местоположении датчика для отображения на дисплее пути возбуждения, указывающего причину упомянутого нарушения сердечного ритма.

25. Система по п.24, в которой дисплей выполнен с возможностью отображения упомянутого вращающегося паттерна или упомянутого радиально исходящего паттерна.

26. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения того, что упомянутая приблизительная центральная область представляет собой ротор.

27. Система по п.21, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения того, что упомянутый вращающийся паттерн является повторяющимся или упомянутый радиально исходящий паттерн является повторяющимся.

28. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения того, что упомянутая приблизительная центральная область является фокальным возбуждением.

29. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для фильтрации шума сигнала.

30. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения времени возбуждения, связанного с временем возникновения возбуждения сигнала возбуждения сердца в местоположении датчика, которое включает время возникновения возбуждения и соответствующее время окончания.

31. Система по п.30, в которой процессор дополнительно конфигурирован для определения того, что упомянутое время возбуждения включает диастолический интервал.

32. Система по п.20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для выбора упомянутой причины на основании критериев, выбранных из группы, включающей число повторений пути возбуждения, частоту повторений пути возбуждения, число локализованных причин, объем ткани, связанной с путем возбуждения, локализована или распределена причина, местоположение причины в сердце и их комбинации.

33. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для выбора упомянутого нарушения сердечного ритма из группы, включающей наджелудочковую тахикардию, наджелудочковую брадикардию, желудочковую брадикардию, фибрилляцию предсердий, трепетание предсердий, предсердную тахикардию, желудочковую тахикардию, желудочковую фибрилляцию или их комбинацию.

34. Система по п.20, дополнительно включающая запоминающее устройство для хранения данных, связанных с упомянутым путем возбуждения, в базе данных.

35. Система по п.21, в которой процессор дополнительно конфигурирован для дополнения или изменения пути возбуждения на основании сравнений с подобными путями возбуждения, связанными с данными, хранимыми в базе данных.

36. Система по п.19 или 20, включающая:

устройство для восприятия сигналов биологического возбуждения в множестве местоположений и

процессор, связанный с упомянутым устройством, при этом процессор конфигурирован для выполнения функций, указанных в п.19 или 20, для сигналов биологического возбуждения.

37. Система по п.19 или 20, в которой процессор дополнительно конфигурирован для диагностирования упомянутой одной или более причин упомянутого нарушения сердечного ритма.

Описание изобретения к патенту

ФЕДЕРАЛЬНЫЙ ГРАНТ

Часть исследования, описанного в данной заявке, финансировалось грантом R01 HL83359 Национального института здравоохранения. Поэтому правительство США может иметь определенные права на изобретение.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Данное изобретение относится в целом к области медицины и более конкретно к способу, системе и устройству для диагностирования, обнаружения источника и лечения аритмии и других нарушений биологических ритмов. В частности, данное изобретение может быть применено к минимально инвазивной технологии или хирургической технике для обнаружения, диагностирования и лечения упомянутых нарушений. Одна форма осуществления изобретения ориентирует это изобретение на нарушения сердечного ритма, другие - на нарушения электрической активности мозга и нервной системы, а также на электрические или сократительные нарушения гладкой мышцы желудочно-кишечной и мочеполовой систем.

ПРЕДПОСЫЛКИ СОЗДАНИЯ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Нарушения сердечного ритма очень широко распространены в США и представляют собой существенные причины заболеваемости, потери рабочих дней и смерти. Существует множество форм нарушения сердечного ритма, из которых наиболее сложными и трудными для лечения являются фибрилляция предсердий (atrial fibrillation, AF), желудочковая тахикардия (ventricular tachycardia, VT) и фибрилляция желудочков (ventricular fibrillation, VF). Другие ритмы, которые более просты для лечения, но также могут быть клинически важными, включают предсердную тахикардию (atrial tachycardia, AT), наджелудочковую тахикардию (supraventricular tachycardia, SVT), трепетание предсердий (atrial flutter, AFL), преждевременные предсердные комплексы/экстрасистолы (premature atrial complexes/beats, РАС) или суправентрикулярные экстрасистолы (supraventricular extrasytoles, SVE) и преждевременные желудочковые комплексы/экстрасистолы (premature ventricular complexes/beats, PVC). При некоторых условиях быстрое возбуждение нормального синусового узла может вызывать нарушение сердечного ритма в виде неадекватной синусовой тахикардии или циркуляции возбуждения (reentry) в синусовом узле.

Лечение нарушений сердечного ритма, особенно сложных AF, VF и VT, может быть очень трудным. Фармакологическая терапия особенно неоптимальна для AF (Singh, Singh и др., 2005) и VT или VF (Bardy, Lee и др., 2005), и в результате имеется значительный интерес к нефармакологической терапии. Абляция является многообещающей и все более широко используемой терапией для устранения нарушений сердечного ритма посредством перемещения датчика/зонда к сердцу через кровеносные сосуды или непосредственно в операционной и подачи энергии к причине(-ам) нарушения сердечного ритма, чтобы прекратить ее действие. Абляция первоначально использовалась для "простых" нарушений, таких как SVT, AFL, PVC, РАС, но все больше используется для AF (Cappato, Calkins и др., 2005), VT (Reddy, Reynolds и др., 2007) и в меньшей степени для VF (Knecht, Sacher и ДР., 2009).

Однако абляция часто затруднена, потому что инструментальные средства для идентификации и определения местоположения причины нарушения сердечного ритма неудовлетворительны, что препятствует попыткам подать энергию в правильную область, чтобы прекратить действие и устранить нарушение. При постоянной AF, очень распространенной форме AF, абляция имеет коэффициент успеха одной процедуры только 50-60% (Cheema, Vasamreddy и др., 2006; Calkins, Brugada и др., 2007) несмотря на длительность процедур 4-5 часов и коэффициент серьезных осложнений 5-10% (Ellis, Culler и др., 2009), включая смерть (Cappato, Calkins и др., 2009). Даже для "простых" нарушений, таких как предсердная тахикардия, не существует инструментов для того, чтобы выполнять диагностику и предлагать подходящее местоположение успешной абляции.

Даже самые сложные известные системы отображают данные, которые врач должен интерпретировать, без непосредственной идентификации и определения местоположения причины нарушения, которые позволяют врачу обнаруживать, диагностировать и лечить упомянутое нарушение. Это включает используемые в настоящее время способы, описанные в патенте US 5662108, патенте 5662108, патенте 6978168, патенте 7289843 и других патентах Beatty и коллег, патенте US 7263397 Hauck и Schultz, патенте US 7043292 Tarjan и коллег, патенте US 6892091 и других патентах Ben-Haim и коллег и патенте US 6920350 Xue и коллег.Эти способы и инструменты обнаруживают, анализируют и отображают электрические потенциалы, часто в сложных 3-мерных анатомических представлениях, но остаются не в состоянии идентифицировать и определять местоположение причин нарушений сердечного ритма, особенно для сложных нарушений, таких как AF. Это верно также для патентов Rudy и коллег (в частности, патентов US 6975900 и US 7016719), которые используют сигналы с поверхности тела, чтобы "проецировать" потенциалы на сердце.

Некоторые известные способы идентификации и определения местоположения причин нарушений сердечного ритма могут работать при простых нарушениях ритма, но нет известных способов, которые были бы успешными в отношении идентификации причин сложных нарушений, таких как AF, VF или полиморфная VT. Картирование возбуждения (прослеживание возбуждения назад к самому раннему участку) полезно только для простых тахикардий, плохо работает для AFL (непрерывного ритма без ясного "начала") и совсем не работает для AF с переменными путями возбуждения. Картирование с навязыванием ритма использует стимуляцию, чтобы идентифицировать участки, где стимулирующий электрод находится рядом с причиной нарушения ритма, однако стимуляция не может быть применена при AF и даже некоторых "простых" ритмах, таких как предсердные тахикардии, вследствие автоматических механизмов. Стереотипные местоположения известны для причин циркуляции возбуждения предсердно-желудочкового (атриовентрикулярного) узла, типичного AFL и пациентов с ранней (пароксизмальной) AF, но не для преобладающего большинства пациентов с постоянной AF (Calkins, Brugada и др., 2007), VF и другими сложными нарушениями. Таким образом, все еще не существуют способов идентификации и определения местоположения причины сложных нарушений сердечного ритма, таких как АР (Calkins, Brugada и др., 2007).

Пример систем для "простых" ритмов с устойчивым возбуждением от сокращения к сокращению дается патентом US 5172699 Svenson и King. Эта система основана на обнаружении диастолических интервалов, которые могут быть определены при "простых ритмах", но не при сложных ритмах, таких как фибрилляция предсердий (AF) или фибрилляция желудочков (VF) (Calkins, Brugada и др., 2007; Waldo и Feld, 2008). Кроме того, эта система не идентифицирует и не определяет местоположение причины, так как она исследует диастолические интервалы (между возбуждениями), а не сами возбуждения. Кроме того, она сосредоточена на желудочковой тахикардии, а не на AF или VF, так как она анализирует периоды времени между желудочковыми комплексами (QRS) на электрокардиограмме (electrocardiogram, ECG).

Другой пример - патент US 6236883 Ciaccio и Wit. Это изобретение использует концентрическое расположение электродов для идентификации и определения местоположения цепей циркуляции возбуждения. Соответственно, оно не будет находить невозвратные причины, такие как фокальные биения (focal beats). Кроме того, этот способ использования признаков и алгоритмов обнаружения локализации не будет работать для сложных ритмов, таких как AF и VF, где возбуждение в сердце изменяется от сокращения к сокращению. Он идентифицирует "медленное проведение в перешейке цепи циркуляции возбуждения", которое является признаком "простых" аритмий, таких как желудочковая тахикардия, но не определено для AF и VF.

В патенте US 6847839 Ciaccio и коллеги описывают изобретение для идентификации и определения местоположения контура циркуляции возбуждения при нормальном (синусовом) ритме. Это изобретение также не будет находить причины аритмии, которые являются не возвратными, а фокальными, из которых возбуждение исходит радиально. Во-вторых, этот патент основан на наличии в синусовом ритме "перешейка" для циркуляции возбуждения, что применимо для "простых" ритмов с устойчивым возбуждением между сокращениями, таких как VT (см. Reddy, Reynolds и др., 2007). Однако это неприменимо для сложных ритмов с изменяющимися путями возбуждения, таких как АР или VF.

Патент US 6522905 Desai - изобретение, которое использует принцип обнаружения начального участка возбуждения и определения его как причины аритмии. Этот подход не будет работать для простых видов аритмии вследствие циркуляции возбуждения, так как в этом случае нет никакого начального участка, потому что возбуждение представляет собой непрерывную "окружность". Этот подход также не будет работать для сложных аритмий, при которых возбуждение изменяется от сокращения к сокращению, таких как AF или VF.

Однако даже при простых нарушениях сердечного ритма часто трудно применять известные способы идентификации причин. Например, успех абляции для разных видов предсердной тахикардии ("простых" нарушений) может быть менее 70%. Когда хирурги выполняют исследования нарушения сердечного ритма (Сох, 2004; Abreu Filho, 2005), для них предпочтительна помощь экспертов по нарушениям сердечного ритма (специалистов по электрофизиологии сердца). Таким образом, абляция причины нарушения сердечного ритма может представлять сложность, и даже опытным практикующим врачам могут потребоваться часы для абляции некоторых "простых" нарушений ритма (с устойчивыми последовательностями возбуждения от сокращения к сокращению), таких как предсердная тахикардия или атипичное (левого предсердия) AFL. Ситуация по-прежнему более трудна для сложных нарушений сердечного ритма, таких как AF и VF, где последовательности возбуждения изменяются от сокращения к сокращению.

При отсутствии способов идентификации и определения местоположения причин AF человека врачи часто обращались к литературе о животных. В модели животного локальные причины сложной и нерегулярной AF (вызванной искусственными средствами) были идентифицированы и локализованы в виде "электрических роторов" или повторяющихся фокальных биений (Skanes, Mandapati и др. 1998; Warren, Guha и др. 2003). У животных роторы указываются сигналами, которые показывают высокую спектральную доминантную частоту (dominant frequency, DF) (высокую частоту) и узкую DF (указывающую регулярность) (Kalifa, Tanaka и др., 2006). Такие использования спектральных доминантных частот описаны в патенте US 7117030, выданном Berenfeld и коллегам.

К сожалению, упомянутые данные не воплощаются в эффективную терапию человека. Модели AF и VF животных вероятно отличаются от болезни человека. Например, AF животного редко является спонтанной, она редко начинается из-за триггерных механизмов легочной вены (которые являются обычными у пароксизмальной AF человека). И AF, и VF обычно изучаются на молодых животных без многочисленных сосуществующих патологий (Wijffels, Kirchhof и др., 1995; Gaspo, Bosch и др., 1997; Allessie, Ausma и др., 2002), наблюдаемых у пожилых людей.

У пациентов с AF участки, где частота высока (или участки с высокой спектральной доминантной частотой, DF), не были полезными целями для абляции. Недавнее исследование Sanders и коллег показало, что АР редко прекращается абляцией на участках с высокой DF (Sanders, Berenfeld и др., 2005). Другое исследование показывает, что участки с высокой DF являются обычными в предсердии, и абляция на этих участках не прекращает AF резко (как следовало бы ожидать, если бы участки с высокой DF были причинами) (Calkins, Brugada и др. 2007). Частично это может объясняться тем, что способ DF, который является эффективным для животных, может быть неточен при AF человека по многим причинам, как показано многими исследователями (Ng, Kadish и др., 2006; Narayan, Krummen и др., 2006; Ng, Kadish и др., 2007). Nademanee и коллеги предположили, что сигналы низкой амплитуды с высокочастотными компонентами (сложные фракционированные предсердные электрограммы, complex fractionated atrial electrograms, CFAE) могут указывать причины AF (Nademanee, McKenzie и др., 2004). Этот способ диагностики был включен в коммерческие системы фирмы Johnson and Johnson/Biosense. Однако этот способ также был подвергнут сомнению. Oral и коллеги показали, что абляция CFAE не прекращает AF или не предотвращает рецидив AF, когда применяется отдельно (Oral, Chugh и др., 2007) или когда добавляется к существующей абляции (Oral, Chugh и др., 2009).

Несколько изобретений в известном уровне техники, таких как патент US 5718241 Ben-Haim и Zachman, признают то, что AF является "аритмией сердца без поддающихся обнаружению анатомических целей, то есть без фиксированных аберрантных проводящих путей". В результате этот патент не идентифицирует и не определяет местоположение причины нарушения сердечного ритма. Вместо этого он сосредотачивает лечение на геометрии сердца нанесением линий абляции для "прерывания каждой возможной геометрической формы". Этот патент создает карты различных параметров сердца.

