CN103354730A

CN103354730A - 用于诊断心律失常和引导导管治疗的系统和方法

Info

Publication number: CN103354730A
Application number: CN2011800631130A
Authority: CN
Inventors: V·X·阿方索; J·石; S·J·金姆; D·C·德诺; D·J·摩根
Original assignee: St Jude Medical Atrial Fibrillation Division Inc
Current assignee: St Jude Medical Atrial Fibrillation Division Inc
Priority date: 2010-12-30
Filing date: 2011-12-20
Publication date: 2013-10-16
Anticipated expiration: 2031-12-20
Also published as: JP2016187576A; JP5956463B2; US9186081B2; CN103354730B; EP2627243A4; EP2627243A1; US9675266B2; EP2627243B1; US20130274582A1; JP6301398B2; US10441187B2; JP2014506171A; US20170311833A1; US20160100770A1; WO2012092016A1

Abstract

一种用于诊断心律失常和引导导管治疗的有效系统可允许测量、分类、分析、并标测体内的空间电生理（EP）模式。该有效系统还可以引导心律失常治疗并随着治疗输送来更新标测图。该有效系统可使用具有高度密集的传感器的医疗设备，所述高度密集的传感器具有已知空间构造，用于收集EP数据和定位数据。此外，该有效系统还可利用电子控制单元（ECU）来计算并为用户提供多种度量、衍生度量、高清晰度（HD）标测图、HD合成标测图、以及与几何解剖模型关联的一般视觉辅助，它们显示在显示设备上。

Description

用于诊断心律失常和引导导管治疗的系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求享有2010年12月30日提交的序列号为61/428,549的美国临时申请的优先权，其通过引入如同在本文中完全阐述一般而包含于此。

技术领域

本公开涉及一种将诸如导管的医疗设备用于诊断、治疗、和/或消融程序的系统。更加具体而言，本公开涉及一种用于对空间电生理模式进行测量、分类、分析、和标测以及用于引导心律失常治疗的系统。

背景技术

人类心肌日常地经受穿过其多个表面和心室的电流，所述心室包括心内膜室。在每次心脏收缩前，随着电流蔓延穿过心脏并至全身，心肌被认为是“去极化”和“再极化”。在健康的心脏中，心脏的表面和心室将经受去极化波的有序行进。在不健康的心脏中，诸如那些遭受房性心律失常的，例如包括异位房性心动过速、心房颤动、及心房扑动，去极化波的行进可能不会这样有序。心律失常会由于疤痕组织或妨碍快速且均匀去极化的其他障碍物而持续。这些障碍物会引起去极化波绕心脏某些部位重复环路。心律失常会产生多种危险情形，包括心率不规则、同步房室收缩的缺失、以及血流郁滞，所有这些都会导致各种疾病甚至死亡。

诸如电生理（EP）导管的医疗设备已经用于各种诊断和/或治疗医疗程序中以纠正这种心律失常。通常在一个程序中，操纵导管例如穿过患者的脉管系统至患者心脏，并且导管负载可用于标测、消融、诊断、和/或执行其他功能的一个或多个电极。一旦到达目的部位，处理可包括射频（RF）消融、冷冻消融、激光消融、化学消融、高强度聚焦超声消融等。消融导管将该消融能量施加至心肌组织以在心肌组织中产生损伤。该损伤破坏了不期望的电流路径并进而限制或阻止了导致心律失常的杂散电信号。显而易见的是，该处理需要在到达治疗部位、离开治疗部位、及在治疗部位处的操纵期间对导管的精确控制，这总是依赖于用户能力水平。

然而，在消融术前或在消融术期间，用户必须测量和诊断这些不期望的电流路径以及心律失常“爆发”的区域。用于帮助确认这些区域的电图是电势随时间变化的任何记录，其通常通过将电极直接置于心脏组织表面上或附近来获得。为了获取电图，常规技术包括记录电势变化的逐点测定法。然后可将这些电势变化标测在解剖学结构的对应模型上。换言之，这些方法使得能够通过在感兴趣区域周围导航一个或多个导管，并从一个点至下个点收集电图和空间位置数据，然后据此标测所收集数据，从而产生心电图。

对来自导管的信号检测去极化波以产生诸如局部激动时间（LAT）的绘图和峰峰（PP）电压图。除了费力且耗时，这些方法假定标测的电图仅是一次去极化的结果。因此，不会表现通常在复杂心律失常中发生的其他的去极化。更进一步，由于数据获取的顺序性，每个感兴趣电图必须随后与固定的参照基准时间对准。

