BRPI0616735B1 - Sistema para mapeamento tridimensional de informação eletrofisiológica - Google Patents

Abstract

sistema e método para mapeamento tridimensional de informação eletrofisiológica. instrumento de eletrofisiologia (8) usado para medir a atividade elétrica que acontece em um coração (10) de um paciente (11) e visualizar a atividade elétrica e/ou informação relacionada á atividade elétrica. um mapa tridimensional da atividade elétrica e/ou a informação relacionada à atividade elétrica é criada. cores, sombras de cores, e/ou escala de cinza são nomeados como valores dos parâmetros e cores que correspondentes aos parâmetros para o eletrogramas provados pelos eletrodos (p.ex., 12, 14,16,17,18,19, 22) são atualizados no modelo tridimensional (62).

Description

(54) Título: SISTEMA PARA MAPEAMENTO TRIDIMENSIONAL DE INFORMAÇÃO

ELETROFISIOLÓGICA (51) Int.CI.: A61B 5/04; A61B 5/042; A61B 5/044; A61B 5/0452 (30) Prioridade Unionista: 15/09/2005 US 11/227,006 (73) Titular(es): ST. JUDE MEDICAL, ATRIAL FIBRILLATION DIVISION, INC.

(72) Inventor(es): VALTINO X. AFONSO; JEFFREY A. SCHWITZER; KEDAR RAVINDRA BELHE (85) Data do Início da Fase Nacional: 14/03/2008

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RELATÓRIO DESCRITIVO

SISTEMA PARA MAPEAMENTO TRIDIMENSIONAL DE INFORMAÇÃO ELETROFISIOLÓGICA

Referência cruzada para a aplicação relacionada [001] O presente pedido reivindica o benefício do Pedido de Patente N.° US 11/227,006 (“o pedido 006”), que foi depositado em 15 de Setembro de 2005. O pedido 006 é aqui incorporado por referência na sua integralidade.

Estado da técnica da invenção

Campo da invenção [002] A presente invenção se refere a um aparato de eletrofisiologia utilizado para medir a atividade elétrica que acontece em um coração de um paciente e visualizar a atividade elétrica e/ou informação relacionada à atividade elétrica. Em particular, a presente invenção se refere ao mapeamento tridimensional da atividade elétrica e/ou a informação relacionada à atividade elétrica.

Estado da técnica [003] O coração contém dois tipos especializados de células de músculo cardíaco. A maioria, ao redor de noventa e nove por cento, das células de músculo cardíaco são células contráteis, que são responsáveis pelo trabalho mecânico de bombear o coração. Células auto-rítmicas incluem o segundo tipo de células de músculo cardíacas que funcionam como parte do sistema nervoso autonômico para iniciar e administrar potenciais de ação responsável para a contração das células contráteis. O músculo cardíaco exibe uma atividade de marcapasso na qual membranas de células de músculo cardíacas depolarizam lentamente entre potenciais de ação até que um limiar é alcançado, no qual o tempo das membranas incendeiam ou produzem um potencial de ação. Isto contrasta com um nervo ou célula de músculo de esqueleto que exibem uma membrana que permanece em um potencial de descanso constante até que seja estimulada. Os

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2/24 potenciais de ação, gerados por células de músculo auto-rítmico se espalhem ao longo do coração que ativa a batida rítmica sem qualquer estimulação nervosa.

[004] As células auto-rítmicas especializadas do músculo cardíaco compreendem o sistema de condução que servem duas funções principais. Primeiro, elas geram impulsos periódicos’ que causam contração rítmica do músculo do coração. Segundo, conduzem os impulsos periódicos rapidamente através do coração. Quando este sistema trabalha corretamente, os átrios contraem aproximadamente um sexto de um segundo à frente da contração ventricular. Isto permite o preenchimento extra dos ventrículos antes de eles bombearem o sangue pelos pulmões e vasculatura. O sistema também permite todas as porções dos ventrículos de contraírem quase simultaneamente. Isto é essencial para geração de pressão efetiva nas câmaras ventriculares. As taxas nas quais estas células auto-rítmicas geram potenciais de ação diferem devido a diferenças nas taxas de despolarização lenta para o limiar de modo a assegurar a batida rítmica do coração.

[005] A função cardíaca auto-rítmica normal pode ser alterada por ativação neural. A medula, situada na base do cérebro sobre a espinha dorsal, recebe contribuição sensorial de receptores sistêmicos e centrais diferentes (por ex., baroreceptores e quimoreceptores) assim como sinais também de outras regiões de cérebro (por ex., o hipotálamo). O fluxo autonômico da base do cérebro é principalmente dividido em ramos simpáticos e parasimpático (vagal). Fibras eferentes destes nervos autonômicos percorrem o coração e os vasos sanguíneos onde eles modulam a atividade destes órgãos designados. O coração é enervado por simpáticos e fibras de vagai. Nervos eferentes simpatizantes estão presentes ao longo dos átrios (especialmente no nodo sinoatrial) e ventrículos, inclusive o sistema de condução do coração. O nervo vagus direito enerva primeiramente o nodo sinoatrial, considerando que o vagus esquerdo enerva o nodo atrial-ventricular; porém, pode haver significante sobreposição na distribuição anatômica. Nervos de vagai eferentes também enervam o músculo atrial. Porém, nervos de vaga! eferentes enervam separadamente apenas o miocárdio ventricular. A estimulação

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3/24 simpatizante aumenta a taxa de coração e velocidade de condução, donde a estimulação parasimpatizante (vagal) do coração tem efeitos opostos.

[006] Uma arritmia acontece quando o ritmo cardíaco fica irregular, i.e., muito rápido (taquicardia) ou muito devagar (bradicardia) ou a frequência das batidas atrial e ventricular são diferentes. Arritmias podem desenvolver de qualquer formação de impulso alterada ou condução de impulso alterada. As formações geram mudanças no ritmo que é causado através de mudanças nas células de marcapasso que resultam em irregularidade ou por geração anormal de potenciais de ação por locais diferente do nodo sinoatrial, i.e., focos ectópicos.

[007] A condução de impulso alterada é normalmente associada com a completa ou bloqueio parcial de condução elétrica dentro do coração. A condução de impulso alterada geralmente resulta em reentrância que pode conduzir a taquiarritmias. Reentrância pode acontecer dentro de uma região local pequena ou pode acontecer, por exemplo, entre os átrios e ventrículos (reentrância global). Reentrância normalmente requer a presença de um bloco unidirecional dentro de um caminho de condução causado por despolarização parcial das células de marcapasso. Arritmias podem ser benignas ou mais sérias em natureza, dependendo das consequências hernodinâmicas de arritmias e seu potencial de mudança em arritmias letais.