Многие изобретения используют заменители фактической причины аритмии сердца, не идентифицируя и не определяя местоположения упомянутой причины. Например, патент US 5868680 Steiner и Lesh использует "меры организации" в сердце, которые создаются сравнением последовательности возбуждения для одного возбуждения (биения) с последовательностью возбуждения для последующих биений, чтобы определять, произошло ли "какое-либо изменение пространственно-временного порядка". Однако это изобретение предполагает, что организация является наибольшей около критического участка для AF и меньшей на других участках. Однако это предположение может быть неправильным. В исследованиях на животных, индексы структуры падают с расстоянием от источника AF, затем фактически увеличиваются снова, так как возбуждение перестраивается на более удаленных участках (Kalifa, Tanaka и др., 2006). Кроме того, патент US 5868680 требует более одного сокращения. В результате такие способы идентифицируют множество участков, большинство из которых чаще всего не являются причинами AF. Эта несостоятельность идентификации и определения местоположения причин AF может объяснить, почему способы, основанные на организации, все еще не воплощены в улучшенное лечение для резкого прекращения AF.

Патент US 6301496 Reisfeld основан на заменителе картирования физиологических свойств, создаваемого на основе времени локального возбуждения и векторной функции. Он используется для отображения скорости передачи возбуждения или другой функции градиента физиологического свойства на физическое изображение сердца. Однако этот патент не идентифицирует или не определяет местоположение причины нарушения сердечного ритма. Например, многочисленные пути возбуждения при AF означают, что путь проведения возбуждения и, следовательно, скорость передачи возбуждения не известны между точками, используемыми для триангуляции. Кроме того, в случае ротора последовательности возбуждения, вращающиеся вокруг или исходящие симметрично из области ядра, могут фактически давать суммарную скорость, равную нулю.

По этим причинам эксперты заявили, что при AF "прямых доказательств электрических роторов в предсердии человека получено не было" (Vaquero, Calvo и др., 2008). Таким образом, несмотря на необходимость идентификации (и затем определения местоположения) локализованных причин AF человека в настоящее время это невозможно.

Для AF человека, особенно постоянной AF, отсутствие идентифицируемых и локализуемых причин означает, что абляция является эмпирической и часто вызывает повреждение приблизительно 30-40% предсердия, чего теоретически можно было бы избежать, если бы причина(-ы) была идентифицирована и ее местоположение было определено для минимально инвазивной абляции и/или хирургического лечения (Сох, 2005).

VT или VF человека являются существенными причинами смерти, которые плохо лечатся медикаментозно (Myerburg и Castellanos, 2006). Лечение в настоящее время включает размещение имплантируемого кардиовертер-дефибриллятора (implantable cardioverter defibrillator, ICD) у пациентов, подверженных риску, вместе с этим увеличивается интерес к использованию абляции для предотвращения повторных экстрасистол током ICD из-за VT/VF (Reddy, Reynolds и др., 2007). Идентификация и определение местоположения причин VT могут быть трудными, и абляция выполняется в специализированных центрах. При VF данные на животных позволяют предположить, что причины VF лежат в фиксированных областях около ткани Гиса-Пуркинье (Tabereaux, Walcott и др., 2007), однако это тоже очень плохо изучено у людей. Предшествующие описания идентификации и определения местоположения причин для VF требовали хирургического воздействия (Nash, Mourad и др., 2006) или были сделаны для сердец, удаленных из тела после пересадки сердца (Masse, Downar и др., 2007). Таким образом, в редких случаях минимально инвазивная абляция для VF сосредотачивается на идентификации ее триггерных факторов (Knecht, Sacher и др., 2009), но все еще не может выполняться для широких слоев населения.

Существующие измерительные инструменты, включая существующие конструкции из одного или множества датчиков (такие, как в патенте US 5848972 Triedman и др.), также не оптимальны для того, чтобы идентифицировать и определять местоположение причины (причин) сложных нарушений, таких как AF. Такие инструменты обычно имеют ограниченное поле наблюдения, которое является недостаточным для того, чтобы идентифицировать причины AF, которые могут находиться где угодно в любом предсердии и изменяться (Waldo и Feld, 2008). Альтернативно, они могут требовать так много усилителей для осуществления измерения в широкой зоне, что являются непрактичными для использования у людей. Осуществление измерения в широкой области является более выгодным и достигается у животных обнажением сердца хирургически (Ryu, Shroff Shroff и др., 2005) или удалением его из тела (Skanes, Mandapati и др., 1998; Warren, Guha и др., 2003). У людей даже хирургическое исследование единовременно исследует только частные области (например, Sahadevan, Ryu и др., 2004) и создает проблемы, подвергая сердце воздействию воздуха, анестезии и других средств, которые могут изменять нарушение ритма от формы, которая встречается клинически.

Таким образом, известные способы в значительной степени сосредоточены на картировании анатомии, чтобы идентифицировать, имеет ли пациент нарушение деятельности сердца, вместо того, чтобы определять причину или источник нарушения. Поэтому имеется насущная необходимость в способах и инструментах для непосредственной идентификации и определения местоположения причин нарушений сердечного ритма у отдельных пациентов, чтобы сделать возможной радикальную терапию. Это является особенно критичным для AF и других сложных нарушений ритма, для которых в идеальном случае система будет обнаруживать локализованные причины для абляции минимально инвазивными, хирургическими или другими способами.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Данное изобретение раскрывает способы, системы и устройства для идентификации, определения местоположения и лечения нарушений сердечного ритма. Определение местоположения и идентификация причин нарушений расширяют возможность направлять, выбирать и применять радикальное лечение. В частности, данное изобретение обеспечивает способ идентификации и определения местоположения электрических роторов, фокальных биений и других причин AF человека и других нарушений сердечного ритма. После идентификации может быть применено надлежащее лечение, чтобы уменьшить и возможно устранить нарушение, предпочтительно используя минимально инвазивные методы, как описано далее.

Это изобретение представляет собой значительное улучшение известного уровня техники. Например, в отличие от патента US 5718241, изобретение идентифицирует и определяет местоположение причин AF и других нарушений ритма, которые могут оставаться приблизительно в одном местоположении в сердце в течение многих часов (см. ниже пример для 47-летнего мужчины). В отличие от патента US 6847839 данное изобретение способно находить источники, появление которых скоротечно, или источники, которые могут перемещаться (они являются "функциональными"), что может объяснить изменения в AF. В отличие от патента US 5868680 настоящее изобретение непосредственно идентифицирует и определяет местоположение причины (причин) нарушения сердечного ритма, используя всего одно событие возбуждения (биение), как показано в примерах. В отличие от патента US 6301496, настоящее изобретение непосредственно идентифицирует и определяет местоположение электрических роторов, в которых возбуждение вращается вокруг области ядра, или фокальных биений с возбуждением, исходящим из них радиально.

Согласно одному аспекту изобретения предлагается способ обнаружения и/или диагностирования одной или более причин нарушения биологического ритма, включающий следующие шаги:

a) восприятие сигналов биологического возбуждения в нескольких местоположениях с использованием одного или более датчиков;

b) сбор данных от одного или более датчиков, при этом данные включают местоположения датчиков для каждого сигнала и время возбуждения каждого сигнала; и

c) анализ данных, чтобы идентифицировать и определить местоположение одной или более причин упомянутого нарушения биологического ритма.

Согласно другому аспекту изобретения предлагается система для обнаружения и/или лечения одной или более причин нарушения биологического ритма, включающая:

a) сенсорное устройство для восприятия сигналов биологического возбуждения в множестве местоположений; и

b) компьютерный процессор, связанный с упомянутым сенсорным устройством, для сбора и обработки принимаемых от него данных, причем собираемые данные включают местоположения датчика для каждого сигнала и время возбуждения или длительность времени возбуждения каждого сигнала, при этом обработка включает упорядочение моментов возникновения возбуждения в местоположениях датчика для построения пути возбуждения, указывающего на причины упомянутого нарушения биологического ритма. Программное обеспечение для выполнения упорядочения, включающее алгоритм, также может использоваться.

Согласно еще одному аспекту изобретение включает в себя способ лечения нарушения биологического ритма, включающий:

a) восприятие сигналов биологического возбуждения в множестве местоположений с использованием одного или более датчиков;

b) сбор от одного или более датчиков данных, которые включают местоположения датчика для каждого сигнала и время возбуждения каждого сигнала; и

c) анализ данных, чтобы идентифицировать существование и определить местоположение одной или более причин упомянутого нарушения биологического ритма; и

d) выбор одной или более причин как указывающих основную причину нарушения биологического ритма; и

e) лечение основной причины для уменьшения или устранения нарушения биологического ритма.

Согласно другому аспекту изобретения предлагается способ обнаружения и/или диагностирование одной или более причин нарушения сердечного ритма, включающий следующие шаги:

а) восприятие сигналов возбуждения сердца в множестве местоположений с использованием одного или более датчиков;

b) сбор от одного или более датчиков данных, которые включают местоположения датчика для каждого сигнала и время возбуждения каждого сигнала; и

c) анализ данных, чтобы идентифицировать и определить местоположение существования одной или более причин упомянутого нарушения сердечного ритма.

Согласно другому аспекту изобретения предлагается система для обнаружения и/или лечения одной или более причин нарушения сердечного ритма, включающая:

a) сенсорное устройство для восприятия сигналов возбуждения сердца в множестве местоположений; и

b) компьютерный процессор, связанный с упомянутым сенсорным устройством, для сбора и обработки принимаемых от него данных, причем собираемые данные включают местоположения датчиков для каждого сигнала и время возбуждения или длительность времени возбуждения каждого сигнала, при этом обработка включает упорядочение моментов возникновения возбуждения в местоположениях датчиков для построения пути возбуждения, указывающего на причины упомянутого нарушения сердечного ритма. Программное обеспечение для выполнения упорядочения, включающее алгоритм, также может использоваться.

Согласно еще одному аспекту изобретение включает в себя способ лечения нарушения сердечного ритма, включающий:

a) восприятие сигналов возбуждения сердца в множестве местоположений с использованием одного или более датчиков;

b) сбор от одного или более датчиков данных, которые включают местоположения датчика для каждого сигнала и время возбуждения или длительность времени возбуждения каждого сигнала; и

c) анализ данных для идентификации существования и определения местоположения одной или более причин упомянутого нарушения сердечного ритма; и

d) выбор одной или более причин как указывающих основную причину нарушения сердечного ритма; и

е) лечение упомянутой основной причины для уменьшения или устранения упомянутого нарушения сердечного ритма.

Согласно еще одному аспекту изобретения предлагается регулируемое сенсорное устройство для восприятия нарушения сердечного ритма, включающее:

a) трубчатое тело, имеющее первый и второй конец;

b) датчик расширяемой конфигурации, прикрепленный к одному концу упомянутого тела, при этом датчик включает множество переплетенных ветвей датчика, которые при скручивающем движении изменяют интервал между ветвями датчика, так что конфигурация датчика способна к контакту с люминальной поверхностью сердечной камеры, когда по меньшей мере частично расширена; и

c) оболочку втягивания для удержания и доставки конфигурации датчика.

Согласно еще одному аспекту изобретения предлагается регулируемое сенсорное устройство для восприятия нарушений сердечного ритма, включающее:

a) трубчатое тело, имеющее первый и второй конец;

b) узел датчиков с диаметрально расширяемой имеющей форму спирали конфигурацией, который включает множество датчиков, при этом конфигурация датчиков способна к контакту с внутриполостной поверхностью сердечной камеры, когда по меньшей мере частично расширена; и

c) оболочку втягивания для удержания и доставки конфигурации датчиков.

Все шаги восприятия, сбора, анализа, выбора и лечения описываются подробно ниже.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Чертежи составляют часть этого описания и включают примеры осуществления изобретения, которое может быть воплощено в различных формах. Очевидно, что в некоторых примерах различные аспекты изобретения могут быть показаны увеличенными для облегчения понимания изобретения.

Фиг.1 представляет собой изображение сердца, показывающее применение датчиков, катетера абляции и электронных компонентов обработки данного изобретения, которые обрабатывают сигналы от сердца и упорядочивают их в соответствии с изобретением.

На фиг.2 показана конструкция сенсорного устройства данного изобретения, которое обнаруживает биосигналы для широкой области сердечной камеры с низким разрешением, а затем для более узкой области с более высоким разрешением.

На фиг.3 показана другая конструкция сенсорного устройства данного изобретения, которое обнаруживает биосигналы для широкой области сердечной камеры с низким разрешением, а затем для более узкой области с более высоким разрешением.

На фиг.4 показана другая конструкция сенсорного устройства данного изобретения, которое обнаруживает биосигналы для широкой области сердечной камеры с низким разрешением, затем для более узкой области с более высоким разрешением.

Фиг.5 иллюстрирует некоторые типы сигналов от сердца, анализируемые в соответствии с изобретением, и определяет некоторые выбранные термины, включая начало возбуждения, конец возбуждения и диастолический интервал.

Фиг.6 - блок-схема, показывающая анализ сигналов в многочисленных местоположениях для идентификации и определения местоположения причин нарушений биологического ритма в соответствии с данным изобретением.

На фиг.7 показана форма осуществления изобретения, изображающая вычисление кривых поведения (реституции) в зависимости от частоты для сигналов человека, со вставкой физиологических паттернов в некоторых случаях.

На фиг.8 показано, что реакция на частоту (реституция) продолжительности монофазного потенциала человека может отличаться, когда она измеряется между навязанными ритмами и AF.

На фиг.9 показано прямое назначение фазы.

Фиг.10 представляет собой блок-схему формы осуществления изобретения, показывающую, как воспринимаемые сигналы и хранимые данные в базе данных могут использоваться для создания и использования карты вероятности, чтобы улучшить ясность для идентификации и установления местоположения причины нарушения биологического ритма.

На фиг.11 - пример использования изобретения у 47-летнего мужчины. Показана выборка сигналов (электрограмм) внутри левого и правого предсердий и коронарного синуса пациента с фибрилляцией предсердий.

На фиг.12 показаны результаты использования способа и системы настоящего изобретения, которые идентифицировали электрический ротор и определили его местоположение для правого предсердия. Путь возбуждения, как видно, вращается вокруг области ядра. Область ядра также показана на изображении предсердии этого пациента как красная точка в боковой стенке правого предсердия.

На фиг.13 показано, что в течение менее 6 минут прямой абляции в области ядра, идентифицируемой на фиг.12, AF замедлилась и закончилась нормальным ритмом (синусовым ритмом), таким образом демонстрируя, что фактически было определено местоположение причины AF и она была успешно устранена.

На фиг.14 показано, что после того, как AF была прекращена, было невозможно снова запустить AF даже очень быстрой стимуляцией предсердия (длина цикла 230 мс, эквивалентная более 260 ударам/мин). Более быстрая стимуляция теперь была блокирована (не стимулировала предсердие).

На фиг.15 показаны примеры других пациентов с локализованными причинами AF человека, обнаруженными этим изобретением. Электрические роторы показаны у двух пациентов в левом предсердии. Насколько известно авторам, эти примеры являются первыми реальными демонстрациями существования электрических роторов при AF человека.

