1.本公开涉及使用可植入医疗装置来增强非侵入性心脏标测。
背景技术：
2.心电成像(ecgi)是一种非侵入性多引线ecg型成像工具，其将非侵入性电测量结果与心脏和躯干的三维几何结构相结合，以将电信号重构到心脏或另一表面上。数学上，这是通过求解反问题来执行的。然而，反解是不适定的，使得所测量的电信号中的不准确性可导致显著误差。
技术实现要素：
3.本公开涉及使用可植入医疗装置来增强心脏标测，其可包括非侵入性和/或侵入性心脏标测。
4.作为一个示例，一种方法包括在心脏监测系统和可植入医疗装置(imd)之间建立通信链路。该imd包括一个或多个imd电极。经由通信链路在监测系统处接收imd电数据。imd电数据与电测量数据同步以基于由imd电极和/或电生理学电极感测到的同步信号的定时来提供同步的电数据。该方法还包括基于同步的电数据和几何结构数据来针对患者身体内的至少一个感兴趣表面上的位置计算重构的电信号。几何结构数据可表示电生理学电极的位置、imd电极在患者身体内的位置以及感兴趣表面。
5.作为另一示例，系统包括可植入医疗装置(imd)，其包括适于被定位在患者身体内的一个或多个imd电极。imd包括接收和解译由imd电极或一系列电极感测到的imd电数据的电路。在一些示例中，imd使用这些电信号来确定是否需要治疗脉冲或电击以便管理患者的节律。另外或另选地，imd还可用作监测装置来存储电信号以供医师稍后解读。该系统还包括监测系统。监测系统包括非暂态存储器和处理器。存储器可存储imd电数据、监测电数据和几何结构数据。监测电数据可表示由监测电极测量的信号，监测电极可包括分布在患者身体的表面上的身体表面电极和/或患者身体内的一个或多个侵入性电极。处理器耦接到存储器以访问存储在存储器中的数据和指令。指令可被编程为在监测系统和imd之间建立通信链路，并通过通信链路接收imd电数据。指令还使imd电数据和监测电数据同步，以基于由imd电极和/或监测电极感测到的同步信号的定时来提供同步的电数据。可基于同步的电数据和几何结构数据针对位于感兴趣表面上的位置重构重构的电信号。在另一示例中，监测电数据可包括来自侵入性电解剖标测系统的电测量数据，该电测量数据可与来自imd的信息组合以进一步细化电标测图。
附图说明
6.图1描绘了包括可植入医疗装置和电生理学监测系统的示例系统。
7.图2描绘了包括可植入医疗装置、编程器和电生理学监测系统的另一系统的示例。
8.图3描绘了重构引擎的示例。
9.图4描绘了包括一根或多根引线的可植入医疗装置的示例。
10.图5描绘了无引线可植入医疗装置的示例。
11.图6描绘了具有植入患者心脏中或心脏上的引线的可植入医疗装置的示例。
12.图7描绘了传感器阵列的示例。
13.图8描绘了包括植入患者身体内的可植入医疗装置的图像的一部分的示例。
14.图9描绘了可使用可植入医疗装置感测的感测向量的示例。
15.图10描绘了可使用可植入医疗装置感测的另一感测向量的示例。
16.图11描绘了对应于图9和图10的感测向量的信号的示例。
17.图12是描绘了使用可植入医疗装置以增强电生理学标测的方法的示例的流程图。
具体实施方式
18.本公开涉及使用可植入医疗装置来增强电生理学标测。示例系统包括可植入医疗装置(imd)和电生理学监测系统。可植入医疗装置包括适于被定位在患者身体内的位置处的一个或多个imd电极。可植入医疗装置包括基于由imd电极感测到的电信号提供imd电数据并通过imd电极递送刺激信号的电路(例如，模拟和/或数字电路)。
19.监测系统可被实现为计算机系统，该计算机系统包括存储数据的非暂态存储器，该数据可包括来自imd的imd电数据以及电生理学(ep)电数据和几何结构数据。ep电数据可包括从患者身体上的表面位置非侵入性地测量的表示非侵入性电活动的非侵入性电测量数据。另外或另选地，ep电数据可包括在患者身体内非侵入性地测量的表示电活动的侵入性电测量数据。几何结构数据可表示ep测量位置、(一个或多个)imd感测位置以及三维空间中的患者解剖结构。监测系统还包括耦接到存储器以访问存储在存储器中的数据和指令以执行本文所公开的功能的处理器。例如，指令被编程为在处理器和可植入医疗装置之间建立通信链路。通信链路可以是直接链路或通过另一装置(诸如编程器)的间接链路，并且可以是双向的。
20.处理器进一步被编程为确定由imd的至少一个电极和/或至少一些ep电极感测到的同步信号的定时，这反映在ep电数据中。同步信号可由患者身体内的位置处的一个或多个电极(例如，由imd电极)和/或ep测量位置(例如，由身体表面电极或侵入性电极)提供。可基于imd电数据、ep电数据(例如，非侵入性和/或侵入性电测量结果)、几何结构数据和同步信号的定时来针对位一个(或多个)感兴趣表面上的相应位置确定ep标测图。
21.在一些示例中，与(一个或多个)imd电极相关联的imd电数据和几何结构数据可用于确定一个或多个边界条件。边界条件可由重构引擎使用以约束用于重构心脏包络上的电信号的反解。
22.另外或另选地，监测系统可被编程为控制阻抗测量方法，其中阻抗是在(一个或多个)imd电极和ep电极之间测量的。例如，可基于在(一个或多个)imd电极和/或ep电极处生成的一个或多个信号(例如，亚阈值或超阈值信号)来测量阻抗。阻抗测量可用于表征位于患者身体内的在身体表面上的(一个或多个)imd电极和ep电极之间的组织和流体的电导率。处理器可进一步被编程为生成或更新表示解剖模型的模型数据，该模型数据用于计算感兴趣表面上的一个或多个ep标测图。
23.鉴于前述内容，通过利用来自imd的信息，可改善重构的电信号本身的准确性以及
改善ep标测功能。例如，可在单个ep标测图中提供对心脏组织的并发局部和全局评估。此外，imd与监测系统之间的双向链路实现了闭环控制，该闭环控制能够实现新的感测范例，其中通常通过标测导管测量的信号可被复制并且合并到电测量数据中，而不需要使用实际的导管。因为，在一些示例中，系统和方法可在不使用电生理学(ep)导管的情况下实现，所以减少了无意地排出imd或其引线的可能性。
24.图1描绘了一种用于增强ep标测的系统10的示例。系统10包括被配置为通过通信链路16进行通信的可植入医疗装置(imd)12和监测系统14。通信链路16可包括一个或多个无线和/或物理连接(例如，电导体、光纤)。可植入医疗装置的有用示例包括可植入心脏复律器-除颤器、起搏器或心室辅助装置。可用作imd 12的一些商业示例imd包括来自美敦力有限公司(medtronic plc)的可植入心脏复律器-除颤器，诸如包括visia icd系统、evera icd、crome系统和cobalt系统。可用于实现imd 12的起搏器和起搏系统的商业示例包括可从美敦力有限公司获得的azure起搏器、advisa起搏系统、adapta起搏器和任何micra经导管起搏系统。在其它示例中，不同的起搏系统可用作imd 12。
25.在图1的示例中，imd 12包括通信模块18，该通信模块被配置为通过通信链路16传送数据(例如，imd数据和指令)。例如，通信模块18可通过链路16与包括监测系统14的一个或多个装置通信。imd 12还可包括一个或多个imd电极20。电极可安装到包含imd 12的壳体上。另外或另选地，电极20可安装到可从imd的壳体延伸的一根或多根引线。电极的数量和放置可根据被用于给定患者的imd的类型而变化。在一些示例中，一个或多个imd可同时用于给定患者。
26.imd 12还包括电极接口22，该电极接口具有耦接到电极20中的每个电极的相应输入。电极接口22可包括感测模块24和信号发生器26。例如，感测模块24包括被配置为测量在电极20处接收的电信号的电路。电极接口22因此可包括被配置为接收、放大并且在存储器28中存储所测量的电信号的模拟或数字电路。例如，处理器30耦接到电极接口22以从该接口接收电测量数据并将该数据作为imd电测量数据存储在存储器28中。
27.处理器30可包括以下中的任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(dsp)、专用集成电路(asic)、现场可编程门阵列(fpga)或等效的离散或集成逻辑电路。在一些示例中，处理器30可包括多个部件(诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个dsp、一个或多个asic或一个或多个fpga的任何组合)以及其他离散或集成逻辑电路。术语“处理器”、“处理器模块”或“处理电路”总体可以指代单独前述逻辑电路或前述逻辑电路与其他逻辑电路的组合，或任何其他等效的电路中的任何电路。