[008] Estudos de eletrofisiologia são utilizados para identificar e tratar estas arritmias. Em um sistema exemplar, um sistema de medida introduz um campo elétrico modulado na câmara de coração. O volume de sangue e a superfície de parede de coração comovente modificam o campo elétrico aplicado. Locais de eletrodo dentro da câmara de coração monitoram as modificações passivamente no campo e uma representação dinâmica do loca! da parede interior do coração é desenvolvida para exibição ao médico. Sinais de eletrofisiologia gerados pelo próprio coração também são medidos em locais de eletrodo dentro do coração e estes sinais são filtrados de baixa passagem e exibidos junto com a

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4/24 representação de parede dinâmica. Esta composição de mapa de eletrofisiologia dinâmico pode ser exibido e utilizado para diagnosticar a arritmia subjacente.

[009] Além de mapear para diagnóstico, o sistema de medida pode ser usado também para localizar um cateter de terapia fisicamente em uma câmara de coração. Um campo elétrico modulado entregue a um eletrodo neste cateter de terapia pode ser usado para mostrar o local do cateter de terapia dentro do coração. O local de cateter de terapia pode ser exibido no mapa de eletrofisiologia dinâmico em tempo real junto com a outra informação de diagnóstico. Assim, o local de cateter de terapia pode ser exibido junto com a atividade elétrica intrínseca ou provocada do coração para mostrar a posição relativa da ponta do cateter de terapia à atividade elétrica que origina dentro do próprio coração. Consequentemente, o médico pode guiar o cateter de terapia a qualquer local desejado dentro do coração com referência para o mapa de eletrofisiologia dinâmico.

[010] O mapa de eletrofisiologia dinâmico geralmente é produzido em um processo de etapa-sábia. Primeiro, a forma interior do coração é determinada. Esta informação é derivada de uma sucessão de dimensões geométricas relacionada à modulação do campo elétrico aplicado. É usado conhecimento da forma dinâmica do coração para gerar uma representação da superfície interior do coração. Logo, a atividade elétrica intrínseca do coração é medida. Os sinais de origem fisiológica são passivamente detectados e processados tal que a magnitude dos potenciais na superfície da parede pode ser exibida na representação de superfície da parede. A atividade elétrica medida é exibida na representação de superfície da parede em qualquer de uma variedade de formatos, por exemplo, em várias cores ou sombras de uma cor. Finalmente, uma corrente local pode ser entregue a um cateter de terapia dentro da mesma câmara. Pode ser processado o potencial sentido desta corrente para determinar o local relativo ou absoluto do cateter de terapia dentro da câmara. Estes vários processos acontecem consecutivamente ou simultaneamente centenas de vezes por segundo para dar uma imagem contínua de atividade do coração e o local do dispositivo de terapia.

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5/24 [011 ] Um sistema exemplar para determinar a posição ou local de um cateter no coração é descrito na Patente US 5,697,377 (a patente ‘377) e 5,983,126 20 (a patente ‘126) para Wittkampf. A patente ‘377 e a patente ‘126 são por este meio incorporadas através de referência em sua totalidade. No sistema de Wittkampf, são aplicados pulsos atuais para colocar ortogonalmente eletrodos de remendo colocados na superfície do paciente. Estes eletrodos de superfície são usados para criar eixos específicos de campos elétricos dentro do paciente. As referências de Wittkampf ensinam a entrega de pequena amplitude, baixos pulsos atuais providos continuamente em três frequências diferentes, um em cada eixo. Qualquer eletrodo de medida colocado nestas medidas de campos (por exemplo, dentro do coração) elétricas a uma voltagem que varia, dependendo do local do eletrodo de medida entre os vários eletrodos de superfície em cada eixo. A voltagem pelo eletrodo de medida no campo elétrico em referência a posição estável do eletrodo de referência indica a posição do eletrodo de medida no coração com respeito àquela referência. Medida da diferença em voltagem em cima dos três eixos separados dá origem a informação posicionai para o eletrodo de medida em três dimensões.

Breve resumo da invenção [012] A presente invenção amplia as capacidades prévias de sistema de mapeamento de eletrofisiologia cardíaca para propiciar dados diagnósticos adicionais que usam o domínio de tempo e representações de domínio de frequência de dados de eletrofisiologia. Um mapa tridimensional da atividade elétrica e/ou a informação relacionado à atividade elétrica é criado. Mapas exemplificativos incluem uma diferença de tempo entre potenciais de ação a um eletrodo errante e um eletrodo de referência, a voltagem de cume-para-cume de potenciais de ação ao eletrodo errante, a voltagem do cume negativo de potenciais de ação ao eletrodo errante, informação de eletrograma fracionados complexo, uma frequência dominante de um sinal de eletrograma, uma amplidão de cume máxima à frequência dominante, uma relação de energia em uma faixa de frequência de domínio para a energia em uma segunda faixa de frequência de domínio, uma passada de faixa de baixa frequência

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6/24 ou de alta frequência de interesse, uma frequência com a energia máxima em um passada de faixa, vários cumes dentro de uma passada de faixa, uma energia, poder, e/ou área em cada cume, uma relação de energia e/ou área em cada cume como em outra passada de faixa e uma largura de cada cume em um espectro. Cores, sombras de cor, e/ou escalas de cinza são nomeados para valores de parâmetros e cores, sombras de cores, e/ou escalas de cinza que correspondem aos parâmetros para o eletrogramas provados pelos eletrodos atualizados no modelo tridimensional.

[013] Os aspectos precedentes e outros, características, detalhes, utilidades e vantagens da invenção presente serão aparentes a partir da leitura da descrição seguinte e reivindicações, e de revisar os desenhos acompanhantes.

Breve descrição dos desenhos [014] Fig. 1 é um diagrama esquemático de um sistema para executar um exame eletrofisiológico cardíaco ou procedimento de ablação, donde a localização de um ou mais eletrodos podem ser determinado e gravado.

[015] Fig. 2 é uma representação esquemática do coração investigado por um cateter eletrofisiológico com diversos eletrodos distais.

[016] Fig. 3 é um diagrama esquemático de uma metodologia exemplar para rendição da superfície de uma cavidade do coração utilizando os pontos de dados da posição dos eletrodos gravados.

[017] Fig. 4 é uma representação esquemática de uma interface de usuário gráfico para mostrar o eletrocardiográfico e informações eletrofisiológicas a um médico.

[018] Fig. 5 é um painel aumentado 66, representado na Fig. 4.

[019] Fig. 6 mostra vistas lado a lado de eletrograma variando de tempo coletados para várias localidades ao longo da parede do coração.

[020] Fig. 7 mostra vistas lado a lado de eletrogramas variando de tempo coletados para várias localidades ao longo da parede do coração.

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7/24 [021] Fig. 8 mostra comparações lado a lado de eletrogramas para compacto típico e tecidos de músculo miocardial fibrilar no tempo-domínio e freqüência-domínio.