На фиг.16 показан другой пример локализованной причины фокального биения AF у 56-летнего пациента. На фигуре показана причина фокального биения в левом предсердии, где путь возбуждения показывает возбуждение, исходящее из нее радиально. Абляция в этом местоположении также резко прекратила AF.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Определения

Для целей этого изобретения будут применяться следующие определения:

Обнаружение/диагностирование: термины обнаружение и диагностирование нарушения ритма в этой заявке используются взаимозаменяемо.

Время возбуждения: Для данного сердечного сигнала это время возникновения возбуждения.

Длительность времени возбуждения: Для сигнала данного сердечного биения это период времени и форма сигнала между моментами возникновения возбуждения и конца возбуждения. Диастолический интервал - период времени от конца возбуждения биения до возникновения возбуждения следующего биения (фиг.3).

Путь возбуждения: Это упорядочение времени возникновения возбуждения в местоположениях датчика для создания различимого характерного паттерна, включая, например, паттерн, вращающийся вокруг области ядра, указывающий на ротор, паттерн, радиально исходящий из области ядра, указывающий на причину фокального биения, или распределенный паттерн, требующий дополнительного измерения сигналов и повторения описанных выше шагов анализа.

Идентификация и определение местоположения: Процесс распознавания наличия локализованной или распределенной причины нарушения сердечного ритма, затем определение положения упомянутой причины относительно местоположений датчика или относительно известных анатомических позиций в сердце.

Нарушение сердечного ритма: Патологический ритм, часто требующий лечения. Нарушения включают, не ограничиваясь этими примерами, быстрые ритмы верхних камер сердца (предсердий), такие как быстрое и патологическое возбуждение нормального синусового узла (неадекватная синусовая тахикардия или циркуляция возбуждения синусового узла), предсердная тахикардия (AT), наджелудочковая тахикардия (SVT), трепетание предсердий (AFL), преждевременные предсердные комплексы/экстрасистолы (РАС) и сложные ритмы фибриляции предсердий (AF) и некоторые формы атипичного трепетания предсердий. Быстрые ритмы могут также встречаться в нижних камерах сердца (желудочках), включая такие, как желудочковая тахикардия (VT), фибрилляция желудочков (VF), двунаправленная тахикардия и преждевременные желудочковые комплексы/экстрасистолы (PVC). Нарушения сердечного ритма могут также быть медленными, включая синусовую брадикардию, эктопическую предсердную брадикардию, атриовентрикулярную брадикардию, атриовентрикулярную блокаду и идиовентрикулярный ритм.

Причина нарушения биологического или сердечного ритма: Этот термин используется в данной заявке взаимозаменяемо с "источником" нарушения биологического или сердечного ритма. Он относится, не ограничиваясь этими примерами, к вращающемуся паттерну последовательности возбуждения вокруг области ядра, указывающему на ротор, паттерну, радиально исходящему из области ядра, указывающему на причину фокального биения, или распределенному паттерну. Согласно настоящему изобретению при нахождении распределенной причины измерение сигнала производят в дополнительных многочисленных местоположениях и шаги обнаружения и анализа изобретения повторяются. Эти причины непосредственно ответственны за сохранение нарушения сердечного ритма.

Датчик: Этот термин используется в данной заявке взаимозаменяемо с электродом. Он относится к устройству для обнаружения и передачи сигналов от сердца или к сердцу.

До настоящего изобретения причины нарушений биологического ритма человека и, в частности, нарушений сердечного ритма, не были идентифицированы. Настоящее изобретение представляет первый известный случай описания способа обнаружения, диагностирования и впоследствии эффективного лечения, точным и минимально инвазивным образом, причины (причин), которая поддерживает, сохраняет или "управляет" биологическими нарушениями человека. Этот способ дает возможность врачу модифицировать или устранить эти источники, чтобы устранить нарушение. Одна из предпочтительных форм осуществления предназначена для минимально инвазивных процедур для устранения нарушений сердечного ритма, однако изобретение также может быть применено к хирургическому лечению и для нарушений генерации или распространения электрического импульса в органах, таких как мозг, центральная нервная система (где оно может определять местоположение причин эпилепсии или эпилептического припадка), периферическая нервная система (где оно может обнаруживать опухоли), скелетная мышца и гладкая мышца, такая как желудочно-кишечный тракт, мочевой пузырь и матка.

В соответствии с одной из форм осуществления изобретения раскрывается устройство, например сенсорное устройство, такое как электродный катетер, для измерения сигналов от многочисленных местоположений в человеческом органе, таком как человеческое сердце, при изменении пространственного разрешения и полей наблюдения и с устройством для изменения числа воспринимающих каналов соответственно.

В соответствии с одной из форм осуществления изобретения раскрывается способ идентификации и определения местоположения электрических роторов, фокальных биений и других локальных причин для сердечных ритмов, включая сложные ритмы, такие как AF, VF и полиморфная VT. Формы осуществления изобретения могут использовать способы обработки и программные способы, такие как упорядочение последовательности возбуждения для построения пути возбуждения, способы обработки, такие как преобразование Гильберта, другие способы фазовой задержки, анализ пространственной когерентности и другие способы.

В одной из форм осуществления изобретения собранные от датчиков и проанализированные данные хранятся в базе данных, которая автоматически обновляется. Упомянутая база данных используется для того, чтобы помочь врачу в диагностике/обнаружении локальных причин или классификации паттерна причин нарушений ритма, например, в форме карты распределения вероятности причин у больных с определенными характеристиками.

В соответствии с другой формой осуществления изобретения предлагается устройство для отображения причин биологического ритма в формате, который может помочь врачу в лечении. Например, экран визуального дисплея может быть подключен к процессору, чтобы сделать возможным наглядное отображение пути возбуждения и визуальное определение местоположение ядра ротора, фокального источника или другой причины нарушения. Звуковые форматы также могут использоваться отдельно или в комбинации с визуальным форматом. Например, в дополнение к визуальному описанию источника, такого, чтобы ядро могло быть визуально идентифицировано, или вместо него, координаты источника и его ядра могут быть предоставлены пользователю звуковыми индикаторами относительно местоположения и причины нарушения. Визуальное изображение особенно желательно, потому что оно обеспечивает врача ясным представлением причины и обеспечивает основу для идентификации ядра причины, что очень облегчает выбор лечения. Например, визуальное представление фактического ротора или фокального биения позволяет врачу точно решить, куда направить катетер абляции или применить другое лечение.

В соответствии с другой формой осуществления изобретения, когда причина нарушения идентифицирована, устройство лечения или способ для изменения или разрушения участка источника, который идентифицирован и местоположение которого определено, может быть применено для лечения или устранения нарушения ритма. Неограничивающие примеры устройств и способов лечения включают использование деструктивной энергии (абляции), например, с помощью катетеров абляции, хирургические способы абляции, хирургическое удаление или использование устройств внутри сердца, таких как имплантируемые провода или другое физическое устройство, стимулирующую энергию (стимуляцию), прямую доставку фармакологических средств, клеточную терапию или другие методы вмешательства. В одной из форм осуществления изобретения катетер, способный к восприятию сигналов от тела и, в частности, от сердца, может включать также средства лечения, например, способные подавать энергию абляции, энергию стимуляции, средства лекарственной терапии, средства клеточной терапии, например, использующей стволовые клетки или генную терапию, или другие средства лечения. Таким образом, такой катетер может использоваться как при обнаружении, так и при лечении нарушения. Данное изобретение особенно подходит для обнаружения, диагностики и лечения сложных нарушений сердечного ритма, таких как например, VF, полиморфная VT, трепетания - мерцания (двунаправленная тахикардия) и AF, при этом сразу после точной идентификации и точного определения локализованной причины может быть реализована точная и целенаправленная абляция локализованной причины. Идентификация и определение физического местоположения причины ранее были невозможны, и, следовательно, даже для опытных врачей успешное лечение было необычайно сложным и сопровождалось намного меньшей вероятностью существенного уменьшения нарушений или их устранения.

В дополнение к обнаружению причины и последующему лечению сложных нарушений сердечного ритма данное изобретение может быть применено для помощи в диагностировании и лечении "простых" ритмов, исходящих из единственного участка, ускоряя и упрощая анализ для врача. Что касается нарушений сердечного ритма, то такие простые нарушения включают фокальные предсердные тахикардии, мультифокальные предсердные тахикардии (multifocal atrial tachycardias, MAT), циркуляцию в синусовом узле или неадекватную синусовую тахикардию, желудочковую тахикардию (VT), преждевременные предсердные комплексы (РАС) и преждевременные желудочковые комплексы (PVC).

В изобретение включены способ и система для сбора данных, включающая воспринимающие устройства и регистрирующие системы. Собираемые данные включают, по крайней мере, местоположение каждого датчика, который передал один или более сигналов, и время возникновения, в которое появляется каждый сигнал возбуждения, или длительность времени возбуждения. Процессор принимает эту информацию и последовательно располагает моменты возникновения возбуждения. Результатом этого вычисления является создание пути возбуждения, который создает характерный паттерн для нарушения и указывает как местоположение, так и тип причины нарушения (ротор, фокальный источник или распределенный паттерн, то есть нелокализованный источник, требующий сбора дополнительных данных из другой области сердца или другой области тела). Упорядочивание данных таким образом создает путь возбуждения, который может быть визуально изображен на визуальном дисплее, чтобы показать в случае роторного источника фактический вращающийся паттерн ротора такой, что ядро ротора является визуально очевидным и может легко идентифицироваться и, следовательно, лечиться. Это справедливо и для картины радиально испускающего источника, такого как фокальное биение. Последовательное расположение моментов возникновения возбуждения каждого датчика позволяет определять местоположение фокальных нарушений ритма так, что местоположение фокального ядра может быть легко определено на визуальном дисплее для целенаправленного и точного лечения. По желанию, источники ритма или причины отображаются в течение некоторого периода времени, чтобы позволить врачу полностью наблюдать точку или область, являющуюся причиной, и делать удобную оценку относительно адекватного лечения в местоположении причины. В одной из форм осуществления изобретения данные и/или визуальные отображения обработанных данных (то есть "видеоклип" пути возбуждения) делают ясным характерный паттерн причины нарушения ритма. Сохранение такой информации позволяет врачу сверяться с предыдущими паттернами для помощи в идентификации, определении местоположения и лечении сходных причин. В некоторых примерах такая хранимая информация делает возможной экстраполяцию измеренных данных в реальном времени, чтобы обеспечить прогнозируемые модели или разъяснить некоторые измеренные паттерны, используя сходные известные паттерны.

Еще одна форма осуществления изобретения предлагает способ и систему для лечения упомянутых причин, часто посредством модификации или деструкции ткани, в которых находятся причины. Предпочтительная форма осуществления позволяет использовать изобретение в режиме обзора "не в реальном времени", "автономном", а не непосредственно во время процедуры лечения пациента.

Способ и система изобретения могут быть применены для определения местоположения источников (то есть нахождения физического местоположения причины) генерации или распространения патологического электрического импульса в мозге или центральной нервной системе с использованием электроэнцефалограммы или другого признака, чтобы направлять инвазивное лечение (хирургию) или внешнее облучение лучом для идентификации и лечения приступов или эпилептических фокусов либо фокальных опухолей (злокачественных или иных). Изобретение также может использоваться для идентификации источника патологического распространения импульса в поперечно-полосатой мышце (такого, как повреждение в скелетной мышце), желудочно-кишечной системе (такого, как спазм пищевода), мочеполовой системе и системе органов дыхания. Изобретение может использоваться также для обнаружения опухолей (злокачественных или иных) в любой системе тела. Изобретение имеет применения также вне медицины, например, для определения местоположения источника сейсмического явления или для определения местоположения источников энергии совместно с такими системами как радар или сонар.

Изобретение включает несколько вариантов способа и системы для выполнения способа. В качестве примера, а не ограничения, согласно одному аспекту изобретения сигналы принимают от множества местоположений в органе с нарушением ритма посредством изменения интервала между датчиками для оптимизации четкости упомянутого восприятия. Наиболее предпочтительная форма осуществления изобретения предусматривает также регистрацию таких сигналов от сердца или другой части тела во время нарушения ритма и сохранение их в базе данных. Местоположение каждого датчика, связанного с конкретным сигналом, а также моменты возникновения возбуждения в каждом датчике передаются процессору для анализа, который включает последовательное расположение для формирования пути возбуждения, идентифицирующего причину нарушения и конкретное местоположение причины в теле. Создание базы данных причин, которая может вручную или автоматически обновляться, позволяет обращаться к базе данных для помощи в идентификации и определении местоположения причин нарушения. Эти данные используются, когда собранные данные пациента имеют недостаточное качество, чтобы сравнивать настоящий паттерн с ранее записанными ритмами для определения, является ли ритм тем же самым или другим, или чтобы сравнивать паттерн данного пациента с паттерном другого пациента, такого как пациент со сходными клиническими характеристиками. Ранее сохраненные данные предыдущего случая могут использоваться для помощи в идентификации, определении местоположения и отображения причины нарушения ритма в данном случае.

Визуальное отображение источников нарушения чрезвычайно полезно для врача, потому что оно служит визуальным руководством к определению существования и определению местоположения причины и позволяет при последующем целенаправленном и точном лечении уменьшать или устранять нарушение ритма.

В других аспектах изобретения ранее сохраненные данные другого случая могут использоваться для идентификации, определения местоположения и отображения причины нарушения ритма в данном случае. Эти впоследствии может использоваться для планирования применения данного изобретения в будущей процедуре.

ОПИСАНИЕ ИСПОЛЬЗУЕМЫХ КОМПОНЕНТОВ (МОДУЛЕЙ) И УСТРОЙСТВ

На фиг.1 показано схематическое изображение различных полезных компонентов (модулей), которые могут использоваться в способе и системе изобретения. Модули могут быть отдельными друг от друга и совместно взаимодействовать для выполнения своих функций, или же один или более модулей могут быть объединены друг с другом и входить в состав процессора так, чтобы система имела меньше отдельных аппаратных блоков. На фиг.1 изображена форма осуществления изобретения, которая позволяет определять местоположение причины нарушения во время минимально инвазивной чрескожной процедуры или других процедур, таких как процедуры, использующие поверхностную ECG, магнитокардиограмму, эхокардиографическое и/или доплеровское измерения с помощью ультразвука, электромагнитного излучения, звуковых волн, микроволн или изменений электрического импеданса.

На фиг.1 электрические события в сердце 10 регистрируются воспринимающими электродами. Эти электроды могут быть катетерами 20, помещенными в камеры или сосуды сердца, включая изготовленные по заказу регистрирующие катетеры, показанные на фиг.2-4. Электроды также могут быть продолжениями выводов от имплантированного кардиостимулятора или кардиовертер-дефибриллятора. Катетеры, используемые для записи монофазных потенциалов возбуждения или других сигналов, обычно доставляют через полую вену 20-21 или коронарный синус 22. Несмотря на то, что специализированные катетеры фиг.2-4 особенно полезны для настоящего изобретения, способ и система изобретения не обязательно должны использовать их, так как могут применяться любые катетеры или воспринимающие устройства, используемые внутри или снаружи тела, которые способны точно передавать времена возбуждения и местоположения его возникновения.