28.信号发生器26包括被配置为基于为信号定义的电参数(例如，脉冲振幅、脉冲持续时间和频率)将电信号递送到一个或多个相应imd电极20的电路。电信号可以是刺激信号，其可以是亚阈值或超阈值的。如本文所使用的，“亚阈值”是指足够大到可由一个或多个电极测量的高于由此类电极检测到的基线噪声的信号，但是该信号没有大到刺激心脏传导(即，触发动作电势以起搏心脏)。相反，超阈值是指足以刺激心脏传导的信号。在示例中，信号发生器26可向一个或多个电极20提供信号以执行起搏。例如，处理器30被编程为控制信号发生器以向一个或多个电极提供电刺激信号，诸如实现心脏复律、起搏或除颤。
29.在一些示例中，处理器被配置为监测来自感测模块24的测量信号并且控制信号发生器26响应于感测到的测量信号来提供亚阈值刺激信号。因此，imd 12可被实现为自包含
式系统，诸如可植入患者身体内，使得根据要提供给患者心脏的刺激类型在期望位置处提供一个或多个电极，诸如以执行心脏复律和/或除颤。
30.监测系统14包括通信模块32，该通信模块被配置为通过通信链路16与可植入医疗装置12通信。如所描述的，通信链路16可与可植入医疗装置直接通信或者可以是与一个或多个其他装置(未示出)的间接通信。通信模块32可包括被配置为使用一种或多种形式的通信进行通信的通信电路。
31.监测系统14还包括耦接到ep电极36的电极接口34。在一个示例中，电极接口34可通过相应导电引线耦接到ep电极36的布置。在其他示例中，ep电极可通过其他形式的通信(例如，光纤或无线引线)耦接到电极接口34。在示例中，ep电极被实现为在患者身体表面上非侵入性地分布的身体表面电极。在另外或另选的示例中，ep电极被实现为被配置用于侵入性地测量电生理学信号的电极，诸如被安装到在患者身体内可移动的导管或其他器械。
32.电极接口34包括具有电路(例如，放大器和/或滤波器)的感测模块38，该电路被配置为接收由相应ep电极36测量的信号并且提供对应的电测量信号。监测系统14还可包括处理器40。处理器40在设计和操作上可类似于上述处理器30。处理器40被配置为执行指令以执行本文所公开的各种控制和处理功能(例如，可执行功能50、52、60、70和64)。
33.在示例中，处理器40包括信号处理功能以处理从ep电极36接收到的测量信号并且将该信号转换成对应的身体表面电数据(ep数据42)。另选地，电极接口34可被配置为将测量信号转换成相应的ep数据42。信号处理器40可被实现为硬件和/或软件，诸如包括数字信号处理器和其他处理电路，以去除噪声并将接收到的信号转换成用于ep数据42的期望格式。这可包括添加信道信息、添加时间戳、线路噪声去除或可能期望的其他信号处理功能。
34.在一些示例中，电极接口34还包括信号发生器44。信号发生器44包括被配置为生成一个或多个信号的电路，该一个或多个信号被供应到相应ep电极36。例如，信号发生器44可对一个或多个ep电极36生成脉冲或其他类型的信号，其可被其他ep电极和/或(一个或多个)imd电极20检测到。
35.如上所述，监测系统14可通过通信链路16从imd 12接收imd电数据(例如，作为编码数据)。通信模块32可对该信号进行解码并提取imd数据并将此类数据作为imd电数据46存储在存储器数据中。ep数据42和imd数据46共同形成电数据48，电数据被存储在监测系统14的存储器(例如，本地和/或远程存储器)中。例如，imd电数据46包括表示由imd电极20生成和/或测量的信号的数据。imd数据46还可包括指定该数据与哪个电极相关联的电极标识符，并且包括imd 12的本地定时信息。
36.在图1的示例中，监测系统14还包括同步功能50，诸如可被实现为可由监测系统的处理器执行的机器可读指令。同步功能50可控制一个或多个信号发生器44和26以经由相应电极20或36生成同步信号。同步信号可以是亚阈值信号或超阈值信号。响应于同步信号，感测模块24和38中的一者或两者测量电信号并且提供电测量信号，该电测量信号可作为相应imd电数据46和bse电数据42被存储在监测系统的存储器中，如上所述。
37.同步功能50被编程为基于同步信号的定时使imd电数据46和ep数据42同步，该同步信号由电极20和36中的一个或多个电极感测并且作为电数据的一部分被提供。例如，同步功能被编程为针对同步脉冲的所识别特征(例如，脉冲的峰值、脉冲的底部、上升沿、下降沿)设置零或其它公共开始时间。因此，零或其它开始时间用于在时间上对准数据，使得所
识别的数据特征处于每个测量通道的对准时间处。另选地，可以为通道中的每个通道确定定时偏移，并利用其根据定时偏移来调整电数据46和ep数据42的定时。
38.作为进一步的示例，同步功能50被编程为通过通信链路16控制imd 12的信号发生器，以通过imd电极20中的一者或多者生成同步信号。例如，同步功能50通过通信模块32发出经由链路16传送到imd 12的同步控制指令。通信模块18对接收到的信号进行解码，并且处理器30被配置为执行指令，从而控制信号发生器26响应于这些指令将同步脉冲递送到一个或多个相应电极20。同步功能50进一步指示感测模块38响应于同步信号(由电极20生成)测量ep电极36(例如，在患者身体上和/或患者身体内)的电活动。感测模块24还可测量来自一个或其他imd电极20的信号以生成imd数据。
39.同步功能50可进一步控制信号处理器40以分析所测量的电活动数据(例如，存储在ep数据42和/或imd数据46处)，以识别在所测量的对应于所存储的电数据48的电信号中反映的同步信号的特征。所识别的特征可以是任何信号，诸如信号形态和/或定时，其可以表现在由电极36测量的信号中或者从所测量的信号(例如，脉冲的峰值、脉冲的底部、上升沿、下降沿、频率等)导出。同步功能50因此可利用所识别的特征来使imd数据46与ep数据42同步。
40.作为另一示例，同步功能50被编程为控制信号发生器44经由ep电极36中的一者或多者生成同步信号。如本文所述，ep电极36可包括用于非侵入性ep系统的身体表面电极和/或用于侵入性ep系统的侵入性电极。同步功能50可采用通信模块32来经由通信链路16接收imd同步数据。因此，imd同步数据可表示由一个或多个相应imd电极20响应于由ep电极36中的一者或多者生成的同步信号而测量的电信号。在一些示例中，同步功能50可以向imd 12提供指令，使得处理器30激活信号发生器26以在身体表面上生成的同步信号期间使用一个或多个imd电极20来测量电信号。接收到的同步数据可被存储为imd电数据46的一部分。如上所述，同步功能50可采用信号处理器40来分析imd同步数据的电活动，以识别在所测量的信号中反映的同步信号的特征。同步功能因此基于所识别的特征来同步imd数据46和ep数据42。同步的数据可被分析并进一步处理以增强或提高监测系统的功能。在一些示例中，imd数据46或ep数据42振幅可以被调整到公共比例(例如，归一化比例)以便于对同步的电数据48的分析和处理。
41.例如，对于所测量的电信号的给定时间间隔，同步功能50可使imd数据46和ep数据42同步。对于随后的间隔，同步功能50可针对相应间隔重新计算imd数据46和ep数据42所表示的相应信号之间的同步。在一些示例中，同步功能50被编程为周期性地或间歇地生成同步信号(例如，在内部经由imd电极20中的一者或多者和/或在外部经由ep电极36中的一者或多者)并且对准电数据42和46以维持此类数据之间的准确同步，以用于由重构引擎52进行的后续分析和重构。这对于确保在长期电生理学研究期间维持准确性是特别有用的。
42.监测系统14还可包括重构引擎52(例如，指令)，该重构引擎被编程为针对患者身体内的感兴趣表面上的位置计算重构的电信号。在一个示例中，重构引擎52通过执行指令(算法)以基于几何结构数据54和电数据(例如，ep数据42和imd数据46)在空间上和时间上组合电信号来计算感兴趣表面上的重构的信号(例如，电势)。在另一示例中，重构引擎52通过执行指令(算法)以基于几何结构数据54和同步的电数据(例如，已经与imd数据46同步的ep数据42)求解反问题来计算感兴趣表面上的重构的信号(例如，电势)。可以通过重构引擎
52实施的反向算法的示例包含美国专利6,772,004号、7,983,743号和9,980,660号中所公开的那些反向算法。重构引擎52可在一个或多个时间间隔内针对一个或多个感兴趣表面计算在感兴趣表面上的重构的电信号。可响应于由用户装置62(例如，鼠标、键盘、触摸屏接口、手势接口等)键入的用户输入而通过用户接口60选择(一个或多个)时间间隔。
43.例如，重构引擎52被编程为基于几何结构数据54和同步的电数据计算转移矩阵。重构引擎52可进一步采用正则化技术来估计由几何结构数据54定义的感兴趣表面上的重构的电信号的值。