因此，常规技术及产生的标测图不是没有缺陷的。作为进一步实例，通常产生的一个绘图是心房复杂碎裂电位（CFE）图。一种类型的CFE图记录一至八秒的时间内的平均周期长度或激动间隔。这种类型的CFE图的主要局限性在于其缺少特异性。虽然任意给定的电图可表明CFE电势，复杂碎裂活动的根本原因是不清楚的。而且，虽然复杂碎裂活动的存在表明了基本的各向异性传导，但是这种类型的CFE标测图不能产生关于基本波前传播模式的任何直接信息。

因此，本发明人已经意识到需要一种用于同时获取多个电图的改进的系统和方法，以及需要一种能够为用户提供空间标测图的系统，该空间标测图使得用户能够观察电生理模式以及确定各种心律失常的根本原因，这将最小化和/或消除常规系统中的一个或多个缺陷。

发明内容

特别地针对对患者执行诊断、治疗、及消融程序的系统，期望的是基于电生理（EP）数据来确认心脏心律失常的源头。EP数据可以来自内在节律，诸如窦性心律、心房扑动、及心房颤动。EP数据还可以来自人工干预，诸如起搏和诱发性心律失常。本公开提供了一种用于测量、分类、分析和标测空间和时间的EP模式的系统和方法。基于所收集的EP数据的分析，所公开的系统和方法还通过突出心律失常的可能源头来引导心律失常的治疗。

在一个实施方式中，所公开的系统能够通过利用沿医疗设备远端布置的多个传感器从患者身体组织测量数据。如上所提及的，一种可测量的示例性数据类型是EP数据。此外，医疗设备可以靠近、沿、抵靠患者身体组织定位或位于患者身体组织内。可与该系统一起使用的传感器的一个实例是电极。高度密集的传感器可以沿医疗设备的远端布置以从组织区域同时测量关于时间的电压（即，电图）。由于传感器可以彼此接近地定位，并由于传感器能够在一段时间内记录数据，所公开的系统能够执行一系列的空间和时间的比较分析。

该系统还可包括电子控制单元（ECU），其用于收集和分析由多个传感器测量到的数据。ECU本身可包含多个子组件，能够作为系统的一部分来实现许多功能。例如，ECU可以从沿组织定位的多个传感器获取测量到的数据。利用基于电场或基于磁场的阻抗技术，ECU还可以确定每个传感器的三维位置坐标。另外，ECU可以在医疗设备靠近组织定位前“了解”多个传感器的空间布置。在替代例中，ECU可通过计算每个三维位置坐标之间的距离来确定各传感器的空间布置。因此，ECU可以了解传感器的位置和空间布置、每个传感器处的电压、以及测量这些电压的时间。基于该输入数据，ECU可计算多种度量、衍生度量、以及组合度量。所计算出的度量的几个实例可包括但不限于绝对激动时间（AAT）、百分比分级指数（PFI）、连续空间指数（CSI）、传导速度、去极化振幅的空间梯度、一致性度量、以及激动方向。此外，ECU还可基于这些所计算出的度量的结果来突出组织中的感兴趣区域。利用自动或半自动（计算机辅助）智能计算算法并且利用信号处理方法（例如，希尔伯特变换），所公开的系统和方法能够应用于表征多个传感器上的波形模式（例如，转子、焦点节拍（focusbeat）、平面、分散）。

在一个实施方式中，一种操作该系统以分析数据的方法可以如下的描述。定位在医疗设备远端上的多个传感器中的至少一个从患者身体组织测量数据。然后可以将所测量到的数据从所述多个传感器中的至少一个传输至ECU。该系统、或在一些实施方式中的ECU，可随后确定多个传感器的位置、或至少一个传感器的位置。该系统还可基于一个传感器的位置或多个传感器的位置来计算至少一个度量。通常，度量是数据的量化，所述数据例如为但不限于EP数据。基于传感器（一个或多个）的位置和所计算出的度量或所测量到的数据，该系统可以随后生成标测图以用于显示。在计算了这些和其他度量、衍生度量及组合度量后，该系统可生成这些度量的空间标测图。在一些实施方式中，这些标测图可以叠加在表示组织的几何解剖模型上。这些空间标测图可被配置以随着相继的每次心跳更新、在用户决定时更新、或连续地更新。

所公开系统和方法的另一方面包括基于EP数据或度量值的空间分布来确认去极化波前模式。这样做，ECU可在一个示例性实施方式中被配置以将多种匹配空间滤波器应用于编译的EP数据值。