Электроды 23 могут регистрировать сигналы от эпикардиальной или перикардиальной поверхности сердца, доступной посредством электродов 21 в коронарном синусе, посредством электродов 23 в перикардиальном пространстве или другими путями. Электроды могут располагаться вблизи нервов 15, иннервирующих сердце, которые могут располагаться в левом предсердии и желудочках. Электроды могут быть виртуальными (вычисляемыми) электродами от компьютеризированной системы картирования, стандартными электродами или электродами 30 картирования ECG с высоким разрешением, электродами, имплантированными под кожу или на ней, или используемыми в способах неинвазивного приема сигналов без непосредственного контакта с сердцем или телом. Связанная с электродами информация может быть получена также из электрограмм, хранимых в базе 160 данных.

Электрод 25, помещенный около сердца, может использоваться для изменения или разрушения областей, которые находятся вблизи или непосредственно в местоположении причины (причин) нарушения ритма. Если электрод является катетером абляции, то он подключается к генератору 60 энергии. Другие электроды могут подключаться к контроллеру 40 и модулю 50 стимуляции, и все они по желанию связываются с контроллером 70 процесса. Абляция или стимуляция могут быть направлены на иннервирующие сердце нервы 15, которые расположены в многочисленных местоположениях сердца. Внутренние электроды абляции могут быть заменены внешней системой абляции, такой как внешние зонды во время хирургии, или системой для получения фокусируемого пучка облучения или фотонов, как в случае лечения рака. Кроме того, изменение источников, то есть лечение причин нарушения, может быть достигнуто доставкой надлежащих фармацевтических составов, генной терапией, клеточной терапией или удалением ткани (при хирургии или с использованием специализированных устройств).

Контроллер 70 процесса может включать различные компоненты или модули. Один такой компонент или модуль выполнен в виде модуля 80 измерения, который способен регистрировать сигналы во время нарушения ритма, регистрировать различные частоты в отсутствие нарушений ритма (путем стимуляции) и/или регистрировать во время частот сердечных сокращений, которые моделируют нарушение сердечного ритма (стимуляцией или другими способами). Усилители сигналов (не показаны) могут использоваться для улучшения четкости и интенсивности сигнала, и контроллер процесса также может интеллектуально назначать наименьшее число регистрирующих усилителей для восприятия от достаточного числа местоположений, чтобы идентифицировать причину и определять ее местоположение. Например, система может использовать только 50-60 физических каналов усилителя для регистрации сигналов от 128 датчиков (например, от двух коммерчески доступных многополюсных катетеров), записывая сигналы этих 128 датчиков на основе "общего времени" при квантовании времени, или активизируя отдельные/многочисленные датчики вблизи причины ритма при деактивации других. Эти функциональные возможности "коммутации" могут выполняться коммутирующим компонентом, который подключает сенсорное устройство к электронной системе управления и который может быть воплощен в одном или более других компонентов. Коммутация может быть ручной или автоматической, определяемой, например, тем, где лежат причины нарушения сердечного ритма. Модуль 90 взаимодействует с модулем стимуляции для обеспечения дополнительных частот сердечных сокращений для измерения биосигнала. Это особенно полезно для режима работы "не в реальном времени" (режим 6), потому что это дает возможность изучать сердце при различных частотах сердечных сокращений даже при отсутствии конкретного диагностируемого и лечимого нарушения сердечного ритма.

Способ и система изобретения обрабатывают собранные данные, используя аналитические способы, которые могут выполняться аналитическими модулями. Например, на фиг.1, модуль 100 является частью I "средства анализа". Упомянутая часть средства анализа определяет возникновение и конец биологического сигнала во времени в каждом воспринимаемом местоположении. Это реализуется созданием последовательности времен возбуждения (хронометрирование возникновения) и времен восстановления (хронометрирование конца) во время ритма во времени (фиг.6). Сигнал представляется как напряжение с течением времени (то есть как последовательность напряжение-время). Время возбуждения может обрабатываться многими способами. Наиболее простой включает ручное назначение в каждом местоположении. Автоматизированное или расчетное назначение может быть достигнуто использованием нулевого значения первой производной для определения максимума или минимума, нулевого значения второй производной для указания максимальной скорости нарастания или убывания или аналогичными способами. Моменты возникновения возбуждения и конца возбуждения также могут быть назначены, если ряд напряжения-времени пересекает порог. Другой возможный способ назначения времен возбуждения использует сопоставление с паттерном. Например, паттерн, выбранный для представления продолжительности возбуждения, может коррелироваться с сигналом в многочисленные моменты с течением времени. Время, когда упомянутые величины корреляции высоки, указывает повторение упомянутого эталона, и таким образом считаются временами возбуждения. Эталон, используемый для этого анализа, может быть получен также из данных, хранимых в базе данных, или вычислен с использованием оценки частоты сердечных сокращений для ритма в этом местоположении. Одновременные регистрации многочисленных датчиков могут помочь при анализе возбуждения, особенно для сложных ритмов, таких как AF или VF, когда качество сигнала зашумлено, низкого качества или показывать многочисленные компоненты в разное время. Из одновременных регистраций выбирается опорный сигнал, предпочтительно в ближайшем местоположении к анализируемому каналу. Сигналы в опорном канале используются для выбора сигнала или компонентов сигнала в анализируемом канале. Это может быть сделано с помощью компонентов, которые сохраняют сходный хронометраж в течение времени, с использованием сопоставления образцов или функций корреляции, векторного анализа или других способов. Если требуется много способов, могут быть применены эвристика, способы распознавания паттернов и так называемые подходы "нечеткой логики", ограничиваемые известной патофизиологией предсердия.

Модуль 110 является частью II средства анализа, которая фактически вычисляет и определяет местоположение, то есть определяет существование и местоположение источников (причин) нарушения сердечного ритма.

Некоторые формы осуществления изобретения включают "средство терапии", которая может включать один ли более модулей, предназначенных для совместного выполнения различных функций в системе и способе. Например, модуль 120 на фиг.1 может отвечать за определение местоположения и картины миграции источников нарушения ритма в сердце. Он может быть первым модулем средства терапии и использоваться для вычисления местоположения и пространственной области, которую необходимо изменить, чтобы лечить или устранить нарушение ритма. Лечение может осуществляться подачей энергии абляции или других средств, как рассмотрено выше, и не просто в одну точку или область, если источник мигрирует во время абляции. Модуль 130 является типичным для другого модуля средства терапии, и в предпочтительном варианте осуществления непосредственно взаимодействует с генератором энергии абляции (разрушения), изменения (абляции или стимуляции) или стимуляции (задания ритма) ткани на участках, которые вероятно представляют источники. Альтернативно, модуль 130 может использоваться для изменения ткани без деструктивной энергии, например путем доставки фармацевтических средств или генной либо клеточной терапией.

Модуль 170 системы, показанной на фиг.1, является типичным инструментом для отображения идентификации или определения местоположения причин визуально или акустическим образом, для помощи врачу в лечении или устранении нарушения ритма. Например, этот модуль может включать экран дисплея, который позволяет обеспечить текстовую, графическую визуализацию на экране и/или акустическое представление ротора, очага или другой причины нарушения, ясно наблюдаемую врачом. В некоторых формах осуществления изобретения "видеоклип" найденного нарушения будет представляться на экране. Этот видеоклип является представлением в реальном времени фактической причины и местоположения нарушения. Например, как только анализ данных был сделан в соответствии со способом изобретения, то есть местоположения сигналов и их моменты возникновения возбуждения были последовательно упорядочены, результаты этого анализа и вычисления будут показаны на экране в виде пути возбуждения. Если паттерн пути возбуждения показывает серию возбуждений, вращающихся вокруг центрального ядра, то найден ротор, и он фактически является причиной нарушения. Аналогично, если паттерн пути возбуждения показывает ряд возбуждений, которые испускаются радиально из центральной области ядра, то найден фокальный источник и он фактически является причиной нарушения. Таким образом, способ изобретения обеспечивает прямое нахождение причины нарушения и удобную визуализацию существования, типа и местоположения нарушения. Когда распознаваемый паттерн не найден, то есть не определен путь возбуждения, тогда может подойти дополнительное измерение сигнала посредством перемещения местоположений датчиков и/или включением уже помещенных датчиков. Дополнительные выборки сигналов затем могут быть обработаны в соответствии с изобретением и показаны на экране. Если посредством дополнительного измерения и обработки данных причина будет найдена, то может быть принято решение относительно адекватного лечения. В случае когда распределенный путь возбуждения и паттерн найдены, дальнейшее дополнительное измерение может быть желательно до тех пор, пока врач не определит его достаточность. В некоторых случаях результат обработки будет представлять нахождение существования и местоположения ротора или радиально испускающего очага. В других случаях, где распределенный паттерн остается даже после повторного измерения и обработки, диагностика может быть сделана исключением ротора или фокальных биений как причины. Таким образом, нахождение ротора или фокальной точки (биения) будет по существу обнаружением и диагностикой одновременно, тогда как отсутствие такого нахождения будет диагностикой, которая может исключить наличие любой из этих причин нарушения.

Режим 1. Измерение сигнала (фиг.1, позиция 80)

Измерение сигнала может выполняться в реальном времени во время процедуры - для абляции или лечения нарушения ритма, заранее - для планирования процедуры, или впоследствии - для проверки нарушения. Как указано выше, сигналы собирают в одном или более мест органа, используя датчики различных типов. Контактные датчики должны поддерживать как можно более хороший контакт с тканью. В предпочтительном режиме электроды должны регистрировать характеристики на многочисленных участках одновременно или почти одновременно. Самые быстрые нарушения сердечного ритма, такие как AF, имеют длительность цикла более 100 мс, так что регистрацию сигнала в течение существенно меньшего времени считают "почти одновременным". Альтернативный режим работы позволяет осуществить перемещение датчика в последующие участки. Изобретение может использоваться с любым существующим сенсорным устройством.

Хотя множество коммерчески доступных электродных устройств может использоваться для измерения сигнала, наиболее полезные формы осуществления устройства для измерения сигнала показаны на фиг.2-4. Эти устройства используют множество датчиков, которые могут по отдельности активироваться, или деактивироваться, или перемещаться относительно друг друга. Это делает возможным адаптивное пространственное разрешение, при котором расстояние между датчиками может по желанию увеличиваться или уменьшаться. Широко разнесенные датчики обеспечивают широкое поле наблюдения, чтобы "рассмотреть" ритм для большой части органа (например, левого предсердия сердца). Как только местоположение источника приблизительно определяется, конфигурацию по желанию изменяют, чтобы уменьшить расстояние между датчиками для более высокого пространственного разрешения в узком поле наблюдения. Конфигурация с тесным расположением датчиков предпочтительна для подачи энергии в область фокусирования для лечения источника.

Адаптивное пространственное разрешение - важное преимущество различных форм осуществления данного изобретения. Оно может быть достигнуто физическим перемещением датчиков. На фиг.2 показана концентрическая спираль (элемент 200) с многочисленными элементами датчиков (электродами или щупами) для восприятия сигналов и, в некоторых случаях, для подачи энергии или другой лечебной терапии (элемент 205). Спирали располагаются с широкими интервалами, когда части катетера остаются неразвернутыми (элемент 210) внутри трубки (элемент 215). Вращение и продвижение узла обеспечивают ввод большего числа зондов в камеру и уменьшают расстояние между ними. На фиг.3 показана другая форма осуществления катетера согласно изобретению в виде регулируемого веерного катетера с многочисленными меридиональными элементами (элемент 230), каждый из которых включает множество чувствительных элементов (электродов или зондов) (элементы 240), предназначенных также для восприятия и в некоторых случаях для подачи энергии или другой лечебной терапии. Путем комбинации кручения или скручивающего движения по оси трубки (элемент 245), как изображено на фигуре, меридиональные элементы могут располагаться с большими интервалами (элемент 230) или с меньшими интервалами (элемент 235), то есть пространственно регулироваться. На фиг.4 показана другая форма осуществления сенсорного катетера согласно изобретению в виде конструкции регулируемого штопора с небольшим количеством спиральных меридиональных элементов (элемент 260), завершающихся на тупоконечном атравматическом конце (элемент 270). Как и у структур конструкций на фиг.2 и 3, меридиональные элементы фиг.4 могут включать многочисленные элементы (электроды или зонды) (элементы 265). Штопор может продвигаться вперед или втягиваться в оболочку при манипуляциях трубкой (элемент 280) для увеличения или уменьшения размера штопора и/или интервала между зондами. Эти конструкции могут выполняться большими или меньшими, чтобы соответствовать большему или меньшему органу (например, предсердию с изменяющимися размерами), или субструктурам, включая легочные вены или верхнюю полую вену, которые могут быть источниками таких ритмов, как AF. Физическое перемещение может производиться врачом вручную или автоматически с использованием механизмов. Учитывая наблюдаемые изобретателями свойства источников нарушений сердечного ритма, желательно, чтобы датчики воспринимали по меньшей мере приблизительно 25% площади поверхности одной или более камер сердца. Эти конструкции приведены только в качестве иллюстрации и не предназначены для ограничения действительной физической конструкции или применения данного изобретения.

Оптимальный контакт для каждого датчика может контролироваться контроллером 70 процесса для соответствия ситуации различными способами. Например, контроллер 70 процесса может проверять контакт по стабильности в амплитуде воспринимаемых сигналов. В качестве второго варианта контроллер 70 процесса может заставлять модуль 50 стимуляции испускать сигналы через электроды 20-30 и использовать амплитуду вызванных реакций для проверки контакта. В качестве третьего варианта модуль 70 обработки может определять контакт, подтверждая стабильное сопротивление ткани (например, при AF, где стимуляция невозможна). В качестве других вариантов могут использоваться катетеры, предназначенные для исследования картин умеренных повреждений или для непосредственного измерения контактного усилия. Кроме того, манипуляция катетером может управляться с помощью робота в полуавтоматическом или автоматическом режиме, а также вручную.

Адаптивное пространственное разрешение может быть достигнуто также с помощью электроники. Датчики в упомянутом регулируемом сенсорном устройстве подключены к электронной системе управления, которая может активировать или деактивировать отдельные датчики. Это может выполняться вручную, например если врач желает сосредоточиться только на одной области органа, или автоматически контроллером процесса (фиг.1), чтобы сосредоточиться на области, которая определена как область, где находится источник сердечного ритма. Электронное устройство коммутации управляет независимым переключением соединений между датчиками и электронной системой управления, чтобы максимизировать использование применяемого на практике числа каналов усилителя. Эти электронные компоненты могут быть воплощены различными комбинациями традиционных (проводных) электродов, волоконной оптики, конструкциями интегральных микросхем, полученных травлением подложек, биологических датчиков, химических датчиков, фармацевтических датчиков, пьезоэлектрических датчиков, инфракрасных датчиков, формированием соответствующих пациенту оптических изображений, оптродов, дистанционных датчиков и других конструкций.

