ПРАВА ПРАВИТЕЛЬСТВА

Данное изобретение было осуществлено при поддержке правительства под Грантами ROl HL83359 и HL83359-S1, присужденными Национальными институтами здравоохранения. Правительство имеет определенные права на данное изобретение.

ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Область изобретения

Данное изобретение относится, в общем, к области медицины и более конкретно к способу, системе и механизму для диагностики, обнаружения источника и лечения отклонений от нормы и других нарушений биологических ритмов. В частности, настоящее изобретение может применяться к минимально инвазивным техникам или хирургическим техникам для обнаружения, диагностики и лечения нарушения. Один вариант осуществления направляет данное изобретение на нарушения сердечного ритма, другой на электрические нарушения мозга и нервной системы и другие на электрические или сократительные нарушения гладкой мускулатуры пищеварительной и мочеполовой систем.

Краткое описание уровня техники

Нарушения сердечного ритма являются очень распространенными в Соединенных Штатах и являются существенными причинами заболеваемости, потери трудодней и смерти. Нарушения сердечного ритма существуют во многих формах, из которых наиболее сложными и тяжелыми для лечения являются мерцание предсердий (AF), желудочковая тахикардия (VT) и мерцание желудочков (VF). Другие ритмы являются более легкими в лечении, но они могут также быть клинически значимыми, включая предсердную тахикардию (AT), наджелудочковую тахикардию (SVT), трепетание предсердий (AFL), предсердные комплексы/импульсы (SVE) и желудочковые комплексы/импульсы (PVC). При определенных условиях быстрая активация синусного узла в норме может привести к нарушению сердечного ритма в виде неадекватной синусовой тахикардии или возвратного входа возбуждения в синусный узел.

Лечение нарушений сердечного ритма, особенно сложных нарушений AF, VF и VT, может быть очень трудным. Фармакологическая терапия, в частности, недостаточно оптимальна для AF (Singh, Singh et al. 2005) и VT или VF (Bardy, Lee et al. 2005) и, как результат, существует значительный интерес в нефармакологической терапии. Абляция является перспективной терапией с возросшим использованием для устранения нарушений сердечного ритма путем ориентирования сенсора/зонда в сердце через кровеносные сосуды, или напрямую с помощью операции, затем доставки энергии для остановки причины (причин) нарушения сердечного ритма. Абляция изначально использовалась для 'простых' нарушений, таких как SVT, AFL, PVC, РАС, но она с повышающейся частотой используется для AF (Cappato, Calkins et al. 2005), VT (Reddy, Reynolds et al. 2007) и, в меньшей степени, для VF (Knecht, Sacher et al. 2009).

Тем не менее, абляция является зачастую сложной, потому что инструменты для идентификации и определения локализации причины нарушения сердечного ритма являются слабыми, препятствуя попыткам доставить энергию в правильный участок для остановки и устранения нарушения. При персистирующем AF, широко распространенной форме AF, абляция имеет степень успеха одной процедуры только 50-60% (Cheema, Vasamreddy et al. 2006; Calkins, Brugada et al. 2007) несмотря на слишком длительные 4-5 часовые процедуры и 5-10% степень серьезных осложнений (Ellis, Culler et al. 2009), включая смерть (Cappato, Calkins et al. 2009). Даже для 'простых' нарушений, таких как предсердная тахикардия, не существуют инструменты, чтобы произвести диагностику и предложить вероятную локализацию успешной абляции.