[022] Fig. 9A mostra uma comparação lado a lado de informação do tempo-domínio e frequência-domínio para eletrogramas.

[023] Fig. 9B mostra uma comparação lado a lado de informação do tempo-domínio e frequência-domínio para eletrogramas com energia em múltiplas faixas espectrais mostradas em hachura.

[024] Fig. 10 mostra um método para coletar eletrogramas e mapear a informação do tempo-domínio e/ou frequência-domínio em um modelo tridimensional.

Descrição detalhada da invenção [025] Sistema de Avaliação Nivelada e Metodologia de Localização Básica [026] Fig. 1 mestra um diagrama esquemático de um sistema 8 de acordo com a invenção presente para conduzir estudos de eletrofisiologia cardíaca medindo a atividade elétrica que acontece em um coração 10 de um paciente 11 e traçando a atividade elétrica tridimensionalmente e/ou informação relacionada à atividade elétrica. Em uma corporificação, por exemplo, o sistema 8 pode localizar instantaneamente até sessenta e quatro eletrodos dentro e/ou ao redor de um coração e a vasculatura de um paciente, medir a atividade elétrica até sessenta e dois desses sessenta e quatro eletrodos e propiciar um mapa tridimensional de domínio de tempo e/ou informação de domínio de frequência da atividade elétrica medida (p.ex., eletrogramas) para uma única batida do coração 10. O número de eletrodos capazes de serem monitorados simultaneamente só é limitado pelo número de dianteira de eletrodo introduzido no sistema 8 e a velocidade de processo do sistema 8. Os eletrodos podem ser estacionários ou podem estar se movendo. Além disso, os eletrodos podem entrar em contato direto com a parede do coração ou podem ser meramente geralmente adjacentes à parede do coração para coletar a atividade elétrica. O sistema 8 pode determinar eletrogramas para até aproximadamente 3000 locais ao longo da parede do coração em outra corporificação na qual um eletrodo de ordem é usado. Tal

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8/24 eletrodo de ordem é descrito em detalhes na Patente N. US 5,662,108 que são aqui incorporados por referência em sua totalidade.

[027] O paciente 11 é representado esquematicamente como um oval para simplicidade. Três jogos de eletrodos de superfície (p.ex., eletrodos de conserto) são mostrados aplicados a uma superfície do paciente 11 ao longo de um eixo-X, um eixo-Y e um eixo-Z. Os eletrodos da superfície do eixo-X 12, 14, são aplicados ao paciente ao longo de um primeiro eixo, como nos lados laterais da região de tórax do paciente (p.ex., aplicado à pele do paciente debaixo de cada braço) e pode estar chamado como eletrodos Esquerda e Direito. Os eletrodos do eixo-Y 18, 19, são aplicados ao paciente ao longo de um segundo eixo geralmente ortogonal ao eixo-X, como ao longo da coxa interna e regiões de pescoço do paciente, e pode estar chamado como eletrodos da Perna Esquerda e Pescoço. Os eletrodos do eixo-Z 16, 22 são aplicados ao longo de um terceiro eixo geralmente ortogonal ao eixo-X e ao eixo-Y, como ao longo do esterno e espinha do paciente na região de tórax e pode ser chamado como eletrodos Tórax e Costas. O coração 10 descansa entre estes pares de eletrodos de superfície. Um eletrodo de referência da superfície adicional (p.ex., um remendo de barriga) 21 propicia uma referência e/ou eletrodo de chão para o sistema 8. O eletrodo de remendo de barriga 21 é uma alternativa ao eletrodo 31 intra-cardíaco fixo. Também deveria ser apreciado que, além disso, o paciente 11 terá a maioria ou todo do sistema de eletrocardiograma convencional (ECG) conduzido no lugar. Esta informação ECG está disponível ao sistema 8 embora não ilustrado na Fig. 1.

[028] Um cateter 13 representativo que tem pelo menos um único eletrodo 17 (p.ex., um eletrodo distai) também é mostrado. Este eletrodo de cateter representativo 17 é referido como “eletrodo errante ou eletrodo de medida ao longo da especificação. Tipicamente, serão usados eletrodos múltiplos no cateter. Em uma corporificação, por exemplo, o sistema 8 pode incluir até sessenta e quatro eletrodos em até doze cateteres dispostos dentro do coração e/ou vasculatura do paciente. Claro que essa corporificação é meramente

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9/24 exemplificativa e qualquer número de eletrodos e cateteres pode ser usado dentro do escopo da presente invenção.

[029] Um eletrodo de referência opcional fixada 31 (p.ex., preso a uma parede do coração 10) também é mostrado em um segundo cateter 29. Para propósitos de calibração, este eletrodo 31 pode ser estacionário (p.ex., preso ou perto da parede do coração) ou disposto em uma relação de espaço fixa com o eletrodo errante 17. O eletrodo de referência fixa 31 pode ser usado, além disso, ou alternativamente, no eletrodo de referência da superfície 21 representado acima. Em muitos exemplos, um eletrodo de seio coronário ou outro eletrodo fixado no coração 10 pode ser usado como referência para medir voltagens e deslocamentos.

[030] Cada eletrodo de superfície é juntado ao interruptor 24 multíplice e os pares de eletrodos são selecionados por programa de computador que trabalha no computador 20, que junta os eletrodos a um gerador de sinal 25. Por exemplo, o computador 20 pode incluir um computador de uso geral convencional, um computador com finalidade especial, um computador distribuído ou qualquer outro tipo de computador. O computador 20 pode incluir um ou mais processadores, como uma única unidade de processamento central, ou uma pluralidade de unidades de processamentos, geralmente chamado como um ambiente de processamento paralelo.

[031 ] O gerador de sinal 25 excita um par de eletrodos, por exemplo, os eletrodos do eixoY 18, 19 dos quais geram um campo elétrico no corpo do paciente 11 e o coração 10. Durante a entrega do pulso atual, os eletrodos de superfície restantes são referenciados ao eletrodo da superfície 21 e as voltagens induzidas nestes eletrodos restantes são filtradas por uma baixa passagem de filtro (LPF) 27. Por exemplo, o LPF 27 pode incluir um filtro antialisante (p.ex., um LPF analógico de 300 Hz). A produção do LPF 27 é provida então de um convertedor 26 analógico-para-digital (A/D) que converte o sinal analógico a um sinal de dados digital. A baixa filtração de passagem adicional do sinal de dados digital pode ser executada subsequentemente por um programa de computador executado no computador

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10/24 para remover o barulho eletrônico e artefato de movimento cardíaco. Por exemplo, esta filtração pode incluir uma frequência de prazo de usuário-selecionável utilizado para reduzir o barulho. Desta maneira, o usuário pode personalizar o sistema para comerciar fora o barulho de sinal contra a fidelidade de sinal de acordo com as preferências individuais do usuário. Nesta moda, os eletrodos de superfície são divididos em jogos de eletrodo acumulados e não-acumulados. Enquanto um par de eletrodos de superfície (p.ex., os eletrodos de eixo-X 12, 14) são acumulados pelo gerador atual 25, os eletrodos de superfície não-acumulados restantes e outros eletrodos de referência, se qualquer, (p. ex., os eletrodos de eixo-Y 18, 19, os eletrodos de eixo-Z 16, 22, os eletrodos de referência da superfície 21, e, se presente, o eletrodo de referência fixa 31) são usados como referências para sintetizar a posição de qualquer eletrodo intracardial.