Электронная коммутация также может достигаться квантованием времени. Может требоваться восприятие сигналов от большого количества местоположений, но количество каналов восприятия может быть ограничено. Квантование времени сигнала может регистрировать большее количества каналов восприятия от меньшего количества каналов. Например, сигналы часто дискретизируются каждые 1 мс (с частотой 1 кГц), хотя данных, собираемых каждые 10 мс или около этого, часто достаточно для анализа источника AF или VF. Таким образом, система может воспринимать данные в местоположении 1 в течение 3 мс, в каждом местоположении 2 и 3 в течение 3 мс, затем возвращаться к датчику 1, чтобы повторить цикл в момент времени 10 мс. Таким способом сигналы из 90 местоположений могут восприниматься при использовании 30 каналов. Может использоваться любая подходящая конфигурация, в зависимости от времени переключения аппаратных или программных средств и с учетом коэффициентов шума при переключении между каналами. Чтобы увеличить эффективное количество каналов, может использоваться много других способов, включая передачу мультиплексируемых сигналов по волоконно-оптическому или другому устройству, или сохранение сигналов в оперативной памяти и затем использование анализа в автономном режиме, чтобы усиливать и анализировать каждый сигнал в порядке очереди.

Число воспринимаемых местоположений может быть увеличено также при использовании комбинации датчиков, находящихся в контакте с различными плоскостями сердца. Например, электроды на эндокардиальной (внутренней) поверхности сердца могут быть дополнены электродами на эпикардиальной (внешней) поверхности и, возможно, электродами в самой сердечной мышце (посредством имплантированных электродов), чтобы увеличить общее пространственное разрешение. Это представляет особую ценность в предсердии, стенка которого тонка, и эпикардиальные и эндокардиальные электроды могут охватывать близкие области. В желудочке или в областях предсердия с толстой стенкой различные плоскости могут предоставлять различную информацию.

В некоторых предпочтительных формах осуществления восприятие может выполняться с помощью одного или более датчиков (зондов), перемещаемых последовательно в органе во время нарушения сердечного ритма. Когда используется единственный зонд, сигналы от каждого местоположения выравниваются относительно эталонной точки сигнала синхронизации. Этот способ просто применять, когда ритм относительно регулярен в пределах сердца, в таких случаях, как "простые" нарушения типа фокальной предсердной тахикардии или трепетания предсердий. Однако этот способ также может использоваться как примерный ориентир, если ритм нерегулярен в пределах сердца, например в случаях сложных ритмов AF или VF. Этот способ обеспечивает преимущество потребности использования меньшего количества датчиков, и он будет работать, если источники показывают некоторую стабильность в пространстве. Например, несмотря на то, что AF нерегулярна, возбуждение может быть регулярным в локализованных источниках, например в некоторых местоположениях, таких как вблизи легочных вен.

Одной из наиболее предпочтительных форм осуществления для использования последовательного восприятия в многочисленных местоположениях иллюстрируется ниже для перемещающегося зонда с двумя датчиками (такого, как два двухполюсника клинического четырехполюсного катетера), хотя может быть применено больше датчиков, если они имеются в распоряжении. В каждом местоположении один датчик считают опорным, и исходными временами для последовательных циклов (сокращений) являются реперные метки. Разность во времени возбуждения второго датчика используется для указания относительного положения во времени. Зонд затем перемещается так, чтобы один датчик лежал над ранее воспринимаемым местом. Второй датчик теперь воспринимает новое местоположение и может регистрировать относительные начала многочисленных сокращений в этом местоположении. Способ повторяется для всей области, представляющей интерес. Поскольку этот способ вводит стабильность в относительную синхронизацию между местоположениями, нестабильность может вноситься вновь стохастически при использовании наблюдаемых изменений синхронизации от биения к биению в каждом местоположении.

Альтернативный подход состоит в использовании градиентов скорости и/или организации в камере, сравниваемых с хранимыми данными из базы данных для этого ритма (включая AF или VF). После восприятия последовательных местоположений скорость активации в обеих полостях сравнивается с хранимыми паттернами, которые описывают эти отношения для различных источников (роторы или фокальные биения) и окружающих участков. Метод минимизации ошибки (такой, как наименьшая квадратичная ошибка) может использоваться для оценки местоположения источника. Оценки могут быть адаптивно усовершенствованы на основании сходства с подмножествами или хранимыми паттернами и при использовании алгоритмической, эвристической, нечеткой логики или другой схемы распознавания образов. Этот процесс повторяется итерационно. Для пространственно согласующегося источника вторые и последующие итерации добавят точность к первоначальной оценке и могут быть сосредоточены в местоположениях, наиболее близких к оцениваемому источнику.

Доставка лечения может быть другой функцией сенсорного устройства, которая будет подробно описана ниже.

Режим 2. Вычисление причин нарушений сердечного ритма

Первым шагом в анализе является определение типа сигнала с использованием поисковой таблицы, показанной на фиг.5, позиции 400-460. Этот шаг определяет, приходит ли сигнал из сердца (cardiac), мозга, системы органов дыхания, желудочно-кишечного тракта, мочеполовой системы и так далее. В случае сердца сигналом может быть поверхностная ECG, внутрисердечный, эхокардиографический или другой сигнал. Если сигнал интракардиальный, то сигнал далее классифицируется как потенциал действия (монофазный потенциал действия), биполярная электрограмма, униполярная электрограмма или другой. Некоторые из этих сигналов обеспечивают высококачественную информацию (например, регистрация монофазного потенциала действия в сердце), в то время как другие этого не делают. Сигналы с пониженным качеством, по всей вероятности, будут требовать предварительной обработки, фильтрации, усреднения, сравнения с сигналами, хранимыми в базе данных для этого пациента в разное время, и других вычислительных шагов, чтобы сделать возможным определение местоположения источника. На фиг.6 сигнал анализируется в промежутке между шагами 800-840, чтобы идентифицировать его тип в поисковой таблице (из фиг.5). Это включает назначение моментов возникновения возбуждения и конца возбуждения и интервала между сокращениями (диастолического интервала), который зависит от типа сигнала, показанного в поисковой таблице на фиг.5. Поисковая таблица может быть всесторонним списком биосигналов с данными относительно различной физиологической роли каждого компонента для вычислительных целей. Компоненты могут изменяться с частотой и могут колебаться от сокращения к сокращению. Каждый компонент сигнала может отражать четко выраженный аспект нормальной или патологической физиологии и таким образом указывать вероятность того, что может возникать нарушение ритма. Данные примеры не предназначены для ограничения объема поисковой таблицы, которая может включать сигналы от других мышц (например, скелетной мышцы, мочевого пузыря и желудочно-кишечного тракта), мозга и нервной системы.

Следующий шаг в анализе должен определить для каждого воспринимаемого местоположения физиологический сигнал, который будет анализироваться. Цель состоит в том, чтобы полученный в результате сигнал лучше всего представлял фактическое физиологическое возбуждение и восстановление, встречающиеся при нарушении сердечного ритма в каждом местоположении. «Чистый» зарегистрированный сигнал (сигнал, который имеет высокое отношение сигнал/шум), является физиологическим сигналом. Если сигнал зашумлен, то фильтрация, подавление шумов и другие схемы могут быть необходимы для выявления физиологического сигнала. Упомянутые схемы подавления шумов могут требовать задержки пациентом дыхания в течение нескольких секунд во время регистрации сигнала. Для анализа нарушений ритма предсердий физиологический сигнал лучше всего регистрировать между возбуждением желудочков (в интервале R-R), что может быть облегчено путем уменьшения сокращения сердца (интервал R-R продлевается) с помощью средства для замедления желудочкового ритма или понижения частоты кардиостимулятора у больных с такими устройствами.

Графики 600-670 на фиг.7 иллюстрируют одну из наиболее предпочтительных форм осуществления для построения физиологических сигналов с использованием вычислительных методов для компенсации ограничений вследствие зашумленности данных или их низкого качества. Сначала определяется реакция на частоту сигнала каждого типа (монофазных потенциалов действия (monophasic action potentials, MAP), показанных на графиках 600, 620, 640). Это выполняется посредством восприятия сигналов при изменяющихся частотах, когда ритм нарушен или когда ритм не нарушен (например, при стимуляции, см. режим 6). Реакция длительности сигнала (показанная для MAP) на частоту показана на графиках 610, 630, 650, и она показывает, что MAP сокращается при возрастающей частоте (то есть когда диастолический интервал сокращается). Необходимо отметить, что реакция на тот же самый набор частот может изменяться, когда пациент имеет и не имеет нарушения сердечного ритма. На фиг.8 графики 700-740 показывают это. Стимуляция с подачей одного дополнительного импульса (экстрасистолы) на графике 700 приводит к кривой 710 реституции, показанной на фиг.8, как только начинается AF. Однако через несколько минут кривая реституции изменяется, как показано на графиках 720-740.

Один подход, воплощенный в данном изобретении, заключается в создании "гибридного" сигнала посредством вставки физиологического паттерна в момент каждого времени возникновения возбуждения (графики 660-670). Физиологический паттерн может быть получен усреднением зарегистрированных сигналов за какое-то время (алгебраически, из медианы среднего значения по биениям или другим способом), усреднением сигналов в соседних местоположениях (пространственным усреднением), из монофазных потенциалов действия в различных местоположения (графики 660-670), фильтрацией существующих униполярных или биполярных сигналов в частотной или частотно-временной области, или путем использования хранимых паттернов из базы данных (фиг.1, 160). Когда используются хранимые сигналы, свойства, включая длительность этих физиологических паттернов, могут подстраиваться по частоте с использованием характера изменения реакции на частоту (реституции). Хранимые сигналы могут быть получены от данного пациента, другого пациента со сходными характеристиками или другими хранимыми взаимосвязями. Эти процессы могут быть применены к отдельным возбуждениям или к полному сигналу.

Этот способ приводит к физиологическому представлению активности в каждом местоположении с течением времени, которое иначе было бы трудно получить в бьющемся сердце пациента во время минимально инвазивных процедур. Это имеет применения помимо нарушений сердечного ритма. Например, упомянутый физиологический паттерн может быть моделью ионной функции клетки. Это дает возможность согласовать во времени функцию ионных токов у каждого датчика моделируемых клеток с каждым наблюдаемым возбуждением с целью изучения динамики токов кальция, токов калия или других процессов в бьющемся сердце пациента. В качестве еще одного примера, этим физиологическим паттерном может быть модель фармакологического лиганда, позволяющая изучать изменение характеристики бьющегося сердца для определенных фармакологических средств. В желудочно-кишечном тракте модели секреции клеточного гормона могут исследоваться для каждого перистальтического "биения". В мозгу знание кинетики нейромедиатора или выделения эндорфина для дискретных мозговых волн (получаемое неинвазивно, посредством поверхностной электроэнцефалограммы, или инвазивно, при хирургическом вмешательстве) может помочь понять и лечить различные состояния. Лечение эпилептических состояний с использованием данного изобретения является одной из форм осуществления изобретения. Это изобретение включает также способ определения эффекта фармакологического или биологически воздействующего средства на тело, путем коррелирования поведения бьющегося сердца или ритма другой части тела с выделительной, связывающей способностью или скоростью, или другим действием средства в теле.

Затем определяется путь возбуждения из последовательностей возбуждения в физиологическом сигнале в многочисленных местоположениях. Самой простой формой этого анализа является упорядочение возбуждения в каждом местоположении последовательно во времени. В других формах осуществления изобретения анализ может идентифицировать и определять местоположение причин нарушения ритма, используя методы частотной области, методы временной области или методы пространственной фазы. Методы частотной области включают преобразование Гильберта, вейвлет-преобразование или методы фазовой задержки. Методы пространственной фазы включают анализ пространственных взаимосвязей между участками, показывающими возбуждение в некотором местоположении, чтобы определить путь возбуждения.

В отношении методов фазового пространства известная технология назначает фазу каждому сигналу у каждого электрода и в каждый момент времени. Фаза в точном местоположении вершины ротора не определена, и суммирование фазы соседних электродов приводит к "скачку фазы" на 2 . Таким образом, местоположение ротора соответствует фазовой сингулярности. Математически эти фазовые сингулярности могут быть найдены оценкой контурного интеграла по замкнутой кривой как , где контурный интеграл взят по пути l, окружающему фазовую сингулярность. Так как сигнал от электрода является единственно наблюдаемым, определение фазы требует особого внимания. Мы будем использовать несколько различных способов в зависимости от качества сигнала электрода.

Первый способ фазового пространства используется, если сигнал от электродов является зашумленным и/или имеет малую амплитуду. В этом случае времена возбуждения для каждого электрода будут определенными, будут сопровождаться новым анализом динамики волнового фронта. Как первый шаг пространственное разрешение зондов и их времен возбуждения может быть увеличено при использовании схемы билинейной интерполяции, которая интерполирует возбуждение, используя густую регулярную сетку, создаваемую по поверхности. У высококачественных физиологических сигналов, которые включают информацию о возбуждении, восстановлении и диастолическом интервале, это приводит к временному следу V(t) для каждой точки уточненной сетки.

Так как форма потенциала действия может быть стабильной между сокращениями, согласно способу затем составляют карту зависимости мембранного потенциала V от фазы . Это карта назначает уникальное значение каждому значению V так, что максимум и минимум фазовой переменной отличаются на 2 . Подробная форма этой карты является произвольной, и фаза вычисляется с использованием =2 (V-0,5). Соответствующий временная трассировка фазовой переменной приводит к построению сигнала и его фазы для текущего момента как на фиг.8 (графики 710-730).

Как только фазовая карта создана, согласно способу вычисляют для каждого момента сумму фаз для всех четырех точек густой регулярной сетки, разделенных шагом сетки, которые формируют квадрат (способ топологического заряда). Результат, не равный нулю, указывает существование фазовой сингулярности и ротора. Анализу будет далее помогать отслеживание волновых фронтов. Положение этих фронтов будет вычисляться с использованием регулярной густой сетки, посредством определения, где и когда V пересекает пороговое значение с положительной производной dV/dt. Выполнение этого вычисления по направлению х и у густой регулярной сетки и с использованием линейной интерполяции между точками сетки дает в результате множество точек, которые лежат на волновом фронте.