Даже наиболее усложненные известные системы показывают данные, которые врачу-практику приходится интерпретировать, без непосредственной идентификации и определения локализации причины нарушения, чтобы обеспечить врача-практика возможностью обнаруживать, диагностировать и лечить его. Это включает используемые в настоящее время способы, описанные в Патенте США №5662108, Патенте №5662108, Патенте №6978168, Патенте №7289843 и других Beatty и соавторов, Патенте США №7263397 Hauck и Schultz, Патенте США №7043292 Tarjan и соавторов, Патенте США №6892091 и других патентах Ben-Haim и соавторов и Патенте США №6920350 Xue и соавторов. Эти способы и инструменты обнаруживают, анализируют и отображают электрические потенциалы, часто в усложненных 3-мерных анатомических изображениях, но все еще не могут идентифицировать и определить локализацию причины нарушений сердечного ритма, особенно для сложных нарушений, таких как AF. Это также актуально для патентов Rudy и соавторов (Патенты США №6975900 и 7016719, среди прочих), которые используют сигналы от поверхности тела, чтобы 'проецировать' потенциалы на сердце.

Определенные известные способы для идентификации и определения локализации причин нарушений сердечного ритма могут работать в простых нарушениях ритма, но не известны способы, которые были успешными в отношении идентификации причин для сложных нарушений, таких как AF, VF или полиморфная VT. Картирование активации (прослеживание активации обратно к самому раннему участку) является полезной только для простых тахикардии, слабо работает для AFL (непрерывный ритм без четкого 'старта'), и совсем не работает для AF с вариабельными путями активации. Картирование навязывания ритма использует электростимуляцию для идентификации участков, где стимулирующий электрод находится на причине ритма, но электростимуляция не может применяться в AF и даже некоторых 'простых' ритмах, таких как предсердные тахикардии из-за автоматических механизмов. Стереотипные локализации известны для причины(причин) возвратного входа возбуждения в атриовентрикулярном узле, типичные для AFL и пациентов с ранним (пароксизмальным) AF, но не для подавляющего большинства пациентов с персистирующим AF (Calkins, Brugada et al. 2007), VF и другими сложными нарушениями. Таким образом, еще не существуют способы для идентификации и определения локализации причины сложных нарушений сердечного ритма, таких как AF (Calkins, Brugada et al. 2007).

В качестве примера систем для 'простых' ритмов с постоянной активацией от импульса к импульсу представлен в Патенте США №5172699 Svenson и King. Эта система основывается на обнаружении диастолических интервалов, которые могут быть установлены в 'простых ритмах', но не сложных ритмах, таких как мерцание предсердий (AF) или мерцание желудочков (VF) (Calkins, Brugada et al. 2007; Waldo и Feld 2008). Более того, эта система не идентифицирует или определяет локализацию причины, поскольку она исследует диастолические интервалы (между активациями), а не саму активацию. Кроме того, она сфокусирована на желудочковой тахикардии, а не AF или VF, поскольку она анализирует периоды времени между QRS комплексами на ЭКГ.

Другой пример представляет Патент США №6236883 Ciaccio и Wit. Данное изобретение использует концентрическую решетку электродов для идентификации и определения локализации возвратных контуров. Соответственно, она не будет обнаруживать невозвратные причины, такие как фокальные импульсы. Более того, этот способ использования алгоритмов признаков и определения локализации не будет работать для сложных ритмов, таких как AF и VF, где активация в пределах сердца изменяется от импульса к импульсу. Это означает 'медленную проводимость в пределах перехвата контура возвратного входа возбуждения', что является признаками 'простых' аритмий, таких как желудочковая тахикардия, но не обнаруживается для AF и VF.

В следующем Патенте США №6847839, Ciaccio и соавторы описывают изобретения для идентификации и определения локализации контура возвратного входа возбуждения в нормальном (синусном) ритме. Снова, он не будет обнаруживать причины для аритмии, которые являются невозвратными, а фокальными, из которых активация исходит радиально. Во-вторых, этот патент основан на присутствии в синусном ритме "перехвата" для возвратного входа возбуждения, что приемлемо для 'простых' ритмов с единообразной активацией между импульсами, таких как VT (смотри (Reddy, Reynolds et al. 2007)). Тем не менее, это неприемлемо для сложных ритмов с переменными путями активации, таких как AF или VF.