44.在图1的示例中，几何结构数据54包括ep数据56，其表示分布在患者身体上的ep电极36的三维位置。几何结构数据还包括表示imd电极20在患者身体内的位置的imd数据58。在一些示例中，从公共源(例如，三维图像集或导航系统)导出bse几何结构数据和imd几何结构数据，这有助于进一步提高电极20和36的相对三维位置以及所得到的重构的信号的准确性。几何结构数据54还包括表示三维空间中一个(或多个)感兴趣表面的数据。例如，感兴趣表面是心脏包络，诸如患者心脏的心外膜表面、心内膜表面、心外膜和心内膜表面的组合或其他三维几何表面(例如，球体)。在一些示例中，几何结构数据将感兴趣表面表示为三维数据，该三维数据描述(由引擎52)在其上计算重构的信号的表面以及(例如，由imd电极和/或侵入性ep监测系统的电极)进行侵入性测量的一个或多个表面。
45.作为示例，几何结构数据54是从针对患者获取的图像数据导出的，并且包括针对患者的心脏以及电极20和36的空间坐标。可使用几乎任何成像模态来获取图像数据，基于该成像模态可构建对应的表示，诸如本文所述。成像模态的示例包括超声、计算机断层摄影(ct)、3d旋转血管造影(3dra)、磁共振成像(mri)、x射线、3d超声、正电子发射断层摄影(pet)、荧光透视等。此类成像可与记录用于生成感测的电数据40的电活动同时进行，或者成像能够单独进行(例如，在获取测量数据之前或之后)。通过在将电极设置在患者上的同时获取图像并通过适当的图像处理(包括提取和分割)来识别坐标系中的电极位置，能够在几何结构数据54中提供电极20和36中的每个电极的位置。所得到的分割图像数据能够被转换成包括患者的感兴趣体积的二维或三维图形表示。可在几何结构数据38中识别包括imd 12以及电极20和36的位置在内的适当解剖界标或其他界标，以促进电数据48的空间配准。对此类界标的标识可以手动地(例如由人经由图像编辑软件)或自动地(例如经由图像处理技术)完成。
46.在一些示例中，几何结构数据38将解剖和电极几何结构表示为数学模型，该数学模型能够为通用模型或基于针对患者获得的图像数据构建的模型。另选或另外地，几何结构数据38可包括心脏的一般或定制表示(例如，模型)，其可以不是患者自己的心脏。在这种情况下，可根据所识别的解剖标志将所感测的电数据40标测(例如，经由配准)到器官的表示。
47.作为进一步的示例，重构引擎52被编程为校准心脏-躯干模型，以考虑心脏和表面电极位置之间的患者身体的不均匀性。例如，监测系统14可被编程为控制imd 12通过imd电极20中的一者或多者生成校准信号(例如，电信号)。在其他示例中，监测系统14可向信号发生器44提供指令以控制ep电极36中的一者或多者生成校准信号。重构引擎52或另一方法(例如，信号处理器40)被编程为响应于校准信号确定相应imd电极20与相应表面电极36之间的患者身体的阻抗。例如，由imd电极20生成并由身体表面电极36测量的信号的振幅变化
可提供关于经胸阻抗变化的信息。还可改变校准信号的频率，作为确定相应电极20和36之间的经胸阻抗的一部分。例如，可利用阻抗来生成患者身体的阻抗标测图。阻抗数据因此可用于校准模型数据，该模型数据基于阻抗表征心脏和表面电极位置之间的患者身体的不均匀性。在一些示例中可使用用户接口60来选择性地采用阻抗信息来相应地校准模型数据。例如，不均匀性可被选择性地应用于表示患者身体的传导性的心脏-躯干模型的一部分，使得体积-身体导体中的一些可被表示为均匀导体，并且由模型表示的体积-身体导体的其他部分可反映不均匀性。重构引擎52因此可使用校准的模型数据来计算感兴趣表面上的重构的电信号。
48.在另一示例中，除了本文所描述的特征之外或作为其替代，重构引擎52可进一步被编程为基于imd数据46和58确定一个或多个边界条件。可响应于用户输入(例如，通过用户接口60)自动应用或选择性地应用边界条件。重构引擎52可进一步被编程为基于同步的电数据48计算感兴趣表面上的重构的电信号，包括由imd电极20和ep电极36测量的信号、几何结构数据54，重构引擎在该几何结构数据中施加边界条件以限制被实现为确定重构电信号的计算。
49.监测系统14还包括标测图生成器64，其被编程为生成ep标测图，该ep标测图可被呈现在显示器68上以图形地可视化感兴趣表面上的重构的电信号。如本文所公开，感兴趣表面可以是心外膜表面、心内膜表面或心外膜表面或心内膜表面的组合。另外，感兴趣表面可以是心脏包络，例如位于患者心脏的中心和电极所处的身体表面之间的表面。感兴趣表面可包括整个心脏表面或一个或多个表面区域(心外膜或心内膜)，如本文所述。
50.图生成器64因此提供输出数据66，该输出数据可被提供给显示器68以可视化一个或多个心电标测图以及从重构的电信号导出的其他电信息。例如，标测图生成器64被编程为基于重构的信号(由重构引擎生成)和侵入性测量的电信息(例如，来自imd和/或侵入性ep监测系统)生成ep标测图。通过在组合的ep标测图中包括重构的电信号(从非侵入性测量导出)和实际信号(侵入性地测量)，组合的ep标测图在ep标测图中同时提供相应的全局和局部评估。另外或另选地，感兴趣表面上的重构的电信号可进一步通过由侵入性测量(包括由imd和/或侵入性电解剖标测系统)同时获取的电信号来增强。
51.在一些示例中，校准脉冲可以类似的方式用于同步由imd和侵入性ep监测系统侵入性地获取的数据。重构引擎52因此可基于相应imd电数据、ep电数据和在空间上表示在何处获取侵入性测量结果的对应几何结构数据在时间上和空间上将来自imd和侵入性ep监测系统的同步侵入性测量结果组合成对应电信号的ep标测图。标测图生成器64被编程为基于对应的侵入性电信号的ep标测图生成可视化。
52.作为进一步的示例，监测系统14可包括虚拟生理(ep)研究功能70。虚拟ep研究功能70是一组可执行指令，其被编程为使得用户能够在不需要将导管或其他探头物理地插入心脏内的情况下执行针对患者的ep研究。相反，虚拟ep研究功能70利用已经植入的imd 12和监测系统14之间的通信链路16以及已知的空间配准(例如，在几何结构数据中)和电配准(例如，通过使电数据48同步的同步功能50)来执行研究。
53.作为示例，虚拟ep研究功能70被编程为经由通信链路16控制imd 12以经由imd电极20中的一者或多者生成刺激信号。例如，在对通过链路16传送的信号进行解码之后，通信模块18可向处理器30提供来自功能70的解码指令。处理器30执行指令并控制信号发生器
26。作为响应，信号发生器26可提供供应给imd电极20中的一者或多者的相应刺激信号(电压或电流)(例如，来自单个电极的单个脉冲或一对电极之间的电势)。
54.例如，刺激可以是超阈值信号以刺激心脏的相应电极已被固定的区域。因为电极20中的每个电极的位置是已知的并且被存储在imd几何结构数据58中，所以ep研究功能70可提供不同的刺激信号(例如，具有不同的信号参数，诸如振幅、脉冲宽度以及(如果需要)频率)。响应于每个此类刺激信号而跨心脏传播的所得心脏信号可被记录为电数据48。例如，响应于刺激信号的心脏信号可通过一个或多个其他植入电极20以及通过ep电极36的测量来侵入性地测量。由imd电极测量的信号可作为imd数据存储在存储器28中，并且经由链路16传送到监测系统，如本文所述。
55.在一些示例中，刺激信号可被同步功能50利用(作为同步信号)以在正被实现的虚拟ep研究期间使信号同步。所测量的电活动可作为电数据48存储在存储器中，电数据包括响应于所生成的刺激信号的imd数据46和ep数据42。如本文所述，虚拟ep研究功能70然后可以采用重构引擎52基于所测量的电活动(例如，同步的电数据48)和几何结构数据58计算感兴趣表面上的重构的电信号。
56.作为进一步的示例，刺激信号可用于细化模型和/或评估某些区域的电特性，这些区域可以是与施加刺激信号的区域相同或不同的区域。例如，从多个位置以变化的速率和频率起搏(例如，期外收缩搏动)可帮助限定局部组织的电特性，诸如包括传导速度、不应期等。跨感兴趣表面(包括多个腔室或整个心脏)重构的电信号(其响应于刺激信号被(由重构引擎52)重构)可进一步提供对心脏组织上的刺激的全局评估。例如，全局评估可在与施加刺激信号的地方不同的一个或多个区域处或跨心脏整个表面示出此类刺激的效果。
57.在一些示例中，在附加imd电极20和/或其他侵入性电极被定位以测量对刺激信号的心脏响应的情况下，感兴趣表面可包括心内膜表面以及心外膜表面两者。标测图生成器64又可生成心电标测图，该心电标测图被提供为输出数据66并且被呈现在显示器68上。另外，在一些示例中，虚拟ep研究可使用用户接口60来使得用户能够响应于利用用户装置62做出的用户输入而通过通信链路16触发刺激信号的应用。在一个示例中，用户装置可包括触发器或按钮，其形状因数和配置类似于为ep导管提供的触发器或刺激控制。