Волновой фронт затем строится соединением этих точек. Аналогичный анализ будет выполняться для фазы, где прослеживаются изофазные линии. Затем создается двумерное визуальное представление, которое вычерчивает для каждого момента времени величину мембранного потенциала, используя полутоновую или цветовую шкалу, линии, представляющие волновые фронты, линии, представляющие одинаковую фазу (изофазные линии), и символы, определяющие местоположение фазовых сингулярностей. Эта визуальная помощь будет приносить очень большую пользу врачу при интерпретации результатов способа и системы изобретения. Обратите внимание, что пересечения линий, представляющих волновые фронты, и изофазных линий представляют фазовую сингулярность. Фазовые сингулярности указывают области ядер и таким образом могут использоваться для определения местоположений роторов.

Фазовое преобразование способно обнаруживать волны возбуждения от фокальных источников при AF - обычно как центробежные источники, исходящие из локализованной области. Фокальный источник характеризуется местоположением, которое удовлетворяет трем критериям: 1) его время возбуждения является более ранним, чем у окружающих мест; 2) эта область ранее была неактивна (в диастоле) в течение определенного периода времени; 3) последующее распространение возбуждения исходит радиально из области ядра. Распознавая эти 3 критерия, изобретение автоматически находит эти источники. Этот алгоритм сначала определит местоположения, демонстрирующие времена возбуждения, опережающие их четырех самых близких и четырех следующих за ними соседей, и отмечают их как возможные фокальные источники. Затем он определяет времена возбуждения в местоположениях, окружающих потенциальный фокальный источник. Если времена возбуждения этих местоположений являются более ранними, чем у окружающих их электродов, потенциальный фокальный источник подтверждается и соответственно отмечается. Эти участки наносят на график с использованием описанной выше технологии составления графика, помогая врачу при определении местоположения и интерпретации этих источников.

Альтернативно могут использоваться способы частотной области. Для физиологического сигнала во время нарушения сердечного ритма, который может быть регистрируемым сигналом или сигналом, полученным после фильтрации, подавления шумов и других методик, описанных выше, можно использовать несколько способов.

Одним таким способом является преобразование Гильберта. Преобразование Гильберта сдвигает фазу отрицательных частот сигнала на /2, а фазу положительных частот на - /2. В этом подходе определение фазы сигнала достигается построением графика напряжения в зависимости от напряжения после преобразования Гильберта. Одна из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения применяет алгоритм удаления тренда для установки напряжения в моменты активации (максимума dV/dt) на ноль. Преобразование Гильберта используется для построения фазовой плоскости сигналов с удаленным трендом. Преобразование Гильберта во всех местоположениях интерполируется по густой регулярной сетке, создаваемой на биологической поверхности. Фаза тогда рассчитывается из графика пространства состояний напряжения относительно его преобразования Гильберта. Снова пространственные распределения фазы будут анализироваться с помощью техники топологического заряда, описанной выше, чтобы определить местоположение фазовых сингулярностей, связанных с фазовыми сингулярностями (концами волновых фронтов), такими как на кончике возвратной волны. Волновые фронты возбуждения строят, используя технологию, описанную выше, кроме того, изолинии нулевой фазы также будут прослеживаться. Примеры осуществления способов в предсердии человека показаны на фиг.12; элементы 1030 и 1040, которые показывают роторы в левом предсердии, рассчитаны с помощью методов частотной области.

Другой предпочтительный способ использует метод введения временной задержки для определения фазы сигнала. Этот метод состоит из построения графика зависимости V(t+ )-V* от V(t)-V* для фиксированной временной задержки и смещения V*, дающего в результате значение фазы для каждого момента и каждого местоположения. Практически запаздывание и смещение будут определяться врачом после исследования этих графиков для нескольких местоположений при использовании различных значений для и V*. Оптимальные значения приводят к траекториям, которые не пересекаются (что приводит к неоднозначному значению для фазы) и которые окружают источник (гарантируя, что минимальная и максимальная фаза отличается на 2 ). И сигнал, и фаза интерполируются по густой регулярной сетке, создаваемой на биологической поверхности. Полученная в результате фазовая карта будет затем исследована на фазовые сингулярности, и будут прослежены волновые фронты, как описано выше.

Еще один предпочтительный способ, используемый для определения фазы сигнала, - вейвлет-преобразование. Точная форма вейвлета является различной, и ее примером является вейвлет Хаара. Вейвлет-преобразование будет вычисляться для каждого местоположения. Вейвлет позволяет рассмотреть сигнал с несколькими уровнями разрешения по частоте. Это позволяет отфильтровать нежелательный шум на определенных частотах (или полосах частот). При этом подходе фазовое преобразование достигается построением графика напряжения в зависимости от сдвинутого по фазе вейвлет-преобразования напряжения. Как только фаза будет рассчитана, следует, как и прежде, выполнить предварительную обработку, включающую уточнение сетки посредством билинейной интерполяции, обнаружение фазовой сингулярности и отслеживание волновых фронтов.

Другая информация, например информация о местоположениях в органе участков с высокой частотой во время нарушения ритма, наличии регулярных участков, окруженных менее регулярными участками, наличии стабильной конфигурации от биения к биению (профиля) для последовательных сигналов в противоположность изменяющимся конфигурациям сигнала, близость к анатомическим особенностям, известным в качестве связанных со специфическими нарушениями ритма (такими, как легочные вены при AF, система Гиса-Пуркинье при VF), или их комбинация также может помочь в идентификации и определении местоположения источников.

Несколько типов путей возбуждения могут создавать в результате соответствующие различимые характерные паттерны для различных типов причин нарушения ритма. Путь возбуждения, в котором последовательности возбуждения вращаются вокруг области "ядра", называется ротором (rotor). Путь возбуждения, который исходит радиально из области ядра, называется фокальным биением (или участком повторных фокальных возбуждений или биений). Другим типом пути возбуждения является распределенный паттерн, в котором локальный источник ясно не идентифицируется. В одной из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения в таких случаях восприятие сигнала повторяют в дополнительных местоположениях или в течение дополнительных периодов времени. Определение местоположения причины нарушения сердечного ритма основано на местоположении области ядра и дополнительного возбуждения из этой области. Некоторые формы осуществления изобретения непосредственно идентифицируют область ядра. Например, способы преобразования Гильберта и прямого назначения фазы идентифицируют область ядра как участок, где пересекаются реальные и мнимые части анализа. Напротив, прямой способ последовательного упорядочения данного изобретения указывает область ядра визуально или аналитически.

На фиг.10, где показаны блоки 1400-1495, изображен алгоритм оптимальной идентификации, определения местоположения и выбора причины (причин), которая с большой вероятностью является основной причиной нарушения ритма. В одной из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения создается карта 1480 вероятности для источников нарушения. Эта карта указывает относительную вероятность, с которой каждое воспринимаемое местоположение соответствует причине нарушения ритма сравнительно с другими воспринимаемыми местоположениями. Более высокая относительная вероятность назначается для участков, где области ядра поддерживаются в течение более длительных периодов времени (или в течение большего числа вращений или биений), где скорость активации быстрее, где скорость активации более структурирована, так что возбуждают окружающую ткань с соотношением 1:1 (таким образом, имеется сопряжение электрограмм) и возбуждают большие области ткани в фазе (и поэтому имеют большую пространственную константу), когда идентифицируется меньше одновременных источников, для источников, которые лежат около известных областей с высокой вероятностью нарушений ритма, таких как легочные вены при AF человека, для источников с меньшей миграцией с течением времени и для ротора по сравнению с источниками биений фокального типа. В одной из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения вероятности назначаются после сравнения с примерами, хранимыми в базе данных; сравнение может принимать форму пошагового многомерного сравнения. В идеальном случае пространственно фиксированный источник, который является одиночным электрическим ротором и который непосредственно возбуждает весь орган, является по определению основной причиной этого нарушения сердечного ритма.

Существуют также заменители для пути возбуждения. Они представляют собой данные, которые аппроксимируют идентификацию и определение местоположения, обеспечиваемые в соответствии с изобретением, используя данные от меньшего числа местоположений, менее длительных или подробных регистраций, или используя информацию от других ресурсов, таких как ECG, а не данные изнутри сердца. Так, заменители позволяют выполнить аппроксимацию пути возбуждения с использованием уменьшенного числа местоположений датчика по сравнению с анализом, который непосредственно измеряет путь возбуждения. Эти заменители, используемые независимо или в комбинации, включают участки высокой частоты во время нарушения ритма; наличие регулярных участков, окруженных менее регулярными участками; наличие устойчивой конфигурации от биения к биению (профиля) для последовательных сигналов в противоположность изменяющимся конфигурациям сигнала; сигналы, у которых амплитуда особенно низка; сигналы, которые имеют увеличенную длительность из-за увеличенной длительности каждого возбуждения; близость к анатомическим особенностям, известным как особенности, связанные со специфическими нарушениями ритма (такими, как легочные вены при AF, система Гиса-Пуркинье при VF); или их комбинация также могут помочь в идентификации и определении местоположения источников.

Заменители могут быть обнаружены из ECG и таким образом могут использоваться для планирования процедуры или ведения терапии пациента. Векторный анализ ECG на области регулярности и высокой частоты, особенно если они окружены областями более низкой регулярности и частоты, указывают местоположения в сердце, где лежат источники.

На фиг.10 (блоки 1400-1495) кратко изложен подход к идентификации и определению местоположения источников. Блоки 1400-1450 определяют, имеется ли достаточная разрешающая способность датчика для идентификации причины. Критерии достаточности включают отсутствие неравномерностей при вычислении волнового фронта и отсутствие скачков в местоположении основных областей, а также абсолютного интервала между датчиками, который не должен превышать приблизительно 1 см. Это основано на тех вычислениях, что минимальная окружность волны циркуляции возбуждения составляет >2 см в предсердии человека и больше в желудочке человека. Блоки 1460-1490 затем используют комбинацию оптимизированных воспринимаемых данных и хранимых данных для расчета источников, которые затем лечатся, блок 1495. Данное изобретение включает широкое использование отфильтрованных или неотфильтрованных клинических данных, данных из базы данных, включая данные текущего и других пациентов, или вычислительных оценок для представления сигнала, который будет анализироваться, а также результатов анализа. Комбинированное использование приобретенных данных о пациенте, способов обработки сигналов, численных методов и хранимых сигналов из базы данных является главным преимуществом способа и системы изобретения, особенно потому что получение физиологических данных с высоким разрешением из предсердия или желудочков человека может быть чрезвычайно сложным или невозможным при клиническом электрофизиологическом исследовании без операции на открытом сердце.

Все описанные выше подходы могут быть применены к любому сложному ритму, включая VF. Конечно, эти подходы могут также быть применены к "простым ритмам", таким как циркуляция возбуждения вокруг анатомического препятствия или роторы, зафиксированные в рубцовой ткани (например, при трепетании предсердий).

Способы настоящего изобретения могут быть реализованы в программном обеспечении, работать очень быстро и подходить для анализа как в реальном времени, так и для анализа в автономном режиме с использованием малогабаритных компонентов, таких как находящиеся в имплантируемых устройствах, портативных амбулаторных приборах, наручных устройствах, а также с применением крупногабаритных компьютеров, находящихся в электрофизиологических лабораториях.

Режим 3. Хранение данных об источниках сердечного ритма в базе данных

Данные об источниках нарушений ритма по желанию могут сохраняться в базе 160 данных. Это может быть полезно для того, чтобы классифицировать источники у различных пациентов, помогать идентифицировать источники у конкретного пациента или определять, вернулся ли пациент с тем же самым или другим источником. Данные в базе данных будут, таким образом, включать характеристики, описанные выше, включая число параллельных источников, частоту сердечных сокращений, вариабельность частоты с течением времени, длительность, размер биологического органа, возбуждение которого непосредственно вызывается источником (пространственная константа), местоположение, мигрирует ли это местоположение с течением времени, частоту в нескольких областях сердца в то время, когда источник был обнаружен (например, частота сокращений левого и правого предсердия во время AF), и реакции каждого источника на абляцию.

Дополнительная информация, которая будет храниться в базе данных, включает один или более клинических факторов из группы, охватывающей пол (мужской/женский), возраст, вес, рост, наличие сахарного диабета, кровяное давление, размер предсердия, размер желудочка, области предсердного или желудочкового рубца, фракцию выброса левого желудочка.

В одной из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения база данных 160 источников AF будет непрерывно обновляться на основании определения местоположения нового источника из дополнительных случаев. Это будет использоваться для помощи в определении местоположения источника врачами, изучающими новых пациентов, посредством программной экспертной системы, которая будет сравнивать нового пациента с уже хранимыми паттернами.

Данные источника, которые должны сохраняться, будут анализироваться на совместимость с существующими данными, совпадающими по описанным выше переменным. Только те необработанные данные, которые соответствуют строгим стандартам целостности данных, будут помещаться в базу данных, другие будут отбрасываться. После обеспечения целостности данных данные будут добавляться в базу данных, чтобы улучшить локализацию для будущих пациентов.

Изобретение и интерфейс базы данных могут включать экспертную систему, которая сравнивает текущие данные с хранимыми данными. На основании самого близкого совпадения (совпадений) логика в изобретении определяет, должны ли быть исследованы дополнительные источники сердечного ритма или дополнительная характеристика и где они могут лежать, исходя из хранимой информации. Она использует "степень соответствия" в отношении различных хранимых параметров. Эти функциональные возможности включаются в состав потому, что на практике число воспринимаемых местоположений ограничивается временными рамками; на практике многие местоположения датчиков могут предоставлять неоптимальные данные, таким образом ограничивая фактически воспринимаемое разрешение, и потому, что согласно исследованиям многие пациенты показывают сходные местоположения и характеристики источников.

Обновления базы данных будут доступны для врача регулярно из расположенной в центре, защищенной базы данных, которая содержит описанную выше информацию. Информация об имени пациента, географическом местоположении, дате исследования или других пунктах, запрещенных законом США об отчетности и безопасности медицинского страхования (Health Information Portability Act, HIPAA), включаться в базу данных не будет. Эта база данных будет обслуживаться в удаленном местоположении, но будет доступной с помощью электронных средств, включая проводную и беспроводную связь, электронные носители информации, такие как компакт-диски (compact disk, CD), цифровые универсальные видеодиски (digital versatile disk, DVD) и полупроводниковые запоминающие устройства.

Режим 4. Отображение источников нарушений биологического ритма

Изобретение включает способы и устройство для сообщения идентификации, местоположения и описанных выше характеристик источников нарушений биологического ритма. Это включает средства визуального отображения, обычно в виде графического отображения на мониторе компьютера или распечатке, показывающего источник в связи с анатомией сердца, или основного краткого текстового изложения о местоположении и/или участке датчика, где находится источник.

Может использоваться также звуковой дисплей, который произносит сообщения об идентификации, местоположении и описанных выше характеристиках источников нарушений биологического ритма. В одной из форм осуществления они будут включать выводы или итоги анализа, а не сами результаты анализа.

Режим 5. Терапия при наличии причин нарушения биологического ритма

В дополнение к способам и системам изобретения, используемым для обнаружения и диагностирования причины нарушения ритма, изобретение включает также устройства и способы лечения источника нарушения биологического ритма, чтобы изменять, уменьшать или устранять упомянутое нарушение ритма.