[032] Geralmente, três nominalmente campos elétricos ortogonais são gerados por uma série de dipolos elétricos acumulados e sentidos de modo a realizar a navegação de cateter em um condutor biológico. Alternadamente, estes campos ortogonais podem ser decompostos e pode ser dirigido qualquer par de eletrodos de superfície como dipolo para prover triangulação de eletrodo efetiva. Adicionalmente, tais metodologias nonortogonais acrescentam flexibilidade ao sistema. Para qualquer eixo desejado, os potenciais medidos por um eletrodo 17 intra-cardíaco resultando de um jogo predeterminado de configurações de direção (fonte-escoadouro) são algebricamente combinados para render o mesmo potencial efetivo como seria obtido dirigindo uma corrente uniforme simplesmente ao longo dos eixos ortogonais.

[033] Assim, qualquer dois dos eletrodos da superfície 12, 14, 16, 18, 19, 22 podem ser selecionados como uma fonte de dipolo e ser escoados com respeito a uma referência de chão, p.ex., o remendo da barriga 21, enquanto os eletrodos não excitados medem a voltagem com respeito à referência de chão. O eletrodo de medição 17 colocado no coração 10 é exposto ao campo de um pulso atual e está medido com respeito a chão, p.ex., o remendo da barriga 21. Na prática, os eletrodos dentro do coração podem conter múltiplos

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11/24 eletrodos e cada potencial de eletrodo pode ser medido. Como previamente notado, pelo menos um eletrodo pode ser fixado na superfície interior do coração para formar um eletrodo de referência fixa 31, que também é medido com respeito ao chão. Jogos de dados de cada um dos eletrodos de superfície, os eletrodos internos e os eletrodos virtuais são todos utilizados para determinar o local do eletrodo de medição 17 ou outros eletrodos dentro do coração 10.

[034] Todos os dados de voltagem de eletrodo crus são medidos pelo conversor A/D 26 e armazenados pelo computador 20 sob a direção do programa de computador. Este processo de excitação do eletrodo acontece rapidamente e consecutivamente como jogos alternados de eletrodos da superfície são selecionados e os eletrodos não-acumulados restantes são usados para medir voltagens. Esta coleção de medições de voltagem é referida como “jogo de dados de eletrodo”. O programa de computador tem acesso a cada medida de voltagem individual feita em cada eletrodo durante cada excitação de cada par de eletrodos de superfície.

[035] Os dados de eletrodo crus são usados determinar o local básico no espaço tridimensional (X, Y e Z) dos eletrodos dentro do coração, como o eletrodo 17 errante, e qualquer número de outros eletrodos localizados dentro ou ao redor do coração e/ou vasculatura do paciente 11. Figo. 2 mostra um cateter 13 que pode ser um cateter de eletrofisiologia convencional (EP) se alongando no coração 10. Na Fig. 2, o cateter 13 se alonga no ventrículo 50 esquerdo do coração 10. O cateter 13 compreende o eletrodo distai 17 discutido acima com respeito à Fig. 1 e tem os eletrodos adicionais 52, 54 e 56. Desde que cada um destes eletrodos repouse dentro do paciente (p.ex., no ventrículo esquerdo do coração), podem ser coletados dados de local simultaneamente para cada um dos eletrodos. Além disso, quando os eletrodos são dispostos adjacentes à superfície, embora não necessariamente diretamente na superfície do coração, e quando a fonte atual 25 está fora” (i.e., quando nenhum dos pares de eletrodo de superfície é energizado), pelo menos

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12/24 um dos eletrodos 17, 52, 54 e 56 podem ser usados para medir atividade elétrica (p.ex., voltagem) na superfície do coração 10.

[036] Em resumo, o sistema 8 primeiro seleciona um jogo de eletrodos e então os dirige com pulsos atuais. Enquanto os pulsos atuais estão sendo empregados, a atividade elétrica, como as voltagens medidas de pelo menos um dos eletrodos de superfície restantes e eletrodos in vivo são medidos e armazenados. Neste momento, compensação para artefatos, como respiração e/ou troca de impedância podem ser executados como indicado acima. Como descrito acima, vários pontos de dados de local são reunidos pelo sistema 8 que são associados com locais de eletrodos múltiplos (p.ex., locais de eletrodo endocardial). Cada ponto no jogo tem coordenadas em espaço. Em uma corporificação, o sistema 8 coleta pontos de dados de localização para até sessenta e quatro eletrodos que podem ser localizados simultaneamente em até doze cateteres ou em proximidade um com o outro. Porém, podem ser coletados jogos de dados menores ou maiores e resultarem em resolução menos complexa e inferior ou representações de resolução mais complexas e mais altas do coração, respectivamente.

[037] Os dados de eletrodo também podem ser usados para criar um valor de compensação de respiração utilizado para melhorar os dados de local crus para os locais de eletrodo como descrito no pedido de patente n.° US 2004/0254437, que é por este meio incorporado através de referência em sua totalidade. Os dados de eletrodo também podem ser usados para compensar mudanças na impedância do corpo do paciente como descrito na patente co-pendente n.° US 11/277,580, depositada em 15 de setembro de 2005, que é também incorporada por referência em sua totalidade.

[038] Os dados utilizados para determinar o local do(s) eletrodo(s) dentro do coração é medido enquanto os pares de eletrodo de superfície impressionam um campo elétrico no coração. Vários locais de eletrodo podem ser coletados por qualquer prova de um número (p.ex., sessenta e dois eletrodos esparramados entre até doze cateteres) simultaneamente ou em sequência e/ou provando um ou mais eletrodos (p.ex.: o eletrodo 17 errante) sendo

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13/24 movido dentro do paciente (p.ex., uma câmara do coração). Em uma corporificação, são provados os dados de local para eletrodos individuais simultaneamente que permitem para coleção de dados em um único estágio ou fase de uma batida do coração. Em outra corporificação, podem ser colecionados dados de local tanto sincronicamente com uma ou mais fases da batida do coração ou sem consideração para qualquer fase particular da batida do coração. Onde os dados são coletados nas fases da batida do coração, os dados que correspondem aos locais ao longo da parede do coração variarão com tempo. Em uma variação, os dados correspondentes aos locais exteriores ou internos podem ser usados para determinar a posição da parede do coração nos volumes máximo e mínimo, respectivamente. Por exemplo, selecionando os pontos mais exteriores é possível criar uma concha que representa a forma do coração a seu maior volume.