58.通过进一步的示例，刺激信号可用于生成一系列心脏标测图(基于在一系列刺激信号期间在感兴趣表面上的重构的电信号)，该一系列心脏标测图被评估以确定控制参数，诸如由imd使用以执行调搏(例如，两心室再同步治疗(crt))或另一形式的心脏节律治疗(例如，复律和/或除颤)的调搏参数。例如，研究功能70可经由链路16控制imd 12以提供来自选定电极20和/或具有不同刺激参数的一系列不同刺激信号。下表中示出了可用于心室起搏刺激和感测的一些刺激信号的示例，这些刺激信号哦可根据电极的位置和类型而变化。在示例表中，imd包括左心室电极lvi(其中i是指定相应电极的电极标识符)、右心室环电极(rv环)和右心室尖端电极(rv尖端)。可以任何组合使用其他数量和类型的电极，其可由ep研究功能70控制以提供各种刺激信号并且在心脏内感测心脏电活动。
59.rv尖端至rv环lv2至lv1lv3至lv2lv1至rv线圈lv2至lv3lv3至lv4lv1至lv2lv2至lv4lv4至rv线圈lv1至lv3lv3至rv线圈lv4至lv1
lv1至lv4lv3至lv1lv4至lv2lv2至rv线圈 lv4至lv3
60.在一些示例中，重构引擎52可被配置为响应于经由用户接口60的用户输入，基于ep电数据42但不使用imd数据46来重构感兴趣表面上的电活动。然后，响应于经由接口60的进一步用户输入或作为自动化工作流程的一部分，重构引擎52可利用相同的bse电数据42和同步的imd数据46来重构感兴趣表面上的电活动，使得来自imd 12的输入心脏信息可增强和校正缺陷。用户可使用两个标测图来基于附加心内测量结果来识别差异，或者可将这些标测图组合成作为输出数据66提供给显示器68的比较标测图。在一些示例中，可应用心脏信号的加权和缩放以增加心内测量结果相对于从身体表面电测量结果生成的重构电活动的贡献。另外，由一个或多个电极20进行的心内测量结果可与重构的电数据(在空间上和时间上)配准，以例如在心外膜和心内膜上提供附加信息。
61.图2描绘了包括imd 12以增强非侵入性心脏监测系统14的另一示例系统。图2中的系统80与图1中的系统相同。在图2中使用相同的附图标记来指代本文关于图1所描述的特征和部件，并且新的附图标记指代在图2中引入的特征。在图2中，通信链路16包括多个链路部分，示为第一链路82和第二链路84。第一链路82是监测系统14和编程器86之间的通信链路。第二链路84在编程器86和imd 12之间。
62.imd 12和监测系统14之间的通信通过编程器86。在一个示例中，编程器可以被动方式操作且经由链路82、84中的一个链路接收信号，对该信号进行解码和重新编码且通过另一链路将其发送出去。在另一示例中，编程器可通过分析(或解译)解码的数据而更主动地操作。编程器可基于经由链路82、84接收到的解码数据来生成其自己的指令和数据，和/或将数据重新封装在为接收者(imd 12或系统14)格式化(例如，根据预定义模式)的新容器中。
63.编程器86包括通信模块88，该通信模块被配置为通过双向链路82与通信模块32通信并且通过双向链路84与imd通信模块18通信。编程器还包括处理器90、存储器92、用户接口94和显示器96。例如，通信模块88可包括多个通信接口，包括用于与imd 12通信的至少一个通信接口以及用于与监测系统14通信的另一个通信接口。每个接口的物理层实施方式取决于由每个链路82和84实现的物理层。
64.在示例中，编程器86与imd 12之间的通信链路84是无线链路(例如，蓝牙、wifi、蜂窝数据等)。监测系统14和编程器86之间的通信链路82可以是无线链路或物理链路(例如，电导线或光纤)，或者可以包括多于一种类型的物理层。
65.作为进一步的示例，通信模块32被配置为经由链路82与编程器86通信。imd 12的通信模块18同样被配置为通过链路84与编程器86通信。因此，通信模块88可包括多个通信接口，诸如通过链路84与通信模块32通信的无线接口和通过链路82与通信模块32通信的另一接口。
66.在一些示例中，编程器86可以是手持式装置或基于微处理器的家庭监测器或床边编程装置。诸如内科医生、技术人员、护士或其他临床医生的用户可以与编程器86交互以与imd 12通信。例如，用户可经由用户接口94与编程器86交互以获得当前编程的操作参数、由imd 12收集的当前生理数据和/或历史生理数据、或来自imd 12的装置相关诊断信息。用户可以与编程器86交互以对imd 12进行编程，例如，为imd的操作参数选择值。
67.用户还可与编程器交互以建立与监测系统14的通信链路82并且使得监测系统14能够实现对imd的控制和编程。当监测系统经由链路82与编程器86连接时，用户可采用用户接口60来接管编程器86的操作，用于控制imd 12的操作和/或对imd 12编程。例如，经由用户接口60与监测系统14交互的用户可启动虚拟ep功能70以执行ep研究，如本文所述。用户还可经由用户接口60执行其他功能，诸如包括由imd 12自动或半自动地执行的crt优化过程，以建立用于crt控制参数的闭环优化的数据。用户可评估显示器上的输出数据(例如，心电标测图)以确定用于对imd 12编程的crt控制参数。
68.在一些示例中，编程器86可包括编程头(未示出)，该编程头在imd 12植入部位附近靠近患者身体放置，以使得能够经由链路84进行通信。在其他示例中，编程器86和imd 12可被配置为使用距离遥测算法以及不需要使用编程头并且不需要用户干预来维持通信链路的电路进行通信。
69.在一些示例中，链路82可以是通信模块88耦接到的通信网络(例如，局域网)，用于向监测系统14传送数据以及从监测系统14传送数据。另外，远程用户可进一步经由网络链路从远程计算机或工作站访问编程器86和/或监测系统14，以允许对imd 12和监测系统14进行远程监测和管理。
70.另外，监测系统14可基于由imd 12测量并经由链路84提供给编程器的电信号来获得已经存储在编程器的存储器92中的历史数据。例如，电信号测量可由imd 12的一个或多个电极在延长的时间段(例如，数天或数周)内在多个测量间隔内进行，并且电数据可被存储在存储器92中。监测系统14可获得用于显示所测量的信号的数据并且被配置为执行进一步分析，该进一步分析可包括由信号处理功能进行的自动分析和/或由用户基于所存储的信号在显示器上的可视化进行的分析。
71.例如，imd 12可被编程为基于由一个或多个植入的引线20获取的所测量的心脏信号来存储历史电数据，以表示与已知心脏事件相关联的电活动。imd 12的植入引线可包括心内膜引线、心外膜引线或心内膜和心外膜引线的组合。每根引线及其相应的(一个或多个)电极20的位置在心脏中的已知位置处。一个或多个心脏事件(例如，一个或多个心脏间隔)的电测量数据可响应于检测到相应心脏事件而被存储在imd 12的存储器中。可存储在imd 12的存储器28中的复发性心脏事件的示例包括心室性早期收缩(pvc)、急性冠状动脉综合征(acs)和先天性长qt综合症，仅举几例。
72.因此，如本文所述，监测系统14的重构引擎52可基于非侵入性测量的电数据重构区域或整个心脏的电活动。监测系统14还可通过链路82接收在一个或多个已知心脏位置处测量的相应心脏事件的电测量数据。监测系统14包括指令(例如，程序代码)，该指令被进一步配置为在重构的心脏数据中定位对应于由imd 12测量事件的一个或多个已知心脏位置的区域或点。在重构电描记图中的区域或点与imd测量心脏事件(例如，pvc或其他事件)的(一个或多个)相应位置在空间上对准之后，监测系统14被配置为将针对心脏事件的另一检测实例的重构的电信号与针对事件的先前实例的记录的电信号进行比较。另选地，可基于所记录的心脏事件的先前实例的信号来创建模板(例如，通过监测系统14或编程器86)，并且将该模板与针对对应于所记录的测量位置的区域或点的重构的信号进行比较。该比较(重构的和记录的信号之间的差)可以被监测系统14用来确定重构的电信号的准确性。
73.在示例中，监测系统14被配置为基于比较来调整重构方法(例如，反解)，使得重构
的电信号更好地匹配由imd 12针对事件记录的信号。例如，调整可包括在空间上调整重构信号以最小化重构信号与由imd针对事件记录的信号之间的差。另选或另外地，与记录的imd信号更高度相关的重构的信号的位置可在用于求解重构电信号的反解的传递函数中被更重地加权。