Патент США №6522905 Desai представляет собой изобретение, которое использует принцип обнаружения наиболее раннего участка активации, и определения его как причины аритмии. Это подход не будет работать для простых аритмий из-за возвратного входа возбуждения, в которых нет "наиболее раннего" участка в возвратном входе возбуждения, так как активация постоянно 'циркулирует'. Этот подход не будет также работать для сложных аритмий, в которых активация изменяется от импульса к импульсу, таких как AF или VF.

Тем не менее, даже в простых нарушениях сердечного ритма, зачастую трудно применить известные способы для идентификации причин. Например, успех абляции для предсердных тахикардии ('простое' нарушение) может быть только 70%. Когда хирурги проводят процедуры по нарушению сердечного ритма (Cox 2004; Abreu Filho, 2005), было бы оптимально, чтобы им ассистировал эксперт по нарушениям сердечного ритма (электрофизиолог сердца). Таким образом, абляция причины нарушения сердечного ритма может быть сложной, и даже опытным врачам-практикам могут понадобиться часы, чтобы удалить 'простые' нарушения ритма (с единообразными от импульса к импульсу паттернами активации), таких как предсердная тахикардия или атипичное (левое предсердное) AFL. Ситуация все еще более сложная для сложных нарушений сердечного ритма, таких как AF и VF, где последовательности активации изменяются от импульса к импульсу.

В известном уровне техники для диагностики нарушений ритма часто измеряют времена активации на датчике. Тем не менее, такой уровень техники был применен к сигналам, которые, в каждом участке регистрации, являются достаточно единообразными от импульса к импульсу по форме и часто временным характеристикам. Эти решения из уровня техники являются чрезвычайно трудными для применения к сложным ритмам, таким как AF или VF, где сигналы для каждого импульса в любом участке ('цикле') могут переходить между одним, несколькими и множественными зубцами за короткий период времени. Когда сигнал, например в AF, содержит 5, 7, 11 или более зубцов, то трудно идентифицировать, какие зубцы находятся на датчике ('локальные') по сравнению с соседним сайтом ('дальней зоной'), как указывается в исследованиях для анализа степени AF (Ng и соавторы, Heart Rhythm 2006). В другом недавнем сообщении сигналы в ритмах, таких как AF, требуют 'интерактивных способов' для идентификации локальной ативации от активации дальней зоны (Elvan et al. Circulation: Arrhythmias and Electrophysiology 2010).

В отсутствие способов для идентификации и определения локализации причин для AF человека, врачи-практики часто обращались к литературе, касающейся животных. В животных моделях, локализованные причины для сложного и нерегулярного AF (вызванного искусственными средствами) были идентифицированы и определена их локализация в форме локализованных 'электрических роторов' или повторяющихся фокальных импульсов (Sk&nes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003). У животных роторы отмечаются сигналами, которые показывают высокую спектральную доминантную частоту (DF) (быстрорастущий показатель) и узкую DF (указывая на регулярность) (Kalifa, Tanaka et al. 2006). Такие применения спектральных доминантных частот описаны в Патенте США №7117030, выданном Berenfeld и соавторам.

К сожалению, эти данные, полученные от животных, не были перенесены в эффективную терапию людей. Животные модели AF и VF вероятно отличаются от заболевания человека. Например, AF у животного редко является спонтанной, она редко начинается от триггерных факторов легочной вены (что является распространенным в пароксизмальном AF человека). Как AF, так и VF типично исследуют у молодых животных без множественной совместно существующей патологии (Wijffels, Kirchhof et al. 1995; Gaspo, Bosch et al. 1997; Allessie, Ausma et al. 2002), наблюдаемой у пожилых людей, которые типично испытывают эти состояния.