Лечение источника может использовать любую подходящую технологию, включая абляцию радиочастотной энергией, криодеструкцией, сверхвысокочастотной энергией или другими источниками. Модификация может включать также клеточную терапию (например, с использованием стволовых клеток), генную терапию, фармацевтические средства, ионизирующее или неионизирующее излучение, доставляемое устройствами внутри или снаружи сердца, или другие воздействия.

Лечение осуществляют для того, чтобы модифицировать причину. При простом нарушении сердечного ритма, таком как предсердная тахикардия или трепетание предсердий, энергия применяется непосредственно для устранения причины. При сложном нарушении ритма, таком как AF, энергия может применяться для абляции (разрушения) источника, изоляции источника уничтожением ткани между источником и остальной частью жизнеспособной сердечной камеры или регулирования взаимодействия между различными источниками. Эта последняя форма лечения является новой и показала себя в экспериментах, проведенных автором, как чрезвычайно эффективная. Регулирование может выполняться стохастическим способом.

В одной из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения терапия воздействует на область ядра идентифицированной или локализованной причины нарушения ритма с намерением устранить эту причину для лечения нарушения сердечного ритма. Эта терапия может быть применена последовательно для идентификации, определения местоположения и лечения более одной причины упомянутого нарушения.

Альтернативно, терапия может воздействовать на местоположения, соседние с областью ядра источника, с целью отсоединения источника от окружающей ткани.

Альтернативно, терапия может воздействовать на местоположения, соседние с областью ядра источника, с целью заставить источник мигрировать к ткани, где радикальное лечение достигается более легко. Например, если источник находится в местоположении, где абляция затруднена вследствие анатомии, толщины ткани или других факторов, абляция на одной стороне источника может вызвать его миграцию к месту, которое проще подвергать абляции вследствие более тонкой ткани или анатомических факторов.

Альтернативно, терапия может воздействовать на местоположения, соседние с областью ядра источника, с целью предотвращения движения источника и таким образом разделения его на части.

Альтернативно, терапия может воздействовать на местоположения, соседние с областью ядра источника, с целью уменьшения массы ткани, поддерживающей источник, и таким образом прекратить его действие.

Лечение может принимать форму абляции, доставляемой посредством катетер в сердце (элемент 25 на фиг.1) на эпикардиальную поверхность, или электрода, находящегося в одной из конструкций многоэлектродного катетера, включенных в состав данного описания, см., например, фиг.2-4.

Когда наблюдается распределенный путь возбуждения, местоположения, где могут лежать источники, которые трудно идентифицировать, подвергаются воздействию первыми. У пациентов с AF такие участки включают легочные вены и другие грудные вены, а также ушки предсердий. Таким образом, сначала выполняется изоляция легочной вены, за которой следует терапия на дополнительных участках, если они клинически ожидаемы. Восприятие сигнала затем повторяется для идентификации и определения местоположения причины.

В одной из наиболее предпочтительных форм осуществления изобретения катетер с многочисленными датчиками (фиг.2-4) включает блок, который может доставлять терапию в виде абляции. В этой форме осуществления изобретения датчики в местоположениях, где находится источник, активизируются, чтобы доставить энергию абляции для изменения или удаления источника.

Система может доставлять терапию как в пространственный участок, так и в фиксированные местоположения. В этой системе местоположение области ядра источника постоянно анализируется на протяжении всей терапии. Терапия, такая как энергия абляции, направляется на различные местоположения и потенциально многочисленные местоположения, чтобы ограничить движение источника. Аналогия заключается в создании "заграждения" из подвергаемой абляции ткани вокруг движущегося источника, чтобы удержать его в одном местоположении. Это может требовать доставки терапии (такой, как абляция) в многочисленные датчики упомянутых полюсов упомянутого блока одновременно. Этот процесс продолжается до тех пор, пока ритм не заканчивается или удаленный источник не становится доминантным.

Это изобретение хорошо подходит для целевой терапии, осуществляемой хирургически в операционной с прямым воздействием на сердце. Это может выполняться посредством минимально инвазивного подхода или традиционным воздействием на сердце со вскрытием грудной клетки. Выбор регистрирующего электрода, электродного носка, пластины или другого оборудования выполняется по усмотрению хирурга и не изменяет принципы терапии.

Альтернативно, упомянутое регулирование может быть применено при стимуляции (pacing) ткани. Для стимуляции контроллер 70 процесса подготавливает модуль 50 стимуляции для стимуляции сердца с использованием электродов 20-25 в сердце, электродов 30 на поверхности тела или электродов в других местоположениях, таких как электроды из пищевода 150. Контроллер 40 электродов принимает сигналы от электродов перед, во время и после стимуляции. Стимуляция используется для увеличения частоты сердечных сокращений и ввода экстрасистол.

В альтернативной форме осуществления изобретение может выполнять абляцию или стимулировать сердечные нервы, чтобы изменять или удалять источник. Таким образом, если источники лежат в местоположениях сердечных ганглиозных сплетений, то для изменения источника может использоваться абляция или стимуляция таких мест.

Если патологический ритм прекращается после изменения или удаления источников, могут быть предприняты попытки перезапуска ритма. В случае нарушений сердечного ритма это может включать высокочастотную стимуляцию, введение изопротеренола или другие воздействия. Затем повторяют все шаги данного изобретения.

Когда патологический ритм больше не может быть инициирован, врач по своему усмотрению может осуществить изменение дополнительных областей, которые могут быть потенциальными источниками. Эта информация может быть доступна непосредственно из хранимой в базе данных информации, соответствующей пациентам с классификацией, подобной текущему пациенту.

Режим 6. Просмотр в автономном режиме

В важном режиме работы изобретение может использоваться не в реальном времени с анализом автономным способом. Этот режим просмотра может быть применен к данным от данного индивидуума, полученным в другое время, таким как предыдущее электрофизиологическое исследование, данным от другого устройства (такого, как внедренный кардиостимулятор или дефибриллятор) или даже от предыдущей неудавшейся абляции. Этот режим может использоваться для выполнения анализа результатов предшествующей процедуры, выполнения анализа данных от пациента перед планированием применения этого изобретения, или для доступа к хранимым данным, если тот же самый пациент теперь предстает с тем же самым или другим источником нарушения его ритма.

Сигналы сначала загружаются из хранимых в базе 160 данных электрограмм в контроллер 70 процесса. Этой базой данных может быть главная база данных, которая хранит данные относительно многочисленных пациентов, или специфическая для пациента база данных. Хранение и поиск данных могут быть реализованы для сигнала любого типа. Хранимые сигналы могут получаться из другого источника, каталогизированного источника, или из вычисленных или виртуальных сигналов, таких как сигналы от системы Ensite 3000 или NavX фирмы St Jude Medical, или Carto фирмы Biosense Webster. Сигналы могут быть получены также от другого индивидуума выполнением запроса базы данных для пациента со сходной демографией и нарушением сердечного ритма.

В отдельном режиме не в реальном времени данные, полученные от пациента в состоянии отсутствия нарушения сердечного ритма, могут использоваться в соответствии с изобретением для идентификации и определения местоположения источников нарушения ритма. Это может быть полезно, например, если нарушение сердечного ритма не наблюдается во время процедуры, и не может быть начато при использовании обычных способов. Этот режим использует биологические свойства камеры для предсказания местоположения, где могут лежать источники/причины нарушения сердечного ритма. Такие местоположения включают участки, где максимальная крутизна кривой реституции длительности потенциала действия составляет >1, участки, где наблюдаются колебания от биения к биению в форме или длительности сигнала реполяризации или где реституция скорости проведения широкая для указания замедленного проведения на критических частотах.

В предпочтительной форме осуществления, чтобы измерить реституцию, необходимо воспринять сигналы в широком диапазоне частот в каждом местоположении, как обозначено элементом 90 на фиг.1. Это может быть достигнуто с использованием стимуляции. В этом случае контроллер процесса (фиг.1, элемент 70) заставляет модуль 50 стимуляции стимулировать сердце, используя электроды 20-25 в сердце, на поверхности 30 тела, в пищеводе 150 или в другом местоположении. Чем шире диапазон частот, особенно высоких частот, тем более исчерпывающим является диапазон данных этого сигнала для анализа реституции. Когда стимуляция невозможна, изобретение будет подсказывать пользователю увеличивать частоту сердечных сокращений, используя другие варианты, или использовать хранимую информацию из базы данных.

В этой форме осуществления кривая реакции на частоту ("реституция") создается на каждой частоте для каждого компонента сигналов, показанных на фиг.5. Например, на этом шаге может вычисляться, как длительность монофазного потенциала действия (время от фазы 0 до фазы 3) изменяется с частотой (реституция длительности потенциала действия (Action Potential Duration, APD) при изменении частоты). Примеры реституции предсердной APD показаны на фиг.7, 8 (позиции 600-720). Использование стимуляции для увеличения диапазона измеряемых частот сердечных сокращений обеспечивает всестороннее исследование реакции на частоту каждого биологического сигнала.

На фиг.7 позиции 600, 620, 640 показывают предпочтительную форму осуществления, при помощи которой регистрации потенциалов действия человека были сделаны в левом предсердии 420. Каждая из них дает высококачественную информацию, включая деполяризацию (фаза 0), реполяризацию (фазы 1-3), амплитуду фазы 2 и длительность потенциала действия (интервал времени от фазы 0 до фазы 3). Фаза 4 указывает интервал между некоторым сокращением и следующим. Изобретение может определять реакцию на частоту (реституцию) многочисленных компонентов, обращая особое внимание на реакцию на частоту длительности потенциала действия (Action Potential, АР) (время от фазы 0-3) и амплитуды фазы 2 АР.

Позиция 400 (фиг.5) представляет собой ECG. Она включает внутрипредсердные компоненты (зубец Р и интервал PR) и желудочковые компоненты, включая деполяризацию (комплекс QRS) и реполяризацию (зубец Т). Для предсердия изобретение регистрирует, как длительность зубца Р изменяется с частотой, используя анализ, показанный позициями 600-650 на фиг.7. Для желудочка изобретение регистрирует, как интервал QT изменяется с частотой ритма в качестве меры характера изменения с частотой APD желудочков (реституции). Индивидуальные комплексы QRS выравнивают, используя один из более колоночных методов, включая способы, которые выравнивают электрограммы относительно точки наибольшей положительной или отрицательной крутизны, их пиковых величин или минимизируют их среднеквадратическое отклонение, или метрику, основанную на получаемых сигналах. Зубцы Т идентифицируют и выравнивают аналогично. Предсердная активность рассматривается как лежащая в промежуточных интервалах.

Если сигнал является униполярной электрограммой, он также анализируется аналогичным способом. Каждый сигнал анализируется как по форме колебания, так и по длительности. На фиг.5 позиции 430-440 указывают униполярные электрограммы от левого предсердия 430 человека и левого желудочка 440 соответственно с деполяризацией и реполяризацией, измеренными вместе как интервал возбуждения-восстановления, заменитель для длительности монофазного потенциала действия. Изобретение включает подстройку различных компонентов по частоте сокращений.

Сигналы могут быть также биполярными электрограммами (позиции 450, 460), и изобретение определяет реакцию на частоту сокращений каждого компонента.

В альтернативной форме осуществления данные ECG и электрограммы загружают из базы 160 данных для анализа способом, аналогичным описанному для режима работы в реальном времени. Данные из базы данных могут быть от тех же самых или различных пациентов, зарегистрированными в любое время и использующими любую систему их сбора.

При AF реституция MAP может отличаться от MAP в отсутствие AF. Элемент 700 фиг.8 показывает инициирование AF после стимуляции. Элемент 710 показывает черным цветом реституцию MAP во время стимуляции. Немедленно после начала AF (красные точки), длительности APD отслеживают ранее полученную реституцию MAP. Однако это может быть неверным для более длительной AF. Элементы 720, 730 и 740 показывают пациентов с длительной AF, у которых реституция MAP отличается от полученной при стимуляции до AF.

Таким образом, для обработки и анализа сигналов может быть выгодно использовать реституцию MAP, полученную от пациента при AF в данное время или в предыдущее время, или из хранимых длительностей MAP у этого или других пациентов, или отфильтрованные либо вычисленные данные.

Местоположения, где источники могут возникнуть во время последующего нарушения сердечного ритма, могут теперь быть предсказаны на основе этих анализов. Для монофазных потенциалов действия участок, где максимальна крутизна характеристики изменения с частотой MAPD (реституция) >1, может быть в непосредственной близости к причинам VF или AF. Другие показатели высокой вероятности инициирования нарушений сердечного ритма включают широкую характеристику реакции на частоту (реституции) проведения, так как такие участки динамического замедления проводимости могут указывать участки, где расположены причины сердечного ритма.

Генератор 70 энергии может быть приведен в действие для применения деструктивной энергии (криодеструкция, радиочастотное или микроволновое излучение) через электрод абляции 25. Этот электрод может перемещаться в сердце вручную оператором, что является традиционным подходом, или дистанционно, с использованием роботизированного или выполняемого с помощью компьютера наведения.

Реализация системы, описанной здесь, может быть основана в значительной степени на методах цифровой обработки сигналов. Однако должно быть понятно, что специалист средней квалификации в этой области техники может легко приспособить цифровые методы к аналоговой обработке сигналов.

Различные отличительные признаки изобретения сформулированы ниже в формуле изобретения.

Несмотря на то, что изобретение было описано в связи с предпочтительными формами осуществления, они не ограничивают объем изобретения, а напротив, предполагается охватить такие варианты, модификации и эквиваленты, которые могут быть включены в сущность и объем изобретения, определяемые прилагаемой формулой изобретения.

ПРИМЕРЫ

Идентификация и определение-местоположения причины AF у 47-летнего мужчины

Графики 900-910 на фиг.11 иллюстрируют типичного пациента, 47-летнего мужчину с постоянной фибрилляцией предсердий (AF) в течение более пяти лет. У пациента продолжалось симптоматическое ускорение частоты сердечных сокращений, которое потребовало посещения стационарных отделений неотложной хирургии для лечения, несмотря на различную терапию амиодароном и другую подходящую терапию и несмотря на предшествующие процедуры абляции AF. Поэтому, учитывая серьезность своих симптомов, пациент решил вернуться в лабораторию электрофизиологии для дальнейшей оценки и абляции.

Графики 900-910 на фиг.11 показывают сигналы от правого и левого предсердия во время AF в начале электрофизиологического исследования. Видно, что длина цикла AF (время между последовательными моментами возникновения возбуждения) весьма короткая, показанная как 172 мс и 165 мс для первых двух циклов в правом предсердии (график 910), и изменяется, что типично для AF. В частности, сигналы были более фракционированы и дезорганизованы по форме в левом предсердии (post LA - posterior LA, задняя часть левого предсердия) и коронарном (венечном) синусе (CSP - proximal coronary sinus, проксимальный коронарный синус; CSD - distal coronary sinus, дистальный коронарный синус), чем в правом предсердии (HRA - high right atrium, верхняя часть правого предсердия; Lat PA - lateral right atrium, боковая часть правого предсердия; post RA - posterior right atrium, задняя часть правого предсердия), как это обычно бывает.