74.在进一步的示例中，可基于由imd 12的相应植入引线的一个或多个电极20测量的心脏信号来确定一个或多个已知位置处的心脏信号的激活时间。监测系统可使用从直接测量的信号导出的激活时间来改进由监测系统基于重构的心脏信号(从非侵入性测量的心脏信号生成)生成的对应激活标测图。例如，监测系统14被配置为计算imd 12的电极20的激活时间与已经针对其重构了电信号的一组心脏节点(位于imd电极位置处或附近的节点)的激活时间之间的差。监测系统14可使用计算出的各个激活时间之间的差来增强(例如，优化)激活标测图。在一个示例中，激活标测图增强包括监测系统14向相对于已经针对其确定激活时间的imd电极20在时间和空间上同步(即，一致)的节点分配更大的权重。在另一示例中，针对imd 12的电极20确定的激活时间可被用作边界条件，重构引擎52使用该边界条件来计算感兴趣的心脏表面(例如，一个区域或整个心脏)上的重构的电信号。在又一示例中，监测系统14被配置为最小化(例如，通过实施最小二乘或其他最小化算法)imd电极20的激活时间与重构的心脏信号的激活时间之间的差。
75.作为进一步的示例，监测系统14被配置为基于由imd 12记录的历史数据来识别患者心脏上或心脏中的先前致心律失常活动(事件)。所识别的活动或事件可用作由监测系统14基于心脏包络上的重构电活动进行的进一步分析的起始点，该重构电活动基于非侵入性获取的电测量结果。例如，监测系统14可被配置为记录电数据(ep数据42和/或imd数据46)并且在感兴趣表面上重构电信号，该感兴趣表面包括响应于由imd电极20测量的心脏电信号而识别出致心律失常活动的感兴趣区域。另外或另选地，虚拟ep研究功能70可向imd提供指令以将一个或多个刺激信号递送到识别出致心律失常活动的区域或其他区域以观察心脏局部和/或全局电活动，如在重构的电信号中所示。
76.图3描绘了包括重构感兴趣表面上的电信号的重构引擎的示例系统100，诸如在图1和2的示例系统10和80中所述。在重构引擎52被编程为采用边界元素方法作为反解的一部分的上下文中描述示例系统100。应当理解，重构引擎可被编程为利用用于解决反问题的其他技术。作为一个另选示例，重构引擎52可被编程为实施无网格方法，其使用诸如在上文并入的美国专利7,983,743号中所公开的基本解的方法。
77.系统100包括重构引擎52，其可用作图1和图2中的重构引擎。重构引擎52可通过组合所测量的电数据48和几何结构数据54来生成重构的电活动数据102。在图3的示例中，重构引擎52被编程为实现包括转移矩阵计算器104和正则化函数106的反解法。
78.重构引擎52进一步被配置为将边界条件数据108施加于由转移矩阵计算器104实现的计算。针对由转移矩阵计算器104施加的边界条件的每个单元定义的值可包括固定或可变的边界条件参数。
79.在一些示例中，系统100包括边界条件生成器112以生成边界条件数据108。边界条件生成器112包括边界条件分析器116和边界条件选择器118。边界条件分析器116被编程配置为分析补充信息，诸如作为电数据48和几何结构数据54的一部分存储的imd信息。例如，分析器116可评估每个数据单元以确定其是否表示有效边界条件(例如，确定补充信息作为
反解法的边界条件的功效)。边界条件的有效性可取决于补充信息，诸如包括其值和/或相关联的位置。边界条件选择器118可被配置为选择由分析器116确定为有效的边界条件。另外，边界条件选择器118可被经配置为在分析指示补充信息提供用于反解法的无效边界条件的情况下排除补充信息。在一些示例中，边界条件选择器118被编程为响应于用户输入(例如，经由用户接口60)来选择哪一个或多个imd电极将被用作边界条件数据108。
80.作为示例，几何信息54可进一步包括描述心脏电生理学的信息，其可包括心内膜和心外膜之间的心肌纤维的纤维角度和定向。重构引擎52因此可被配置为基于相应的心内膜和心外膜表面之间的心脏组织的纤维角度和厚度来估计心脏包络(例如，心外膜表面)上的重构的信号的传导定向。或者，光纤角度可单独确定并与几何结构数据54一起存储。重构引擎52还可基于比较由imd电极20所记录的时间上对准的测量结果和基于非侵入性测量结果重构的心脏信号来确定传导速度和延迟。例如，如果imd电极20在心内膜上并且ecgi重构在心外膜上，则重构引擎52可估计将导致传导延迟的电导速度和心内膜表面与心外膜表面之间的心脏纤维角度，使得能够至少针对定位在imd电极的已知位置附近的区域确定校正因子。因此，重构引擎52可采用用于心外膜上相应位置的校正因子(例如，以及光纤角度和粗细)，以将来自心外膜的各个重构的心外膜信号转换或标测到对应的心内膜位置。即，重构引擎52被配置为基于纤维角度和传导定向将重构的ecgi标测图数据转换为心内膜表面。然后可(例如，通过标测图生成器64)从已经通过应用校正因子被平移到心内膜表面上的心内膜标测图的部分生成针对(一个或多个)感兴趣表面的对应心内膜标测图，并且在显示器上呈现。
81.作为进一步的示例，由一个或多个imd电极测量的电活动(例如，imd电数据46)和表示各个imd电极的三维空间位置的信息(例如，imd几何结构数据58)可用于提供边界条件数据108。如本文所述，例如，imd包括附着在患者身体内固定位置处的一个或多个imd电极(例如，环形电极、板或线圈)，该固定位置可以是已知位置或可由定位系统确定的位置。例如，电极位置可被确定为3d空间中的空间坐标。在一些示例中，根据3d成像模态来确定imd电极位置，该3d成像模态被用于对患者身体进行成像，作为如本文所述的为身体表面电极(例如，非侵入性ep电极36)提供几何结构的过程的一部分。用作边界条件数据108的imd数据因此可表示在相应已知位置处的电信号(例如，电势)的心内膜和/或心外膜测量结果，包括在患者身体内随时间获取的直接测量结果。
82.在一些示例中，imd数据包括在长时间段内记录并存储在存储器(例如，imd和/或编程器的存储器)中的电信号测量结果。因此，如本文所公开，imd数据可由监测系统14经由通信链路获得以供重构引擎52使用。在其他示例中，用于边界条件数据108的imd数据包括在ep研究期间由imd(例如，响应于来自虚拟ep研究功能70的指令)获取的imd电信号测量结果。因为imd电极和身体表面电极的相对位置可(例如，从公共3d图像集)以高准确度确定，所以使用imd数据作为边界条件可提高从非侵入性ep电测量导出的重构的信号的准确度。
83.对于转移矩阵计算器104被编程为使用bem(边界元素方法)的示例，计算器104可采用边界条件数据108来产生由所应用的一个或多个边界条件中的每一者约束的扩展线性系统。例如，imd电数据46和/或imd几何结构数据58可用于提供存储在边界条件数据108中的一个或多个心内边界条件。电数据可从一个或多个imd电极获得，如本文所述，并且因此可以是单次测量结果或随时间变化的一系列测量结果。转移矩阵计算器104可被编程为计
算其中已施加边界条件数据108的扩展线性系统，诸如下式：
[0084][0085]
其中：
[0086]
矩阵a具有由bem方法生成的大小mxn，
[0087]vei
表示心脏表面处电势的未知量，
[0088]
φ
bi
表示所测量的身体表面电势，
[0089]
表示单位1xn向量，其中e(ik)＝1，以及
[0090]
表示从心脏表面测量的imd电数据(例如，图1和2中的数据46)。
[0091]
作为另外或另选的示例，在基于边界条件的疤痕/病变也包括在边界条件数据108中(诸如可存储在imd几何结构数据58中(例如，从图像数据导出))的情况下，转移矩阵计算器104可被编程为计算其中已施加每个此类边界条件数据的扩展线性系统，诸如以下公式：
[0092][0093]
虽然在等式2的示例中，边界条件将由边界条件限定的已知位置处的电压电势设置为零(例如，0v)，但如所提及，在其它示例中可使用其它固定低电压值。在又一些示例中，对应于等式2中所识别的疤痕/病变区域的位置和/或等式1的所测量的心内位置的边界条件可以双极测量格式来表达，诸如对应于相应成对的imd电极20之间的测量结果。在此类双极示例中，上述等式1和2将被修改以根据以下双极表达式代替扩展的向量：
[0094][0095]
另外，本文所公开的系统和方法可基于这种类型的先前补充信息的确定性，在调整疤痕/病变对系统的空间影响之前，对疤痕/病变分配不同的权重。例如，可使用本文关于虚拟ep研究功能70描述的方法或通过阻抗的局部测量来定义疤痕、病变或其他传导缺陷。
[0096]
正则化函数106被编程为应用正则化技术从计算器104计算的转移矩阵来求解方程中的感兴趣包络上的电活动的未知值(例如，等式1和2中的v
ei
)。作为示例，正则化函数106被编程为实现吉洪诺夫正则化，诸如美国专利6,772,004号中所述。在另一示例中，正则化函数被编程为采用另一正则化技术，诸如广义最小残差(gmres)正则化，诸如在美国专利中7,016,719号中所公开。除上述技术外或作为其替代，也可应用其它正则化技术(例如，奇
异值分解(svd)或截断奇异值分解(tsvd))。重构引擎52又可基于正则化矩阵提供重构的电活动。