У пациентов с AF участки, где частота является высокой (или участки высокой спектральной доминантной частоты, DF) не были пригодными мишенями для абляции. Недавнее исследование Sanders и соавторов показало, что AF редко прекращается с помощью абляции на участках высокой DF (Sanders, Berenfeld et al. 2005a). Другие исследования показывают, что участки высокой DF зачастую находятся в предсердии, и абляция на этих участках не резко прекращает AF (как предполагалось, если участки с высокой DF были причинами) (Calkins, Brugada et al. 2007). Частично, это может быть вследствие того, что DF способ, который является эффективным у животных, может быть некорректным для AF человека по многим причинам, как показано многими авторами (Ng, Kadish et al. 2006; Narayan, Krummen et al. 2006d; Ng, Kadish et al. 2007). Nademanee и соавторы предположили, что сигналы с низкой амплитудой с высокочастотными компонентами (сложные фракционированные

электрокардиограммы предсердий, CFAE) могут показывать причины AF (Nademanee, McKenzie et al. 2004a). Этот диагностический способ был включен в коммерческие системы Johnson и Johnson/Biosense. Тем не менее, этот способ также ставился под вопрос.Oral и соавторы показали, что абляция CFAE не прекращает AF или предотвращает рецидив AF отдельно (Oral, Chugh et al. 2007) или при добавлении к существующей абляции (Oral, Chugh et al. 2009).

Некоторые изобретения уровня техники подтверждают то, что считалось верным до настоящего времени - что AF является "сердечной аритмией без обнаруживаемых анатомических мишеней, т.е, нет фиксированных аберрантных путей, " такие как Патент США №5718241 Ben-Haim и Zachman. Этот патент, как результат, не идентифицирует и определяет локализацию причины для нарушения сердечного ритма. Вместо этого он фокусирует лечение на геометрии сердца путем доставки линий для абляции для того, чтобы "нарушить каждую возможную геометрическую форму". Этот патент создает карты различных параметров сердца.

Многие изобретения используют суррогаты для фактической причины для сердечной аритмии без идентификации и определения локализации указанной причины. Например, Патент США №5868680 Steiner и Lesh использует показатели организации в пределах сердца, которые построены на сравнении последовательности активации для одного события активации (импульса) с последовательностью активации для последующих импульсов, для определения того, "произошло ли какое-либо пространственно-временное изменение". Тем не менее, это изобретение предполагает, что организация является наибольшей вблизи критического участка для AF и наименьшей на других участках. Тем не менее, это предположение может не быть правильным. В исследованиях на животных индексы организации падают с расстоянием от источника AF, затем фактически повышаются снова, когда активация снова организуется на более дальних участках (Kalifa, Tanaka et al. 2006). Более того, Патент США №5868680 требует более чем одного импульса. В результате способы, такие как описаны в Патенте 5868680 идентифицируют многие участки, большинство из которых не являются причинами AF. Этот недостаток в идентификации и определении локализации причины для AF может объяснять, почему способы, основанные на организации, не были еще переведены в улучшенное лечение, чтобы резко прекратить AF. Аналогично, Патент США №6301496 Reisfeld основан на суррогате картирования физиологических свойств, созданном из временной и векторной функции локальной активации. Оно используется для картирования скорости проводимости или другой функции градиента физиологического свойства, на физическом изображении сердца. Тем не менее, этот патент не идентифицирует или определяет локализацию причины нарушения сердечного ритма. Например, множественные пути активации в AF означают, что путь проведения и, таким образом, скорость проводимости является не известной между точками, используемыми для триангуляции. Кроме того, в случае ротора, последовательности активации, вращающейся вокруг или исходящей симметрично из активной зоны, могут фактически производить нулевую результирующую скорость.

По этим причинам эксперты установили, что "не существует прямого доказательства того, что электрические роторы были получены в предсердиях человека" в AF (Vaquero, Calvo et al. 2008). Таким образом, при том, что было бы желательным идентифицировать (и затем определить локализацию) локализованных причин для AF человека, в настоящее время это невозможно.

Для AF человека, особенно персистирующего AF, отсутствие идентифицированных и определенных в отношении их локализации причин означает, что абляция является эмпирической и часто включает повреждение приблизительно 30-40% предсердия, чего можно теоретически избежать, если причина(ы) были бы идентифицированы и определены в отношении их локализации для минимально инвазивной абляции и/или хирургической терапии (Сох 2005).