[039] Um modelo tridimensional de uma porção do paciente, p.ex., uma região do coração do paciente ou vasculatura circunvizinho, pode ser criado dos pontos de dados de local, p.ex., durante o mesmo ou um procedimento prévio ou um modelo tridimensional previamente gerado, p.ex., uma imagem CT ou MRI segmentada pode ser usada. Um modelo segmentado indica que a sub-região de uma imagem tridimensional esteve digitalmente separada de uma imagem tridimensional maior, p.ex., uma imagem do átrio direito separado do resto do coração. Aplicações de segmentação exemplificativas incluem ANALYZE (Mayo, Mineápolis, MN), Verismo (St. Jude Medicai, Inc., St. Faul, MN), e CardEP (General Electric Medical Systems, Milwaukee, Wl). Onde o modelo tridimensional é criado dos pontos de dados de local coletados pelo sistema 8, por exemplo, durante um único procedimento, os pontos de localização mais exteriores nos dados podem ser usados para determinar uma forma que corresponde ao volume de uma região do coração do paciente. [040] Em uma variação, por exemplo, uma casca convexa pode ser gerada usando algoritmos padrões como Qhull. Por exemplo, o algoritmo Qhull é descrito em Barber, C.B., Dobkin, D.P., e Huhdanpaa, H.T., O algoritmo de Quickhull para cascas convexas, ACM Trans on Mathematical Software, 22 (4): 469-483, Dez. 1996. Outros algoritmos utilizados

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14/24 para computar uma forma de casca convexa são conhecidos e também podem ser satisfatórios para uso implementando a invenção. Esta superfície é re-provada então em cima de uma grade mais uniforme e interpolada para dar uma superfície razoavelmente lisa armazenada como um modelo tridimensional para apresentação para o médico durante o mesmo ou um procedimento posterior. Por exemplo, tal como um modelo tridimensional propicia um limite estimado do interior da região do coração do jogo de pontos.

[041] Fig. 3 representa esquematicamente outro método exemplificativo para criação de uma concha que corresponde à forma de uma câmara de coração. Os dados de local que identificam dados de posição de identificação 40 de um ou mais eletrodos durante um certo tempo dentro da câmara de coração é acessado. Os dados de local podem ser representados como uma nuvem de pontos dentro da câmara de coração. Os pontos de dados de posição mais distantes 40 corresponderão assim à parede interior da câmara de coração dentro um estado relaxado ou de diástole que corresponde a seu maior volume. Uma concha ou superfície é feita destes dados de local ajustando uma ordem de caixas 44 ao redor de grupos dos pontos de dados de posição 40.

[042] As caixas 44 são construídas determinando um certo ponto central 42 dentro da nuvem de pontos de dados de posição 40 e estendendo radialmente então bordas externas do ponto central 42. As caixas 44 se alongam aos mais distantes pontos de dados de posição 40 dentro da fatia cercada pela caixa 44. Deveria ser notado que embora a Fig. 3 seja apresentada esquematicamente em duas dimensões, as caixas 44 são de volumes tridimensionais. As faces da extremidade radial 46 das caixas 44 assim se aproximam da superfície da parede da câmara de coração. Podem ser empregados algoritmos de matização de gráfico comuns então para alisar a superfície da concha criada fora das faces da extremidade radial 46 das caixas 44.

[043] Vários dados de eletrofisiologia podem ser medidos e apresentados a um cardiologista pela exibição 23 do sistema 8 mostrado na Fig. 1. A Fig. 4 representa uma exibição de computador ilustrativa que pode ser exibida pelo computador 20. Por exemplo,

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15/24 a exibição 23 pode ser usada para mostrar dados a um usuário, como um médico, e apresentar certas opções que permitem o usuário para costurar a configuração do sistema 8 para um uso particular. Deveria ser notado que podem ser modificados os conteúdos na exibição facilmente e os dados específicos apresentados são apenas ilustrativos e não limitam a invenção Um painel de imagem 60 mostra um modelo tridimensional de uma câmara de coração 62 identificando regiões que receberam uma despolarização em forma de onda ao mesmo tempo, i.e., isocronos, mapeado para o modelo em cor falsa ou_ escala de cinza. Os isocronos são, em uma variação, mapeados para coordenadas tridimensionais (p.ex., X, Y, Z) correspondendo ao eletrograma do qual eles foram obtidos. Os isocronos também são mostrados em uma barra guia 64 como uma chave, identificando a informação associada com uma cor particular ou escala de cinza mapeada para um modelo tridimensional. Nesta imagem, são mapeados também os locais de eletrodos múltiplos em um par de cateteres para o modelo tridimensional. Outros dados que podem ser mapeados para o modelo de superfície do coração incluem, por exemplo, a magnitude de uma voltagem de medida e a relação de tempo de um sinal com respeito aos eventos de batida do coração. Mais adiante, a voltagem de cume-para-cume medida em um local particular na parede do coração pode ser mapeada para mostrar áreas de condutividade diminuída e pode refletir uma região de infarto do coração.

[044] Na variação mostrada na Fig. 4, por exemplo, a barra guia 64 é graduada em milissegundos e mostra a tarefa de cada cor ou escala de cinza em relação ao tempo particular mapeado para o modelo tridimensional. A relação entre a cor ou escala de cinza na imagem de modelo tridimensional 62 e a barra guia 64 também pode ser determinada por um usuário com referência à informação mostrada no painel 66. Fig. 5 mostra uma amplificação do painel 66 descrita na Fig. 4. O painel 66, nesta variação, mostra a informação de tempo usada para gerar isocronos mapeados no modelo tridimensional 62 mostrado na Fig. 4. Em geral, um ponto fiduciário é selecionado como o tempo zero. Na Fig. 5, por exemplo, o ponto de inflexão 70 de uma voltagem que aparece em um eletrodo

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16/24 de referência é usado como o ponto de tempo primário para a criação de isocronos. Esta voltagem pode ser adquirida de uma referência virtual ou uma referência física (p.ex., o eletrodo 31 errante mestrado na Fig. 1). Nesta variação, a voltagem localizando correspondendo ao ponto fiduciário é rotulado REF na Fig. 5. O sinal de eletrodo errante é descrito na Fig. 5 e é rotulado ROV¹. O ponto de inflexão 72 do sinal de voltagem ROV corresponde ao eletrodo 31 errante. A barra de guia de cor 65 mostra a tarefa de cor ou tom de escala de cinza para a relação de tempo vista entre os pontos de inflexão 70 e 72 dos sinais de voltagem de referência e errante REF e ROV, respectivamente.