Эти результаты обычно направляли бы абляцию в левое предсердие. Типичная процедура в этом случае начиналась бы абляцией около легочных вен и подтверждением изоляции, за которой следовала бы дополнительная абляция на участках, включающих: (а) участки левого предсердия фракционированных электрограмм, линейную абляцию на верхней стенке, линейную абляцию у фиброзного кольца митрального клапана, другую линейную абляцию, затем (b) абляцию в правом предсердии, включая участки фракционирования и кавотрикуспидального перешейка. Эта предполагаемая процедура заняла бы приблизительно 2-3 часа с менее чем 50% шансами на прекращение AF, что означает, что электрокардиостимуляция была бы необходима для восстановления нормального ритма при завершении процедуры (Calkins, Brugada и др., 2007).

Вместо использования этого известного подхода были применена форма осуществления способа и лечения данного изобретения. Блок катетера, включающий 64 датчика (электрода), был помещен через бедренные вены в правое предсердие, и посредством транссептальной пункции - в левое предсердие пациента. Эти датчики были связаны через проводные кабели с системой регистрации для того для сбора сигналов каждого датчика во время AF. Эти сигналы преобразовывались в цифровую форму и вводились в компьютерную программу. Моменты возникновения возбуждения регистрировались в течение 2 секунд AF у каждого датчика. Хотя для этого пациента регистрация происходила две секунды, могут применяться большие или меньшие периоды времени. По желанию может использоваться одна секунда или менее. В качестве варианта могут использоваться миллисекунды. Моменты возникновения возбуждения в каждом местоположении датчика были последовательно упорядочены во времени. Хранимые кривые потенциала действия использовались для создания электрической записи (последовательности напряжение-время) путем вставки упомянутых кривых во время возникновения возбуждения для каждого датчика. Наконец, технология прямого назначения фазы использовалась для идентификации области ядра. Путь возбуждения непосредственно указывается взаиморасположением этих последовательностей возбуждения относительно области ядра: если они вращаются вокруг ядра, то тогда обнаружен и считается причиной электрический ротор, но если они исходят радиально из области ядра, то тогда обнаруживается фокальное биение, и оно считается причиной. Результаты отображались как анимация на компьютерном мониторе для рассмотрения врачом.

Путь возбуждения (график 1030 на фиг.12) показал электрический ротор как причину AF этого мужчины. На графике 1000 на фиг.12 можно наблюдать, что моменты возникновения возбуждения вращаются вокруг области ядра в правом предсердии, кодированные по времени цветом от 10 мс (синие) до 200 мс (красные) (график 1010). Локальной причины в левом предсердии найдено не было (график 1020). График 1040 отображает этот же ротор в другой форме, как три снимка ткани с течением времени, при этом ткань деполяризована (возбуждена, красная) и реполяризована (не возбуждена, синяя). Рассматриваемые хронологически (слева направо), эти снимки также прослеживают последовательности возбуждения, вращающиеся вокруг области ядра (ротор). Эта область ядра имела высокую вероятность того, чтобы быть причиной, так как она была одиночным источником, который управлял электрическим возбуждением почти всего окружающего предсердия (большая пространственная константа).

С клинической точки зрения было необычно, что этот электрический ротор располагался в правом предсердии. Участок ротора в правом предсердии не показывал ни высокой спектральной доминантной частоты, ни фракционированных сигналов низкой амплитуды и, следовательно, не был бы идентифицирован или предназначен для абляции.

Абляция была начата непосредственно в ядре ротора в правом предсердии (график 1050) на участке, обозначенном красной точкой на графике 1060 фиг.12. А именно, AF замедлилась в течение 30 секунд подачи энергии для длины цикла 227 мс. Последующая абляция на непосредственно прилегающих участках, обозначенных белыми точками на графике 1050 фиг.10, дополнительно замедлила AF, пока она не закончилось синусовым ритмом в течение 6 минутной абляции, как показано на фиг.13. На фиг.13 (графики 1100-1120) можно видеть, что AF прекратилась (график 1110), за чем последовало восстановление нормального синусового ритма (обозначенного как 1120). На этой стадии AF не могла быть перезапущена использованием типичной технологии быстрой стимуляции, как показано на фиг.14, где график 1210 показывает быструю стимуляцию с управлением захватом предсердия, график 1220 показывает отсутствие индукции AF и график 1230 показывает синусовый ритм после окончания стимуляции.

Этот результат изменяет парадигму по сравнению с текущим уровнем техники, где замедление AF обычно происходит после длительной абляции, которая применяется широко и эмпирически (к 30-40% предсердия), однако прекращает AF лишь в редких случаях. С другой стороны, при использовании настоящего изобретения AF была замедлена и окончательно закончена путем абляции менее чем приблизительно 2-3% предсердия. Абляция только одного участка, идентифицированного априорно при стойкой AF, и наблюдение непосредственного замедления и завершения AF ранее не осуществлялись.

Другие примеры идентификации и определения местоположения причин AF

77-летний мужчина был представлен для абляции фибрилляции предсердий (AF). Его история была характерна для пароксизмальной AF, несмотря на многочисленные антиаритмические медикаментозные лечения, немного увеличенное левое предсердие (диаметр 45 мм) и нормальную фракцию выброса левого желудочка (58%). При инвазивном электрофизиологическом исследовании в предсердие были вставлены катетеры, как описано выше. Изобретение было применено к многочисленным датчикам. График 900 на фиг.15 показывает локальный источник в виде электрического ротора около левой нижней легочной вены. Рассмотрение графиков слева направо (вперед во времени) показывает, что деполяризованная (возбужденная) ткань в более теплых цветах (красном) вращается по часовой стрелке вокруг области ядра на медиальной губе левой нижней легочной вены (см. схему в виде черных песочных часов). Абляция на этом участке резко прекратила AF.

40-летний пациент со стойкой AF был представлен для абляции. AF была устойчивой к флекаиниду и другим антиаритмическим препаратам, диаметр левого предсердия был 52 мм, и фракция выброса левого желудочка составляла 69%. При инвазивном электрофизиологическом исследовании катетеры были вставлены в предсердие, как описано выше. Изобретение было применено к многочисленным датчикам. График 910 на фиг.15 показывает локализованный источник в виде электрического ротора в задней стенке левого предсердия. Рассмотрение графиков слева направо показывает, что возбужденная (деполяризованная) ткань вращается против часовой стрелки вокруг области ядра на задней стенке левого предсердия между легочными венами. После абляции на этом участке AF была устранена.

56-летний пациент с пароксизмальной AF и значительными симптомами был представлен для абляции. AF продолжалась, несмотря на лечение несколькими антиаритмическими препаратами. Левое предсердие было умеренно увеличено. При инвазивном электрофизиологическом исследовании катетеры были вставлены в предсердие, как описано выше. Изобретение было применено к многочисленным датчикам. График 1610 на фиг.16 показывает функциональное состояние локального источника в левом предсердии, между легочными венами, но не на этих венах. Источник был повторяющимся (график 1620). На графике 1610 путь (1630) возбуждения показывает возбуждение, исходящее радиально из этого участка. На графике 1640 видно, что возбуждение левого предсердия является фибрилляторным (дезорганизованным). Абляция была применена к этой причине фокального биения, и AF резко прекратилась. Это является изменением парадигмы, потому что повреждения при обычной абляции у этого пациента, которые окружают легочные вены, пропустили бы этот источник. Таким образом, AF этого пациента, вероятно, рецидивировала после абляции, если бы использовались известные методы лечения AF уровня техники.

Библиография

Abreu Filho, С.А.С, L.A.F.Lisboa, et al. (2005). "Effectiveness of the Maze Procedure Using Cooled-Tip Radiofrequency Ablation in Patients With Permanent Atrial Fibrillation and Rheumatic Mitral Valve Disease." Circulation 112(9_suppl): I-20-25.

Allessie, M.A., J.Ausma, et al. (2002). "Electrical, Contractile and Structural Remodeling during Atrial Fibrillation." Cardiovasc Res 54(2): 230-246.

Bardy, G.H., K.L.Lee, et al. (2005). "Amiodarone or an Implantable Cardioverter - Defibrillator for Congestive Heart Failure." N Engl J Med 352(3): 225-237.

Calkins, H., J.Brugada, et al. (2007). "HRS/EHRA/ECAS expert Consensus Statement on catheter and surgical ablation of atrial fibrillation: recommendations for personnel, policy, procedures and follow-up. A report of the Heart Rhythm Society (HRS) Task Force on catheter and surgical ablation of atrial fibrillation. European Heart Rhythm Association (EHRA); European Cardiac Arrhythmia Scoiety (ECAS); American College of Cardiology (ACC); American Heart Association (AHA); Society of Thoracic Surgeons (STS)." Heart Rhythm 4(6): 816-61.

Cappato, R., H.Calkins, et al. (2005). "Worldwide Survey on the Methods, Efficacy, and Safety of Catheter Ablation for Human Atrial Fibrillation." Circulation 111(9): 1100-1105.

Cappato, R., H.Calkins, et al. (2009). "Prevalence and causes of fatal outcome in catheter ablation of atrial fibrillation." J Am Coll Cardiol 53(19): 1798-803.

Cheema, A., C.R.Vasamreddy, et al. (2006). "Long-term single procedure efficacy of catheter ablation of atrial fibrillation " J Interv Card Electrophysiol 15(3): 145-155.

Cox, J.L. (2004). "Cardiac Surgery For Arrhythmias." J. Cardiovasc Electrophysiol. 15: 250-262.

Cox, J.L. (2005). "The central controversy surrounding the interventional-surgical treatment of atrial fibrillation." J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 129(1); 1-4.

Ellis, E.R., S.D.Culler, et al. (2009). "Trends in utilization and complications of catheter ablation for atrial fibrillation in Medicare beneficiaries." Heart Rhythm 6(9): 1267-73.

Gaspo, R., R.F.Bosch, et al. (1997). "Functional Mechanisms Underlying Tachycardia-Induced Sustained Atrial Fibrillation in a Chronic Dog Model." Circulation 96(11): 4027-4035.

Kalifa, J., K.Tanaka, et al. (2006). "Mechanisms of Wave Fractionation at Boundaries of High-Frequency Excitation in the Posterior Left Atrium of the Isolated Sheep Heart During Atrial Fibrillation." Circulation 113(5); 626-633.

Knecht, S., F.Sacher, et al. (2009). "Long Term Follow-Up of Idiopathic Ventricular Fibrillation Ablation: A Multicenter Study." J Am Coll Cardiol 54(6): 552-528.

Masse, S., E. Downar, et al. (2007). "Ventricular fibrillation in myopathic human hearts: mechanistic insights from in vivo global endocardial and epicardial mapping."Am J Physiol Heart Circ Physiol 292(6): H2589-97.

Myerburg, R.J. and A.Castellanos (2006). "Emerging paradigms of the epidemiology and demographics of sudden cardiac arrest." Heart Rhythm 3(2): 235-239.

Nademanee, К., J.McKenzie, et al. (2004). "A new approach for catheter ablation of atrial fibrillation: mapping of the electrophysiologic substrate." J. Am. Coll. Cardiol. 43(11): 2044-2053.

Narayan, S.M., D.E.Krummen, et al. (2006). "Evaluating Fluctuations in Human Atrial Fibrillatory Cycle Length Using Monophasic Action Potentials." Pacing Clin Electrophvsiol 29(11): 1209-1218.

Nash, M.P., A.Mourad, et al. (2006). "Evidence for Multiple Mechanisms in Human Ventricular Fibrillation " Circulation 114: 536-542.

Ng, J., A.H.Kadish, et al. (2006). "Effect of electrogram characteristics on the relationship of dominant frequency to atrial activation rate in atrial fibrillation." Heart Rhythm 3(11): 1295-1305.

Ng, J., A.H.Kadish, et al. (2007). "Technical considerations for dominant frequency analysis." J Cardiovasc Electrophysiol 18(7): 757-64.

Oral, H., A.Chugh, et al. (2007). "Radiofrequency catheter ablation of chronic atrial fibrillation guided by complex electrograms." Circulation 115(20): 2606-12.

Oral, H., A.Chugh, et al. (2009). "A randomized assessment of the incremental role of ablation of complex fractionated atrial electrograms after antral pulmonary vein isolation for long-lasting persistent atrial fibrillation." J Am Coll Cardiol 53(9): 782-9.

Reddy, V.Y., M.R.Reynolds, et al. (2007). "Prophylactic catheter ablation for the prevention of defibrillator therapy." N Engl J Med 357(26): 2657-65.

Ryu, К., S.С.Shroff, et al. (2005). "Mapping of Atrial Activation During Sustained Atrial Fibrillation in Dogs with Rapid Ventricular Pacing Induced Heart Failure: Evidence for a Role of Driver Regions." Journal of Cardiovascular Electrophysiology 16(12): 1348-1358.

Sahadevan, J., K. Ryu, et al. (2004). "Epicardial Mapping of Chronic Atrial Fibrillation in Patients: Preliminary Observations." Circulation 110(21): 3293-3299.

Sanders, P., O.Berenfeld, et al. (2005). "Spectral Analysis Identifies Sites of High-Frequency Activity Maintaining Atrial Fibrillation in Humans." Circulation 112(6): 789-797.

Singh, В.N., S.N.Singh, et al. (2005). "Amiodarone versus Sotalol for Atrial Fibrillation." N Engl J Med 352(18): 1861-1872.

Skanes, A.C., R.Mandapati, et al. (1998). "Spatiotemporal Periodicity During Atrial Fibrillation in the Isolated Sheep Heart." Circulation 98(12): 1236-1248.

Tabereaux, P.В., G.P.Walcott, et al. (2007). "Activation patterns of Purkinje fibers during long-duration ventricular fibrillation in an isolated canine heart model." Circulation 116(10): 1113-9.

Vaquero, M., D.Calvo, et al. (2008). "Cardiac fibrillation: From ion channels to rotors in the human heart." Heart Rhythm.

Waldo, A.L. and G.K.Feld (2008). "Inter-relationships of atrial fibrillation and atrial nutter mechanisms and clinical implications." J Am Coll Cardiol 51(8): 779-86.

Warren, M., P.K.Guha, et al. (2003). "Blockade of the inward rectifying potassium current terminates ventricular fibrillation in the guinea pig heart." J Cardiovasc Electrophvsiol 14(6): 621-31.

Wijffels, M.C., C.J.Kirchhof, et al. (1995). "Atrial fibrillation begets atrial fibrillation: a study in awake chronically instrumented goats." Circulation 92: 1954-1968.