VT или VF человека являются существенными причинами смерти, которые слабо поддаются лечению с помощью лекарственных средств (Myerburg and Castellanos 2006). Лечение в настоящее время включает помещение имплантируемого кардиовертера-дифибриллятора (ICD) пациентам с риском, при этом существует повышенный интерес в использовании абляции для предупреждения повторных ICD шоков от VT/VF (Reddy, Reynolds et al. 2007). Идентификация и определение локализации причин для VT могут быть трудными и абляцию проводят в специализированных центрах. При VF данные из исследований на животных делают возможным предположить, что причины VF лежат в фиксированных участках вблизи ткани Гиса-Пуркинье (Tabereaux, Walcott et al. 2007), но снова это плохо изучено у людей. Единственные предыдущие описания идентификации и определения локализации причин для VF потребовали хирургического воздействия (Nash, Mourad et al. 2006) или были проведены в сердцах, удаленных из организма после трансплантации сердца (Masse, Downar et al. 2007)). Таким образом, минимально инвазивная абляция для VF сфокусирована на идентификации ее триггерных факторов в редких случаях (Knecht, Sacher et al. 2009), но все еще не может быть проведен в более широкой популяции.

Существующие контактные датчики также являются недостаточно оптимальными для идентификации и определения локализации причины(причин) для сложных нарушений, таких как AF, включая существующие разработки с отдельным или многочисленными датчиками (такие как Патент США №5848972 Triedman et al.). Тем не менее, такие средства типично имеют ограниченное поле зрения, что является неадекватным, чтобы идентифицировать причины для AF, которая может лежать где-либо в любом из предсердий и изменяться (Waldo and Feld 2008). Альтернативно, они могут требовать так много усилителей для снятия измерений с широкой области, что они являются непрактичными для использования у людей. Снятие измерений с широкой области является преимущественным и, у животных, достигается путем хирургического воздействия на сердце (Ryu, Shroff et al. 2005) или удаления его из организма (Skanes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003). У людей даже хирургические исследования изучают только частичные участки в какое-либо одно время (например, (Sahadevan, Ryu et al. 2004)), и вносят проблемы путем воздействия воздуха на сердце, анестезии и других средств, которые могут изменять нарушение ритм от формы, которая встречается клинически.

Таким образом, способы уровня техники в основном сфокусированы на картировании анатомии, чтобы идентифицировать имеет ли пациент нарушение сердца, скорее, чем на определении причины или источника нарушения. Таким образом, существует насущная потребность в способах и инструментах для непосредственной идентификации и определения локализации причин для нарушений сердечного ритма у отдельных пациентов, чтобы обеспечить радикальную терапию. Это особенно важно для AF и других сложных нарушений ритма, для которых, оптимально, система будет обнаруживать локализованные причины для абляции путем минимально инвазивных, хирургических или других способов.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Настоящее изобретение раскрывает системы, комплекты и способы для облегчения восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник нарушения сердечного ритма. Сложное нарушение ритма можно лечить путем приложения энергии для модификации источника нарушения ритма.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать на источник сложного нарушения ритма, где способ включает:

получение информационных сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма;

классификация, с помощью вычислительного устройства, информационных сигналов сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности;

определение, с помощью вычислительного устройства, начала активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации;

упорядочение, с помощью вычислительного устройства, начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью и начал активации, связанных с сигналами с высокой достоверностью; и

вывод, с помощью вычислительного устройства, начал активации, связанных с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.

Определение может дополнительно включать определение начал активации, связанных с сигналами низкой достоверностью, используя приемочные границы.

В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое.

В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.

Классификация может дополнительно включать использование по меньшей мере одно начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуду, чтобы классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.

В некоторых вариантах осуществления приемочные границы могут быть определены, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.