[045] A amplitude do sinal de voltagem ROV correspondente ao eletrodo 31 errante também é mostrada no painel 66 da Fig. 5. A amplitude da variação do tempo do sinal ROV é localizada entre duas faixas ajustáveis 74 e 76, que podem ser usados para fixar critérios de seleção para a voltagem de cume-para-cume do sinal ROV. Na prática, regiões do coração com baixa voltagem de cume-para-cume são o resultado do tecido de infarto e a habilidade para converter a voltagem de cume-para-cume à escala de cinza ou falsa cor que permite identificação das regiões que são infarto ou isquêmico. Além disso, uma variação de tempo de sinal “V1” também é mostrado e corresponde a um eletrodo de referência da superfície, tal como um eletrodo de superfície ECG convencional. Por exemplo, o sinal V1 pode orientar um usuário, como um médico, para os mesmos eventos descobertos na superfície do paciente.

[046] Como descrito acima, os eletrodos de pelo menos um cateter de EP são movidos sobre a superfície do coração e enquanto em movimento detectam que a ativação elétrica do coração ou outros sinais EP na superfície do coração. Durante cada medida, o local em tempo real do eletrodo de cateter é notado junto com o valor da voltagem EP ou sinal. Estes dados são então projetados sobre uma superfície do modelo tridimensional que corresponde ao local do eletrodo quando os dados de EP provados foram tirados. Considerando que estes dados não são tirados enquanto os eletrodos de superfície de localização são energizados, um processo de projeção pode ser usado para colocar a informação elétrica

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17/24 sobre as mais próximas superfícies de coração representadas pela geometria. Em uma corporificação exemplificativa, por exemplo, são selecionados dois pontos próximos ou localizações no jogo de dados EP e os dados são mapeados a um ponto determinado para ser o mais próximo dos dois pontos (p.ex., por derrubar uma linha do ponto da superfície mais próxima na superfície geométrica). Este ponto novo é usado como o local para a apresentação de dados de EP nas imagens apresentadas ao médico.

[047] Várias informações de tempo-domínio relacionadas à atividade de EP dentro e/ou ao redor do coração de um paciente pode ser mapeada para modelo tridimensional. Por exemplo, a diferença de tempo de um potencial de ação medido por um eletrodo errante e um eletrodo de referência, a voltagem de cume-para-cume de um potencial de ação medido para um eletrodo errante, e/ou a voltagem negativa do cume pode ser mapeada de um potencial de ação medida para o eletrodo errante de um modelo tridimensional. Em uma corporificação, a atividade EP de até sessenta e dois eletrodos errantes pode ser coletado e mapeado para o modelo tridimensional.

[048] Eletrograma fracionado complexo (CFE) e informação de frequência-domínio também podem ser mapeados para o modelo tridimensional. Por exemplo, informação CFE pode ser útil identificar e guiar objetivos de ablação para fibrilação atrial. Informação CFE se refere a ativação elétrica irregular (p.ex., fibrilação atrial) na qual um eletrograma inclui dois desvios discretos e/ou perturbação da linha de base do eletrograma com um desvio contínuo de uma ativação prolongada complexa (p.ex., sobre um período de 10 segundos). Eletrogramas que têm ativações muito rápidas e sucessivas são, por exemplo, consistentes com miocárdio que tem períodos refratários curtos e micro-reentrância. Fig. 6, por exemplo, mostra uma série de eletrogramas. O primeiro dos dois eletrogramas, RAA-prox e RAA-dist, incluem eletrogramas típicos do átrio direito de um paciente como de um eletrodo errante próximo e um eletrodo errante distai no átrio direito de um paciente, respectivamente. O terceiro eletrograma, LA-telhado, inclui um eletrograma CFE, tal como o telhado do átrio esquerdo do paciente. Neste terceiro eletrograma, LA-telhado, os comprimentos de ciclo

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18/24 indicados pelos números mostrados no eletrograma são substancialmente mais curtos que os comprimentos de ciclo indicados pelos números mostrados no primeiro dois eletrogramas, RAA-prox e RAA-dist. Em outro exemplo mostrado na Fig. 7, um primeiro eletrograma RA-Septo inclui ativações rápidas e sucessivas indicadas pelas setas comparadas ao segundo eletrograma RA. Por exemplo, as ativações rápidas e sucessivas podem ser consistentes com o tecido de miocardial que tem períodos refratários curtos e micro-reentrância, p.ex., um ninho de fibrilação atrial.

[049] A presença da informação CFE pode ser descoberta a partir da informação EP (p.ex., eletrogramas) coletados por um eletrodo, por exemplo, monitorando o número de desvios dentro de um segmento de eletrograma; calculando o tempo médio entre desvios dentro de um segmento de eletrograma; monitorando a variação de tempo entre desvios dentro de um comprimento de ciclo de um eletrograma; e declives calculados, derivativos e amplitudes de eletrogramas. Por exemplo, ativações discretas têm um valor associado de cume-paracume medido sobre um período de tempo especificado. Este valor de cume-para-cume pode ser usado para quantificar uma ativação discreta. Como mostrado na Fig. 5, um momento de tempo das ativações discretas pode ser marcado no eletrograma na exibição do usuário. Podem ser usados o momento de tempo e/ou outras quantificações da fração do eletrograma para determinar a presença e/ou ausência de informação CFE. O intervalo médio entre ativações discretas dentro de um período de tempo predeterminado pode, por exemplo, ser usado como um índice para quantificar o grau de fração de um determinado eletrograma. Neste exemplo, pode ser nomeado um valor da pessoa ao eletrograma se há apenas uma ativação discreta dentro de determinado período de tempo, e um valor menor ou maior pode ser nomeado se mais de uma ativação discreta estiver presente no determinado período de tempo. Por exemplo, outra quantificação pode incluir a quantificação da discrepância de tempo entre ativações discretas de um eletrograma. Estas ou outras quantificações do tempo-domínio correlatam com a morfologia do eletrograma e, em troca, com base na fisiologia subjacente da região para a qual o eletrograma foi provado.

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19/24 [050] Diagnosticando fibrilação atrial e guiando um cateter de separação, os eletrogramas que correspondem a mecanismos fisiológicos para iniciar e sustentar a fibrilação atrial podem ser identificados quantificando a fração dos eletrogramas. Estas quantificações, em troca, podem ser usadas para identificar regiões para ser abladas para eliminar a fibrilação atrial. Potenciais meio-diastólicos dentro de uma área isquêmica da câmara cardíaca também podem ser identificados quantificando a fração dos eletrogramas coletados em uma região do coração. Tecido saudável correspondería a eletrogramas não-fracionados (i.e., uma única ativação discreta), enquanto tecido insalubre (p.ex., tecido isquêmico) correspondería a eletrogramas fracionados (i.e., ativações discretas múltiplas e/ou perturbações da linha base). O presente momento ou outras quantificações da informação CFE nos eletrogramas podem ser mapeadas para o modelo tridimensional como descrito acima.