[0097]
在另外或另选的示例中，系统100(监测系统14的一部分)可包括模型生成器120，其被编程为生成模型数据122，该模型数据表示患者心脏与身体表面(例如，身体表面电极所定位的位置)之间的患者身体的三维经胸阻抗(例如，电导率)。例如，模型生成器120包括阻抗计算器124，其被实现为由系统100中的计算机处理器执行的指令，这些指令被编程为基于表示imd电极20中的一者或多者与身体表面电极(例如，在患者胸部上分布的电极)之间的电信号测量结果的电数据48来计算经胸腔(遍及身体传导体积)阻抗。例如，监测系统14被配置为控制相应的信号发生器26和44以在相应成对的电极20、36之间施加场(例如，以电流或电压的形式注入电能)。电极对可以是成对的imd电极、成对的身体表面电极或包括一个imd电极和一个身体表面电极的对。
[0098]
例如，可进一步估计体积阻抗数据并将其用于对经胸腔的不均匀性进行建模，这在由重构引擎52使用的躯干模型中实现，用于求解当如本文所述重构信号时的反问题。例如，可根据成像数据和/或基于(例如，在侵入性电极和一个或多个身体表面电极之间测量的)一个或多个经胸阻抗测量结果来估计体积阻抗数据。在示例中，阻抗信息可包括如通过在imd电极之间(例如，心脏内的一根或多根引线与胸腔中的icd之间)测量的胸腔内阻抗信息，诸如基于胸腔流体监测(例如，通过optivol流体状态监测，可从明苏达尼州明尼阿波利斯市的美敦力公司(medtronic,inc.)获得)。
[0099]
在一个示例中，监测系统控制一个或多个信号发生器以在一对或多对电极(即一个imd电极和一个或多个身体表面电极)之间施加电势(或电流)。当施加的电势在相应电极对之间传递时，在其它电极处测量响应。例如，所使用的电流相对较小，低于它们将引起功能性刺激的阈值(例如，频率为约10至100khz的几毫安的交流电)。可对施加到每个电极对的电流进行类似的测量。
[0100]
感测模块24、38用于测量跨相应电极对的电压响应并且记录存储在ep数据42中对应的所测量的电信号。阻抗计算器124因此可计整个体积中相应电极对之间的阻抗的指示。模型生成器120可基于所确定的阻抗和相关联的几何结构数据54来确定经胸腔的电导率。在示例中，模型生成器120使用所确定的电极对之间的阻抗数据和几何结构数据来提供针对患者的经胸体积的阻抗特性的三维表示(例如，体素化阻抗标测图)。
[0101]
作为进一步的示例，阻抗计算器124可利用等效单偶极子(esd)方法来确定身体体积的阻抗。esd是可用于表示由无限均匀介质中的单个偶极子生成的电势φ的方法。电势φ可被定义如下：
[0102][0103]
其中g是阻抗，p是偶极矩，r'是偶极位置，并且x是观察点的位置。
[0104]
对于包括导航和身体表面标测两者的系统(例如，系统100)的示例，当用户从一对双极导管引线在身体内部起搏时，形成偶极，其中偶极矩p的位置和偶极位置r'从系统给出或获得。然后，对于每个观察点，基于等式(1)，重构引擎被编程为计算观察点x处的理想电势，假设与在同一点处测量的实际电势比较，阻抗g在所有方向上是常数，然后我们可导出阻抗比。
[0105]
对于具有跨不同位置的测量结果的每一个或多个起搏点，可应用相同过程来确定沿着围绕起搏位置的不同方向的相对阻抗比。该过程创建了用于该起搏部位的球形阻抗校正矩阵。然后可将上述相同过程应用于覆盖围绕心脏的感兴趣区域的多个起搏部位，在每个起搏部位处计算不同的球形阻抗校正矩阵。
[0106]
对于电偶极和边界条件的示例，给定电偶极在空间上位于封闭表面t内，具有偶极位置r’和偶极矩p，则点x处(例如，身体表面上的电极位置)的电势测量结果p(x)满足封闭表面t的以下电势：
[0107][0108]
对于具有导航和身体表面标测两者的系统，当从一对双极导管引线在身体内部起搏时，形成偶极，其中偶极矩p的位置和偶极位置r'从系统给出或获得。然后，对于身体表面上的每个观察点，基于等式(2)，可计算观察点x处的理想电势，假设与在同一点处测量的实际电势比较，阻抗g在所有方向上是常数，然后我们可导出阻抗比。
[0109]
对于具有跨不同位置的身体表面上的测量结果的每个起搏部位，可应用相同过程来获得沿着围绕起搏位置的不同方向的相对阻抗比。这创建了用于该起搏部位的球形阻抗校正矩阵。然后可将上述相同过程应用于覆盖围绕心脏的感兴趣区域的多个起搏部位，在每个起搏部位处计算不同的球形阻抗校正矩阵。可进行球面阻抗校正矩阵的拟合和内插，以校正未被起搏但要被标测的区域。
[0110]
在一些示例中，身体被建模为在心脏包络和身体表面之间的均一(均匀)各向同性体积导体(例如，像在躯干-槽(tank)实验中所使用的)。在其他示例中，身体被建模为在心脏包络和身体表面上的定位电极的位置之间的非均一(不均匀)各向异性体积导体。模型生成器120因此可利用模型数据122中的体积阻抗数据来提供与患者的对应解剖结构相关联的腔内阻抗变化(例如，不均匀性)的更准确表示。以这种方式，因为心脏被肺、脂肪、骨和肌肉组织包围，它们中的每一者都具有其自己的特定电导率，所以躯干模型和转移矩阵可基于阻抗信息(由阻抗计算器124确定)来解释此类不均匀性。
[0111]
作为示例，模型生成器120进一步被编程为校准模型数据122以反映体积阻抗数据，即，表示转移矩阵内的阻抗不均匀性，诸如本文所述。例如，模型生成器120被编程为将均匀性(或不均匀性)的指示确定为相应成对的电极之间的导电体积内的值。另外或另选地，任何一对电极之间的导电介质的阻抗不均匀性可部分地根据成像数据确定，诸如ct或mri图像(例如，表示为几何结构数据54的一部分)。因此，可基于成像数据、信号测量结果或成像数据和信号测量结果的组合来确定模型生成器的不均匀性(或均匀性)。模型生成器120因此可利用所得到的不均匀性的指示和传导体积的阻抗数据来校准(或生成)模型数据，诸如以便表示imd电极与身体表面电极之间的体积导体的导电率。
[0112]
转移矩阵计算器104可被编程为基于电数据48、几何结构数据54、边界条件数据108和模型数据122计算转移矩阵。在一些示例中，基于传导体积的所估计的均匀阻抗来生成模型数据。在其它示例中，如上所述，基于由阻抗计算器确定的阻抗数据来校准模型数据。
[0113]
作为示例，下面展示利用单极先验信息在感兴趣表面上重构电信号的反问题。
[0114][0115]
作为另一示例，下面展示用于基于双极先验信息在感兴趣表面上重构电信号的反问题。
[0116][0117]
举例来说，在基本解方法(mfs)中，可如下表示每个位置处的电势：
[0118][0119]
其中
[0120]
r＝||x-y||
[0121]
利用上述球面阻抗校正矩阵，可以例如通过将阻抗g从恒定值改变为取决于方向的值(即，由阻抗计算器124确定的阻抗数据)来应用(x，y)对中每一对的经校正的阻抗。
[0122]
图4描绘了imd 400的示例，其可用于实现图1和图2的imd 12。imd 400包括壳体402，该壳体包括用于执行其功能的电路。例如，壳体402包括通信模块处理器、存储器和电接口。壳体402还可包括安装在壳体外部上的一个或多个电极404。imd 400还包括从壳体延伸的一根或多根引线406和408。作为imd 400的一部分，可以有任意数量的一根或多根引线。引线406包括沿着引线长度分布的电极410、412、414和416，诸如用于在接触特定解剖结构时在患者心脏上或心脏中进行植入。引线408包括电极420，但在其他示例中可包括多于一个电极。电极410、412、414、416、420可实施为环形电极、线圈电极或可沿着引线安装的其他形状的电极。
[0123]
在一个示例中，引线406可以是左心室引线，引线408可以是右心室引线。电极的组合可进一步用于感测在电极所位于的解剖区域之间传播的信号。例如，电刺激信号可由在壳体402中实现的信号发生器生成并应用到电极中的一个或多个电极。信号和响应的传播可由一个或多个其它电极感测。例如，刺激信号可由患者心脏的一个腔室(例如，心房或心室)中的电极递送并且由患者心脏的另一腔室中的电极响应于刺激而感测。
[0124]
图5描绘了可在本文描述的系统和方法中使用的imd 500的另一示例。imd 500包括在间隔开的端部504和506之间延伸的细长主体502。imd 500包括一个或多个电极，在图5的示例中以508和510示出。电极508被示为围绕imd 500的主体502设置的圆柱形环。可以有任何数量的沿着身体设置在不同位置处的一个或多个此类环形电极。电极510是设置在端部506处的端盖电极。imd 500是无引线imd的示例。无引线imd的商业示例包括可从美敦力有限公司获得的micra装置。
[0125]