Отклонение постоянной составляющей и шум могут быть удалены из информационных сигналов сердца и информационные сигналы сердца могут быть отфильтрованы.

По меньшей мере один из информационных сигналов сердца может быть не учтен, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.

Сравнение с эталоном может дополнительно включать идентификацию импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов. Сравнение с эталоном может быть проведено, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует типы импульса, чтобы произвести сравнение с эталоном.

Импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, могут дополнительно быть классифицированы на основании формы, связанной с импульсами, подлежащих классификации.

Классификация информационных сигналов сердца может дополнительно включать классификацию импульсов, связанных с информационными сигналами сердца в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем минимальная APD и меньше чем максимальная CL.

В некоторых вариантах осуществления вектор может быть модифицирован, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.

Классификация информационных сигналов сердца может дополнительно включать классификацию импульсов, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.

Определение приемочных границ может дополнительно включать использование экспертной системы, при этом экспертная система использует по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна, чтобы определить приемочные границы.

Определение начал активации может дополнительно включать использование экспертной системы, при этом экспертная система содержит формы волн.

Определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью может включать определение начал активации, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.

Определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, может дополнительно включать согласование начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов от сердца пациента, при этом способ включает следующее:

классификация каналов с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, где каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, где каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, где первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;

идентификация множества выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;

вычисление вектора между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;

установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как позднее невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбор возможного начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.

В некоторых вариантах осуществления способ может дополнительно включать следующее:

определение второго временного интервала между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающего до невыраженного импульса, где второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;

продвижение вперед второго временного интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;

согласование выбранного начала активации со вторым началом активации до согласованного начала активации; и

корректировка выбранного начала активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается способ определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом способ включает следующее:

идентификация по меньшей мере двух выраженных импульсов в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;

вычисление вектора между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;

установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, который имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбор начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.

Способ может дополнительно включать следующее:

определение второго временного интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающего до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;

продвижение вперед второго временного интервала в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и

согласование выбранного начала активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и

корректировка выбранного начала активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство восстановить информацию от сердца, представляющую сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма с помощью следующего:

получение информационных сигналов сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма;

классификация информационных сигналов сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности;

определение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации;

упорядочение начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью и начал активации, связанных с сигналами с высокой достоверностью; и

вывод начал активации, связанных с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство восстановить информацию от сердца, представляющую сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма путем определения начал активации, связанных с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.

В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе который информационные сигналы сердца находятся в покое. В другом варианте осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство удалить отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и отфильтровать информационные сигналы сердца.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство пренебречь по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство сравнить с эталоном, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует типы импульсов, чтобы произвести сравнение с эталоном.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем минимальная APD и меньше чем максимальная CL.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить приемочные границы, используя экспертную систему, при этом экспертная система использует по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна, чтобы определить приемочные границы.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, используя экспертную систему, при этом экспертная система содержит формы волн.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.

Инструкции могут быть обеспечены, чтобы заставить вычислительное устройство определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере два из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство восстановить сигналы сердца, связанные со сложным нарушением ритма, полученные от множества каналов от сердца пациента с помощью следующего:

классификация каналов с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналов с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;

идентификация множества выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале со средней достоверностью;

вычисление вектора между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;

установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбор возможного начала активации в течение установленного временного интервала, который является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.

В некоторых вариантах осуществления инструкции могут быть обеспечены для того чтобы вычислительное устройство имело возможность:

определить второй интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;

продвинуть вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;

согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и

скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается машиночитаемый носитель, включающий инструкции, которые при выполнении вычислительным устройством, заставляют вычислительное устройство определить время активации в сложном нарушении ритма с помощью следующего:

идентификация по меньшей мере двух выраженных импульсов в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;

вычисление вектора между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;

установление временного интервала, связанного с невыраженным импульсом около участка, где вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбор начала активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.