[051] Além de/ou alternativamente para a informação de tempo-domínio analisada e mapeada da informação EP coletada, também pode ser mapeada a informação de frequência-domínio para um modelo tridimensional. Em uma corporificação, por exemplo, uma transformada de Fcurier rápido (FFT) ou outro método de traduzir uma variação de sinal tempo em informação de frequência-domínio pode ser usada para traduzir o sinal reunido em uma frequência-domínio. A frequência-domínio descreve um espectro que representa a energia ou poder dos componentes de frequência de sinal de eletrograma que varia o tempo. FFTs e outras transformações são conhecidas na arte e não são discutidas em detalhes adicionais.

[052] Fig. 8 mostra uma comparação lado a lado do músculo de miocardial compacto e o músculo de miocardial de fibrilar que junto formam a parede do coração. O tecido do músculo miocardial compacto inclui grupos de células firmemente conectadas que administram atividade elétrica durante a despolarização do coração em uma forma homogênea transmitindo atividade elétrica a velocidades iguais em qualquer direção. Porém, o tecido do muscular miocardial fibrilar inclui tipicamente células frouxamente

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20/24 conectadas, tais como transições entre o tecido neural, vascular e atrial. O tecido do músculo miocardial fibrilar também pode ser formado estirando e/ou degenerando de células que conduzem a conexões pobres entre tal tecido estragado. Na fila A, a primeira coluna mostra a ativação homogênea ou uniforme do tecido do músculo miocardial compacto durante a despolarização da parede do coração. Na segunda coluna, porém, a ativação irregular do tecido do músculo miocardial fibrilar é mostrada durante a despolarização na qual uma onda viaja a taxas diferentes por costas diferentes ou porções do tecido do músculo miocardial fibrilar, enquanto causa contração assíncrona em porções diferentes do miocárdio.

[053] Na fila B, são mostrados sinais de eletrograma de tempo-domínio para o tecido do músculo miocardial compacto e o tecido do músculo miocardial fibrilar durante uma fase de despolarização de uma batida do coração. Como mostrado na Fig. 8, os sinais do eletrograma de tempo-domínio compreendem tipicamente uma forma bifásica ou trifásica para o tecido do músculo miocardial compacto (mostrado na coluna 1) e mais uma forma polifásica para o tecido do músculo miocardial fibrilar (mostrado na coluna 2). Finalmente, a frequência-domínio dos sinais do eletrograma da fila B para o tecido do músculo miocardial compacto e o tecido do músculo miocardial fibrilar é mostrado na fila C. A frequência-domínio é obtida executando um FFT em um período de tempo dos eletrogramas da variação de tempo mostrado na fila B, coluna 1 para o tecido de músculo miocardial compacto e fila B, coluna 2 para o tecido de músculo miocardial fibrilar. Como mostrado na fila C da Fig. 8, a frequência-domínio para o tecido de músculo miocardial compacto compreende tipicamente uma amplitude mais alta a um único cume localizado ao redor de uma frequência fundamental, enquanto a frequência-domínio para o tecido de músculo miocardial fibrilar compreende tipicamente uma amplitude inferior à sua frequência fundamental devido a uma troca-direita da frequência causada por vários componentes de frequência harmônicos. [054] Como mostrado na Fig. 8, o tecido de músculo miocardial fibrilar pode conduzir a ondas irregulares de atividade elétrica durante a despolarização do coração. A maior razão do tecido de músculo miocardial fibrilar para compactar o tecido de músculo miocardial, o

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21/24 mais provável é que haja uma tendência para fibrilação atrial. Em tais áreas ninhos de fibrilação de atrial (ou “ninhos AFIB”) podem ser identificados como fontes potenciais de fibrilação de atrial. Assim, por uso de informação de frequência-domínio, um médico pode ser capaz de identificar locais de problemas potenciais que podem conduzir a fibrilação de atrial.

[055] Vários exponentes numéricos podem ser obtidos a partir da frequência-domínio do sinal de eletrograma. Quaisquer destes exponentes podem ser mapeados para um modelo tridimensional do coração de um paciente para permitir um usuário como um médico identificar locais na parede do coração que correspondem a uma característica particular. Em uma variação exemplificativa da invenção presente, a frequência dominante de um sinal de eletrograma pode ser identificada na frequência-domínio que foi obtida por um 15 FFT. Como pode ser visto na Fig. 9A, por exemplo, um típico tecido de músculo miocardial normal ou compacto pode ter um único cume no espectro, enquanto um tecido de músculo miocardial fibrilar tem cumes mais espectrais para o tecido de músculo de miocardial compacto. O número de cumes espectrais pode ser determinado para pontos múltiplos ao redor da parede do coração em um modelo tridimensional como descrito acima.

[056] Em outra variação da presente invenção, pode ser determinada uma amplitude máxima do cume em frequência dominante a partir do sinal da frequência-domínio do eletrograma e pode ser mapeado um modelo tridimensional do coração. Na Fig. 9, por exemplo, a amplitude do cume máxima em uma frequência dominante do tecido de músculo miocardial compacto pode ser visto como mais alto em aproximadamente 175 dB mV, enquanto a amplitude de cume máxima em frequência dominante do tecido de músculo miocardial fibrilar é inferior a aproximadamente 80 dB mV. Estes valores também podem ser mapeados em um modelo tridimensional do 30 coração.

[057] Em ainda outra variação, uma relação de energia em uma faixa da frequênciadomínio para a energia em uma segunda faixa de frequência-domínio pode ser determinada e ser mapeada para um modelo tridimensional do coração. Por exemplo, Fig. 9B mostra a

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22/24 relação de energia na passagem da faixa de 60 para 240 Hz para a energia abaixe de 60 Hz, mais alto para o espectro de eletrogramas do tecido de músculo miocardial fibrilar que no espectro de eletrogramas de tecido de músculo miocardial compacto.

[058] Enquanto exemplos de tempo-domínio e informação de frequência domínio foram descritos aqui como capazes de serem traduzidos a um mapa tridimensional do coração de um paciente, um qualificado na arte reconhecería que aquela outra informação de tempo-e frequência-domínio também pode ser determinada e ser mapeada para um modelo tridimensional. Por exemplo, a informação seguinte pode ser determinada a partir do tempodomínio ou frequência-domínio e ser mapeada para um modelo tridimensional: uma passagem de faixa de baixa frequência ou de alta frequência de interesse (p.ex., em Hz); uma frequência com a energia máxima em uma passagem de faixa (p.ex., em Hz); vários cumes dentro de uma passagem de faixa (p.ex., uma conta); uma energia, poder, e/ou área em cada cume (p.ex., dB); uma relação de energia e/ou área em cada cume de modo que outra passagem de faixa; e uma largura de cada cume em um espectro (p.ex., em Hz). [059] Fig. 10 mostra um exemplo de um método para determinar informação de um eletrograma de tempo-variação no tempo-domínio e/ou frequência-domínio e mapeando aquela informação sobre um modelo tridimensional (p.ex., um coração). Em operação 100, vários eletrodos (p.ex., eletrodos de mapeamento unipolar ou bipolar de contato ou sem contato) são usados para propiciar um sinal de eletrograma de tempo-variado. Por exemplo, o sinal de eletrograma pode ser provado para locais múltiplos ao longo da parede do coração e/ou o vasculatura circunvizinha.