作为进一步的示例，图6描绘了imd 600的示例，其中多根引线602、604和606已经被固定在患者心脏610内。每根引线包括一个或多个电极，如本文所述。imd 600的壳体612可包括一个或多个电极614。在图6的示例中，引线安装在右心房内、右心室内和左心房内。引线可安装在心脏的任何部分中或任何部分上，包括具有用于感测心内膜电势的电极的一根或多根心内膜引线。
[0126]
图7描绘了传感器设备700的一个示例，该传感器设备可附接到人的躯干，用于非侵入性地感测身体表面电信号。示例传感器设备700可根据美国专利9,655,561号中公开的实施方案进行配置。电极的其它形式和布置可用于其它示例中，诸如包括欧洲专利2352421号中公开的传感器设备。
[0127]
示例传感器设备10的尺寸和配置被确定为应用于患者(例如，人类患者)的躯干；然而，根据患者(例如，可以是人或其他动物)和要执行的电生理学的具体类型，可使用不同的配置。传感器设备700可具有多种尺寸以适应一系列患者尺寸和身体类型。
[0128]
传感器设备700可包括由柔性材料形成的一个或多个衬底层712。衬底层712提供携带电极的衬底层。在图7的示例中，传感器设备700包括设置在衬底层712的对应电极接收部分的接触表面上的电极716的布置。相应电极716可作为用于测量电活动的传感器来操作。另外或另选地，电极716可被配置为递送电能(例如，刺激信号)，如本文所述。电极716通过导电元件(例如，迹线或电线)耦接到相应连接器720。相应连接器720适于耦接到电极接口(例如，接口34)，以在电极接口与相应电极716之间携带信号测量结果或提供刺激信号，电极接口可以是直接连接或通过附加电缆的连接。
[0129]
通过进一步的示例，图8示出了患者身体的图像800部分，诸如通过成像模态(例如，x射线或荧光透视)获取的图像。图像800包括植入患者身体内的imd 802。在图8的示例中，imd 802包括从imd电子器件的壳体延伸的引线804、806和806。在图8的示例中，imd 802包括相对于患者心脏固定在患者身体内的三根引线804、806和806。引线804、806和806中的每根引线包括用于感测电信号和/或向心脏递送相应刺激信号的一个或多个电极。引线804、806和806可包括与心脏组织接触的相应电极，或者可被实现为相应地递送刺激或感测信号的非接触电极。
[0130]
图8中还示出了分布在图像800上的身体表面电极位置810。可通过使用不透射线的标记或以其他方式使用不透射线的材料来形成身体表面电极，使得电极位置810在成像模态中被呈现为可见。
[0131]
作为进一步的示例，图9和图10描绘了可使用如本文所公开的imd(例如，imd 12、400、500、600、800)测量的信号向量900和1000的示例。在图10的示例中，感测imd电极位于相应位置902、904和906处以提供一组向量，每个向量具有幅度和方向。例如，信号向量可被认为分别具有与右臂(ra)、左臂(la)和左脚(lf)有关的方向分量。因此，图9中的测量信号向量表示电极位置的远侧线圈测量信号向量。在图10的示例中，信号向量还感测分别与ra、la和lf方向有关的电极位置1002、1004和1006的imd电极。因此，图10中所示的信号向量表示电极位置1002、1004和1006的近侧线圈测量信号向量。
[0132]
图11示出了图9和图10所示的相应信号向量的所测量的信号1102和1104的示例。如本文所述，所测量的信号1102和1104可与身体表面信号测量结果组合以将电描记图重构心电标测增强到一个或多个感兴趣表面上。
[0133]
鉴于上述结构和功能特征，参考图12的流程图将更好地理解能够实现的示例性方法。虽然为了简化说明的目的，图12的方法被示出并描述为串行执行，但是应当理解和体会，此类方法不受所示顺序的限制，因为在其它示例中，一些方面能够以不同的顺序发生，并且/或者与本文所公开的其它方面同时发生。而且，可能不需要所有示出的特征来实施一种方法。例如，该方法或其部分能够被实现为存储在一种或多种非暂态机器可读介质中的指令，以及由一个或多个计算机装置的处理资源器执行。
[0134]
图12描绘了使用来自imd的信息重构感兴趣表面上的电活动的方法1200的示例。在1202处，非侵入性心脏监测系统(例如，系统14)与imd(例如，imd 12)之间的通信链路。imd的有用示例包括可植入心脏复律器-除颤器、起搏器或心脏辅助装置。这些和类似类型的装置可从美敦力公司和其他公司商购获得。如本文所述，链路可以是监测系统和imd之间的直接无线连接(例如，wifi、蓝牙、nfc)。在其他示例中，链路可以是间接连接，诸如通过编程器或其他装置(例如，网络路由器或接口装置)。
[0135]
在1204处，该方法包括经由通信链路在监测系统处接收imd数据。例如，imd的通信模块对imd数据进行编码并发送imd数据，该imd数据由监测系统的通信模块(直接或间接)接收。imd数据可表示由imd测量的电信号和/或由imd生成的信号。imd数据还可包括其他相关联的数据(例如，识别提供信号测量、时间戳等的每个电极的数据)。接收到的imd数据可存储在监测系统的存储器中。
[0136]
在1206处，imd电数据与非侵入性电测量数据同步以提供同步的电数据。基于由一个或多个imd电极和/或身体表面位置处的一个或多个电极感测到的同步信号的定时来执行同步。例如，同步信号可以是由imd电极或ep电极提供的信号脉冲，并且可以是亚阈值脉冲(例如，不在心脏内产生动作电势)或超阈值脉冲(例如，在心脏内产生动作电势)。非侵入性电数据可存储在存储器中，其表示由分布在患者身体表面上的身体表面电极生成和/或测量的信号，诸如本文所述。在一个示例中，1206处的同步可针对给定测量间隔执行并且提供共同时间零，imd电数据和身体表面电数据相对于该共同时间对准。可在分析事件开始时执行一次同步，或者针对每个后续测量间隔重复同步。在一些示例中，可周期性地执行同步以重新同步imd的定时和测量以及身体表面信号测量。
[0137]
在1208处，基于同步的电数据和几何结构数据针对患者身体内的感兴趣表面上的位置来计算重构的电信号。电数据和几何结构数据可被存储在非易失性或易失性存储器结构中，其可以是执行指令的计算机的本地存储器或分布式存储器(例如，在网络或云系统中)。如所描述，几何结构数据可表示身体表面ep电极的位置、侵入性ep电极的位置、imd电极在患者身体内的位置以及感兴趣表面在三维空间中的空间配置。例如，感兴趣表面可以是心脏的一个或多个表面(例如，心外膜和/或心内膜表面)或心脏与身体表面之间的任何包络，电信号可重构到身体表面上。虽然在图12中未明确示出，但方法1200可包括本文所述的一个或多个其它特征。
[0138]
在示例中，imd包括电极接口(例如，电路)，该电极接口耦接到一个或多个imd电极，该一个或多个imd电极适于被定位在患者身体内的相应侵入性位置处。监测系统可被编程为通过通信链路(例如，直接或间接)控制imd以经由imd电极中的至少一者生成同步信号(例如，脉冲，诸如起搏尖峰)。电活动由ep电极(例如，患者身体上的电极和/或患者身体内的侵入性电极)响应于同步信号来测量。所测量的电活动被分析以识别在所测量的电活动
中反映的同步信号的特征，并且所识别的特征被用于使imd电数据与非侵入性电测量数据同步。
[0139]
在另一示例中，监测系统被编程为经由一个或多个ep电极生成同步信号。电活动由患者身体内的imd电极响应于同步信号来测量。所测量的电活动通过通信链路被作为imd数据传送到监测系统并且被分析以识别在所测量的电活动中反映的同步信号的特征。所识别的特征用于使imd电数据与非侵入性电测量数据同步。
[0140]
作为又一示例，方法1200进一步包括监测系统通过通信链路控制imd以通过imd电极中的一者或多者生成校准信号。例如，监测系统生成定义校准信号的参数(例如，脉冲宽度和振幅)的指令，并且imd(例如，处理器)响应于执行来自监测系统的指令而控制其信号发生器生成校准信号。校准信号可包括由一个或多个imd电极生成的一个或多个信号。电活动由ep电极(例如，患者身体上的电极和/或患者身体内的侵入性电极)响应于校准信号来测量。基于所测量的电活动和校准信号来确定imd电极与患者身体的电极表面位置之间的患者身体的阻抗。模型数据被校准以基于阻抗表征在心脏和身体表面上的电极位置之间的患者身体的不均匀性。在一些示例中，用户可响应于用户输入来选择要包括在校准的模型数据中的不均匀性的集合，其范围可从不使用不均匀性(例如，均匀模型)到最粒状的不均匀性集合。可在1208针对基于校准的模型数据以及电测量数据(例如，同步的imd数据和ep数据)计算的感兴趣表面上的位置来计算重构的电信号。例如，可通过基于几何结构数据和校准的模型数据计算转移矩阵来计算重构的电信号。正则化可进一步用于基于转移矩阵和同步的电数据来计算感兴趣表面上的重构的电信号。