В некоторых вариантах осуществления инструкции могут быть обеспечены для того чтобы вычислительное устройство имело возможность:

определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом второй временной интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;

продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и

согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и

скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система для восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом система включает:

по меньшей мере одно вычислительное устройство,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее информационные сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, классифицирующее информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации,

при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство упорядочивает начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью и начала активации связанный с сигналами с высокой достоверностью,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, выводящее начала активации, связанные с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.

В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может удалять отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и может фильтровать информационные сигналы сердца.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может пренебрегать по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может проводить сравнение с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.

Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы произвести сравнение с эталоном.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем или равным минимальной APD и меньше чем или равным максимальной CL.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.

Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна.

Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы определить начала активации, используя формы волн.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, путем согласования начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов от сердца пациента, при этом система включает следующее:

по меньшей мере одно вычислительное устройство, сконфигурированное, чтобы:

классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;

идентифицировать множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;

вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;

установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленной траектории волны для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала

По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:

определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;

продвинуть вперед определенный второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;

согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и

скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом система включает следующее:

по меньшей мере одно вычислительное устройство, сконфигурированное, чтобы: идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;

вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;

установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбрать начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:

определить второй временной интервал между выраженными импульсами в сигнале канала с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму времени активации соответственных выраженных импульсов;

продвинуть вперед второй временной интервал в сигнале так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса; и

согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и

скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления информации от сердца, представляющей сложное нарушение ритма, связанное с сердцем пациента, чтобы указать источник сложного нарушения ритма, при этом система включает:

по меньшей мере одно устройство хранения данных,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, функционально соединяемое с по меньшей мере одним устройством хранения данных,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, получающее информационные сигналы сердца от множества датчиков в ходе сложного нарушения ритма,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, классифицирующее информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, где сигналы с высокой и низкой достоверностью разделяют с помощью порога достоверности,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, определяющее начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя вектор, соединяющий по меньшей мере два выраженных начала активации,

при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство упорядочивает начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, и начала активации связанный с сигналами с высокой достоверностью,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, выводящее начала активации, связанные с сигналами с высокой и низкой достоверностью, чтобы указать источник сложного нарушения сердечного ритма.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя приемочные границы.

В некоторых вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного периода, в ходе которого информационные сигналы сердца находятся в покое. В других вариантах осуществления сложное нарушение ритма включает отсутствие выраженного наиболее раннего начала активации, связанного с информационными сигналами сердца.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать информационные сигналы сердца в сигналы с высокой и низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: начало активации, продолжительность цикла (CL), длительность потенциала действия (APD) и амплитуда, где начало активации определяют путем использования по меньшей мере одного из следующего: максимальный dV/dt, сравнение с эталоном и амплитуда.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить приемочные границы, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, скорость проводимости (CV), угол волокна и анатомические факторы.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может удалять Отклонение постоянной составляющей и шум из информационных сигналов сердца и может дополнительно фильтровать информационные сигналы сердца.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может пренебрегать по меньшей мере одним из информационных сигналов сердца, используя по меньшей мере одно из следующего: отношение сигнал-шум (SNR), сравнение с эталоном и амплитуда.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может проводить сравнение с эталоном путем идентификации импульсов с высоким уровнем достоверности, связанных с информационными сигналами сердца, в качестве эталонов.

Система может дополнительно включать экспертную систему, чтобы произвести сравнение с эталоном.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, на основании формы, связанной с импульсами, подлежащими классификации.

В некоторых вариантах осуществления по меньшей мере одно вычислительное устройство может классифицировать импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с высокой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи больше чем или равной минимальной APD и меньше чем или равной максимальной CL. В других вариантах осуществления по меньшей мере одно вычислительное устройство классифицирует импульсы, связанные с информационными сигналами сердца, в качестве импульсов с низкой достоверностью в ответ на CL, связанную с импульсом, подлежащим классификации, будучи меньше чем минимальная APD или больше чем максимальная CL.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может модифицировать вектор траектории волны, используя по меньшей мере одно из следующего: форма импульса, полярность импульса и окружающее вращательное/радиальное распространение.