[060] Um FFT é então executado sobre um período de tempo do eletrograma de tempovariado para determinar a informação de frequência-domínio para aquele eletrograma em operação 102. Uma exibição em tempo real da informação do tempo-domínio e/ou frequência-domínio pode ser exibida em operação 104. Um ou mais parâmetros são então determinados em operação 106. São descritos parâmetros exemplificativos acima e são incluídos, por exemplo, uma diferença de tempo entre um eletrodo errante e um eletrodo de

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23/24 referência; a voltagem de cume-para-cume do eletrodo errante; a voltagem negativa do cume do eletrodo errante; informação CFE; uma frequência dominante de um sinal de eletrograma; uma amplitude de cume máxima na frequência dominante; uma relação de energia em uma faixa de frequência-domínio para a energia na segunda faixa de frequênciadomínio; uma passagem de faixa de baixa frequência ou de alta frequência de interesse; uma frequência com a energia máxima em uma passagem de faixa; vários cumes dentro de uma passagem de faixa; uma energia, força, e/ou área em cada cume; uma relação de energia e/ou área em cada cume para que em outra passagem de faixa; e uma largura de cada cume em um espectro. Cores, sombras de cores, e/ou escalas de cinza são nomeados para valores dos parâmetros a serem identificados em operação 108 e cores, sombras de cores, e/ou escala de cinza que correspondem aos parâmetros para o eletrogramas provados pelos eletrodos serem atualizados em um modelo tridimensional (p.ex., de um coração) continuamente e em tempo real em operação 110.

[061] Uma área particular de interesse é o mapeamento de áreas do coração compreendida por células de nervo autonômico. Informação ECG pode ser mapeada para identificar os focos de propagação elétrica pelo coração. Os pontos de iniciação para os sinais elétricos geralmente serão pacotes de células autonômicas ou plexi de gânglios. À extensão que qualquer arritmia é causada por um mau funcionamento nas células autonômicas, a capacidade para detectar este mau funcionamento pode ajudar significativamente na eficácia do tratamento e minimizar a extensão do tratamento. Uma vantagem particular de mapear o eletrograma fracionado complexo no domínio de frequência é a capacidade para identificar rapidamente e localizar tais áreas de arritmia. Por exemplo, se é determinado que um pacote específico autonômico é a fonte de fibrilação, enquanto mirando esta área de contribuição neural inicial, em vez de tratar áreas múltiplas de tecido fibrilar pode reduzir substancialmente o número de lesões exigidas para tratar a condição.

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24/24 [062] Embora múltiplas corporificações desta invenção tenham sido descritas acima com um certo grau de particularidade, aqueles qualificados na arte poderiam fazer numerosas alterações nas corporificações reveladas sem fugir do conceito revelado por esta invenção. Por exemplo, enquanto a descrição anterior descreveu dados que são mapeados para um modelo tridimensional, podem ser mapeados dados para incluir em qualquer mapa, mas não limitados um modelo ou imagem de tempo-variado ou estático tri ou bidimensional. Todas as referências direcionais (p.ex., superior, inferior, ascendente, descendente, esquerdo, certo, topo, fundo, sobre, debaixo de, vertical, horizontal, à direita e à esquerda) só são usados para fins de identificação para ajudar o entendimento do leitor da presente invenção e não cria limitações, particularmente sobre a posição, orientação ou uso da invenção Referências de união (p.ex., fixo, junto, conectado e similares) serão interpretados amplamente e podem incluir os membros intermediários entre uma conexão de elementos e movimentos relativos entre elementos. Como tal, referências de união não deduzem necessariamente que dois elementos estão diretamente conectados e em relação fixa um com o outro. É pretendido que todo o assunto contido na descrição anterior ou mostrado nos desenhos acompanhantes só será interpretado como ilustrativo e não limitador. Mudanças em detalhes ou estruturas podem ser feitas sem fugir do espírito da invenção como definido nas reivindicações juntadas.

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Claims (8)

1. REIVINDICAÇÕES

   1. SISTEMA (8) DE APRESENTAÇÃO DE INFORMAÇÃO REPRESENTATIVA DE ATIVIDADE ELETROFISIOLÓGICA DE UM PACIENTE (11) caracterizado pelo fato de compreender:

   um gerador de campo elétrico (25) para geração de um campo elétrico no paciente (11);

   pelo menos um eletrodo de posição (17) adaptado para receber dados de posição via o referido campo elétrico;

   uma pluralidade de eletrodos de dados (12, 14, 16, 18, 19, 22) adaptados para receber dados elétricos simultaneamente de uma pluralidade de localizações dentro do paciente (11);

   pelo menos um processador (20) adaptado para determinar a informação de posição representativa dos ditos dados de posição; para determinar a informação de dados representativa dos referidos dados elétricos, em que a dita informação de dados compreende uma informação de eletrograma fracionado complexo representativa dos ditos dados elétricos, em que a informação de eletrograma fracionado complexo compreende pelo menos um de um número de desvios dentro de um segmento de eletrograma, uma média de tempo entre os desvios dentro de um segmento de eletrograma, uma variação de tempo entre os desvios dentro de um comprimento de ciclo de eletrograma, um declive de um eletrograma, um derivativo de um eletrograma e uma amplitude de um eletrograma; e para correlacionar a dita informação de dados à dita informação de posição;

   e um dispositivo de apresentação (23) adaptado para apresentar as ditas informação de dados e informação de posição correlacionadas em um mapa (62).
2. 2. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por pelo menos um eletrodo de posição compreender um eletrodo errante (17).
3. 3. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por pelo menos uma pluralidade de eletrodos de dados (12, 14, 16, 18, 19, 22) compreender pelo menos um eletrodo de posição (17).

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4. 4. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelas informações de dados compreenderem informações de tempo-domínio representativas aos dados elétricos.
5. 5. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelas informações de dados compreenderem informações de frequência-domínio representativas das referidas informações do eletrograma fracionado complexo.
6. 6. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pela informação de frequência-domínio ser determinada via uma transformada de Fourier rápida das referidas informações do eletrograma fracionado complexo.
7. 7. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo mapa (62) compreender um modelo tridimensional.
8. 8. SISTEMA, de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelas informações de dados serem apresentadas via o referido modelo tridimensional, no qual as informações de dados são mapeadas para a referida pluralidade de localizações correspondentes às referidas informações de dados.

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