[0141]
作为另外或另选的示例，方法1200包括基于表示一个或多个imd电极的位置的几何结构数据以及由一个或多个相应imd电极测量的imd电数据和/或由一个或多个相应imd电极生成的imd信号(例如，具有已知信号参数)来确定一个或多个边界条件。基于同步的电数据来计算感兴趣表面上的重构的电信号，同步的电数据包括由imd电极和ep电极测量的电信号、几何结构数据、被施加以约束被实现为确定重构的电信号的计算的至少一个边界条件。
[0142]
作为进一步另外或另选的示例，方法1200采用监测系统来经由通信链路控制imd，以经由一个或多个imd电极生成刺激信号。例如，刺激信号可由单个imd电极递送，或者可作为向量信号在一对或多对imd电极之间递送。在示例中，可在位于相同心室中的imd电极之间提供向量信号，或者在另一示例中，在位于不同心室中的imd电极之间提供向量信号。该方法因此可包括响应于刺激信号测量患者身体上的表面测量位置处的电活动，并且基于所测量的(同步的)电活动和几何结构数据来计算感兴趣表面上的重构的电信号。
[0143]
本公开的某些技术在以下条款中阐述。
[0144]
条款1：一种系统，包括：可植入医疗装置(imd)，该可植入医疗装置包括适于被定位在患者身体内的imd电极，该imd包括基于由imd电极感测到的电信号提供imd电数据并通过imd电极递送刺激信号的电路；电生理学(ep)监测系统，该ep监测系统包括：存储imd电数据、ep电数据和几何结构数据的非暂态存储器，ep电数据表示由ep电极测量的信号；处理器，该处理器耦接到存储器以访问存储在存储器中的数据和指令，这些指令被编程为至少：在ep监测系统和imd之间建立通信链路；通过通信链路接收imd电数据；基于由imd电极和/或ep电极感测到的同步信号的定时来同步imd电数据和ep电数据以提供同步的电数据；以
及基于同步的电数据和几何结构数据来针对位于感兴趣表面上的位置计算电信号的标测图。
[0145]
条款2：根据条款1所述的系统，进一步包括非侵入性传感器设备，该非侵入式传感器设备包括相应的ep电极，该传感器设备被配置为将相应的电极定位在患者身体的表面上。
[0146]
条款3：根据条款1或2所述的系统，进一步包括通信模块，该通信模块被配置为通过通信链路与imd通信。
[0147]
条款4：根据条款3所述的系统，进一步包括编程器装置，该编程器装置包括通信模块，该编程器装置被配置为通过第一通信链路与imd通信，该ep监测系统包括被配置为通过第二通信链路与编程器装置通信的另一通信模块。
[0148]
条款5：根据条款1至4中任一项所述的系统，其中imd包括适于被定位在患者身体内的多个imd电极，并且指令进一步被编程为：通过通信链路向imd发送程序指令，以控制imd经由imd电极中的至少一者生成同步信号；存储由ep电极响应于同步信号测量的电信号数据；分析所存储的电信号数据以识别在电信号数据中反映的同步信号的特征，imd电数据和ep电数据基于所识别的特征被同步。
[0149]
条款6：根据条款1至5中任一项所述的系统，其中imd包括适于被定位在患者身体内的多个imd电极，并且指令进一步被编程为：经由ep电极中的至少一者生成同步信号；经由通信链路接收imd同步数据，该imd同步数据表示由至少一个imd电极响应于同步信号测量的电活动；以及分析所测量的imd同步数据的电活动，以识别同步信号的特征，所识别的特征用于使imd电数据与ep电数据同步。
[0150]
条款7：根据条款1至6中任一项所述的系统，其中imd包括适于被定位在患者身体内的多个imd电极，并且指令进一步被编程为：控制imd以通过imd电极中的至少一者生成校准信号；响应于校准信号测量相应成对的电极之间的电活动；基于所测量的电活动和校准信号来确定相应成对的电极之间的患者身体的阻抗；以及基于阻抗来校准模型数据以表征患者心脏与患者身体表面之间的患者身体的不均匀性，还基于校准的模型数据来计算针对感兴趣表面上的位置的电信号的ep标测图。
[0151]
条款8：根据条款7所述的系统，其中ep电极包括分布在患者身体的表面上的相应身体表面电极，其中指令进一步被编程为：基于几何结构数据和校准的模型数据来计算转移矩阵，其中电信号的ep标测图包括基于转移矩阵和同步的电数据在感兴趣表面上重构电信号的标测图。
[0152]
条款9：根据条款1至8中任一项所述的系统，其中指令进一步被编程为：基于由imd电极测量的imd电数据和表示imd电极的位置的几何结构数据来确定边界条件数据；其中基于几何结构数据和同步的电数据在感兴趣表面上计算信号的ep标测图，同步的电数据包括由imd电极和ep电极测量的电信号，其中施加边界条件数据以约束被实现为确定电信号的ep标测图的计算。
[0153]
条款10：根据条款1至9中任一项所述的系统，其中指令进一步被编程为：经由通信链路控制imd，以经由imd电极生成刺激信号；以及存储由ep电极响应于刺激信号测量的电活动的ep电数据，其中基于存储的ep电数据和几何结构数据在感兴趣表面上计算电信号的ep标测图。
[0154]
条款11：根据条款10所述的系统，其中指令进一步被编程为：控制imd递送刺激信号以包括具有随时间变化的频率和/或频率内容的相应脉冲，其中计算电信号的ep标测图以评估响应于刺激信号的经胸不均匀性。
[0155]
条款12：根据条款1至11中任一项所述的系统，其中imd包括在由几何结构数据表示的位置处的多个电极，该方法进一步包括：经由通信链路控制imd，以生成从imd电极中的一者到imd电极中的至少另一者的向量信号；存储由ep电极响应于向量信号测量的电活动的ep电数据；其中基于所存储的ep电数据、刺激信号和几何结构数据在感兴趣表面上计算电信号的ep标测图。
[0156]
条款13：根据条款12所述的系统，其中ep电极包括被配置为测量身体表面电活动的身体表面电极的布置，并且身体表面电测量数据被存储在存储器中以表示由身体表面电极响应于刺激信号测量的信号，其中计算电信号的ep标测图包括：基于包括身体表面电活动的ep电数据、imd电数据和几何结构数据在感兴趣表面上重构电信号，其中电信号的ep标测图包括重构的电信号和由imd电数据表示的信号，以提供对心脏组织的相应全局和局部评估。
[0157]
条款14：根据条款13所述的系统，其中imd电极进一步包括一个或多个电极，该一个或多个电极被配置为与通过身体表面电极的非侵入性测量同时地测量侵入性电生理学信号。
[0158]
鉴于前述结构描述和功能描述，本领域技术人员将理解，本发明的各部分可以具体化为方法、数据处理系统或计算机程序产品。因此，本发明的这些部分可以采取完全硬件实施方案、完全软件实施方案或组合软件和硬件的实施方案的形式。此外，本发明的各部分可以是计算机可用存储介质上的计算机程序产品，所述计算机可用存储介质在所述介质上具有计算机可读程序代码。可以利用任何合适的计算机可读介质，所述计算机可读介质包含但不限于静态和动态存储装置、硬盘、光存储装置和磁存储装置。
[0159]
本文中还参考方法、系统和计算机程序产品的框图示描述了本发明的某些实施方案。应当理解的是，图示的框以及图示中的框的组合可以通过计算机可执行指令来实施。可将这些计算机可执行指令提供给通用计算机、专用计算机或其它可编程数据处理设备(或装置和电路的组合)的一个或多个处理器以产生机器，使得经由处理器执行的指令实现了一个或多个框中指定的功能。
[0160]
这些计算机可执行指令还可存储在计算机可读存储器中，该计算机可读存储器能够指示计算机或其它可编程数据处理设备以特定方式运行，使得存储在计算机可读存储器中的指令产生包括实现一个或多个流程图框中指定的功能的指令的制品。计算机程序指令也可加载到计算机或其它可编程数据处理设备上，以使得在计算机或其它可编程设备上执行一系列操作步骤，以产生计算机实现的过程，使得在计算机或其它可编程设备上执行的指令提供用于实现一个或多个流程图框中指定的功能的步骤。
[0161]
上面已经描述的是示例。当然，不可能描述部件或方法的每一种可想到的组合，但是本领域普通技术人员将认识到，许多另外的组合和排列是可能的。因此，本发明旨在涵盖落入包含所附权利要求书的本技术的范围内的所有此类替代方案、修改以及变化。如果公开内容或权利要求书叙述“一个”、“一种”、“第一个”或“另一”要素或其等同物，则它应当解释为包括一个或多于一个此类元素，既不要求也不排除两个或更多个此类元素。如本文所
使用的，术语“包含(includes)”意指包含但不限于，术语“包含(including)”意指包含但不限于。术语“基于”是指至少部分地基于。