Система может также включать экспертную систему определения приемочных границ, используя по меньшей мере одно из следующего: APD, CV и угол волокна.

Система может также включать экспертную систему определения начала активации, используя формы волн.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, используя по меньшей мере одно из следующего: скользящее среднее и фазовая синхронизация.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может определить начала активации, связанные с сигналами с низкой достоверностью, путем согласования начал активации, определенных с помощью использования по меньшей мере двух из следующего: вектор траектории волны, приемочные границы, скользящее среднее и фазовая синхронизация.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система восстановления сигналов сердца, связанных со сложным нарушением ритма, полученных от множества каналов из сердца пациента, при этом система включает:

по меньшей мере одно устройство хранения данных,

по меньшей мере одно вычислительное устройство, соединяемое с устройством хранения данных, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство сконфигурировано, чтобы:

классифицировать каналы с высокой достоверностью, которые включают по меньшей мере предварительно определенное процентное соотношение выраженных импульсов из общего числа импульсов, при этом каждый выраженный импульс имеет идентифицируемое начало активации, и каналы с низкой достоверностью, которые включают первое число выраженных импульсов и второе число невыраженных импульсов, при этом каждый невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации, при этом первое число выраженных импульсов ниже предварительно определенного процентного соотношения;

идентифицируют множество выраженных импульсов на каналах с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы на каналах с высокой достоверностью соответствуют невыраженному импульсу на канале с низкой достоверностью;

вычислить вектор между по меньшей мере двумя началами активации идентифицированных выраженных импульсов на смежных каналах через невыраженный импульс на канале с низкой достоверностью;

установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где траектория волны пересекает невыраженный импульс, при этом установленный временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса на канале с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и

выбрать возможное начало активации в течение установленного временного интервала, которое является ближайшим к вычисленному вектору для невыраженного импульса.

Возможное начало активации может быть выбрано в связи с зубцом или периодом покоя в течение установленного временного интервала.

По меньшей мере одно вычислительное устройство может дополнительно быть сконфигурировано, чтобы:

определить второй временной интервал между выраженными импульсами на канале с низкой достоверностью, возникающий до невыраженного импульса, при этом интервал распространяется от первого начала активации ко второму началу активации соответственных выраженных импульсов на канале с низкой достоверностью;

продвинуть вперед второй временной интервал так, чтобы первое начало активации приближалось к началу активации предыдущего импульса;

согласовать выбранное начало активации со вторым началом активации для получения согласованного начала активации; и

скорректировать выбранное начало активации с согласованным началом активации для невыраженного импульса.

В одном аспекте настоящего изобретения обеспечивается система определения времени активации в сложном нарушении ритма, при этом система включает:

по меньшей мере одно устройство хранения данных;

по меньшей мере одно вычислительное устройство, соединяемое с по меньшей мере одним устройством хранения данных, при этом по меньшей мере одно вычислительное устройство сконфигурировано, чтобы:

идентифицировать по меньшей мере два выраженных импульса в сигналах каналов с высокой достоверностью, которые являются смежными с каналом с низкой достоверностью, при этом выраженные импульсы соответствуют невыраженному импульсу в сигнале канала с низкой достоверностью, при этом невыраженный импульс имеет множество зубцов и периодов покоя, связанных с возможным началом активации;

вычислить вектор между началами активации выраженных импульсов через невыраженный импульс;

установить временной интервал, связанный с невыраженным импульсом около участка, где установленный вектор пересекает невыраженный импульс, при этом временной интервал указывает, как рано невыраженный импульс может активироваться на основании предыдущего импульса в сигнале канала с низкой достоверностью, которая имеет выбранное или определенное начало активации, и как поздно невыраженный импульс может прекращаться на основании по меньшей мере одного предварительно определенного свойства; и