所公开系统和方法的又一个方面包括产生三维视觉辅助，其表示电图电压向量或传导速度向量。这种类型的三维显示可以叠加在几何解剖模型上或者也可以图形格式显示。

通常，与先前的系统和方法相比，所公开的用于测量、分类、分析、和标测空间EP模式以及用于引导心律失常治疗的系统和方法在空间上更有意义。该系统和方法为医生提供了更直接的诊断信息。此外，这里所述的度量和标测图仅是示例性的。通过阅读下面的说明书和权利要求书并参照附图，本发明的前述和其他方面、特征、细节、用途及优势将变得明显。

附图说明

图1是根据本发明教导的用于执行诊断和治疗医疗程序中的至少一个的系统的示意性图解图。

图2是一个以螺旋形构造布置的医疗设备的示例性实施方式的远端的等距视图。

图3是另一以篮形构造布置的医疗设备的示例性实施方式的远端的等距视图。

图4a-4b分别是以矩阵状构造布置的医疗设备的示例性实施方式的远端的等距视图和侧视图。

图5是医疗设备的示例性实施方式的远端顶视图，其中所述医疗设备是射频（RF）消融导管。

图6是图1所示系统的可视化导航和标测子系统的示例性实施方式的示意性图解图。

图7是图1所示的系统的显示设备的示例性实施方式的表示，其上显示有图形用户界面（GUI）。

图8a是安装在医疗设备上的传感器的定位坐标的示意表示，所述医疗设备具有以螺旋形构造布置的远端。

图8b是对应安装在医疗设备上的传感器的原始定位数据的示意表示，所述医疗设备具有以螺旋形构造布置的远端，其中所述原始定位数据包括一个或多个不准确之处，它们描绘了医疗设备的传感器的失真的空间布置。

图8c是对应图8b所示的原始定位坐标的校正定位坐标的示意表示。

图8d是对应图8c所示的校正定位坐标的高密度网格的示意表示。

图9是电图和动态标测图的示例性表示，其以图形形式示出了绝对激动时间（AAT），它可显示在图1所示系统的显示设备上。

图10a是电图和标测图的示例性表示，其描绘了靠近待测量组织的医疗设备远端表示，它可显示在图1所示系统的显示设备上。

图10b是描绘传导速度度量的电图和标测图的示例性表示，其显示了心脏关于相关联的几何解剖模型的方向和速度。

图11是示例性图形用户界面（GUI）的一部分，其显示了传感器构造、从组织获取的EP数据、以及代表传感器的电图。

图12是显示系统用于在所测量组织上确认去极化波前的几类示例性波前模式的表格。

图13是表示关于三个不同方向以毫伏（mV）测量到的电压的示例性三维曲线图。

图14a-14d是电图和标测图的示例性表示，其示出了随着测量电生理数据的医疗设备的远端靠近来自身体的组织，由电子控制单元（ECU）显示的数据的增加。

图15是图1所示系统的显示设备的另一示例性表示，其上显示有图形用户界面（GUI）。

图16是表面标测图的示例性表示，其显示矢量场，所述矢量场的显示具有方向和量值意义。

图17是示出系统可以测量、分析和标测空间电生理模式的方法的一个实施方式的流程图。

具体实施方式

现在参照附图，其中在不同视图中相似的附图标记用于标识相同的部件，图1示出了用于或对身体14的组织12执行一个或多个诊断和/或治疗功能的系统10的一个示例性实施方式。然而应该理解的是，系统10可以应用在与人体或非人体内的各种其他组织中，因此，本公开不旨在将系统10的用途限定于仅与心脏组织和/或人体相关。

系统10可包括医疗设备16和用于体内结构的可视化、导航、和/或标测的子系统18（下文称为“可视化导航和标测子系统18”或“子系统18”）。

在图1的示例性实施方式中，医疗设备16包括导管，诸如电生理导管。在其他示例性实施方式中，医疗设备16可采用导管外的形式，诸如但不限于护套或导管引入器、或电生理导管之外的导管。仅出于清楚及示意性目的，下文描述将限定于系统10中的医疗设备16包括导管（导管16）的实施方式。

提供导管16用于诸如组织12的体内组织的检查、诊断和/或治疗。导管16可包括电缆连接器或接口20、把手22、具有近端26和远端28（如这里使用的，“近端”指代朝向导管16的靠近把手22的端部的方向，以及“远端”指代远离把手22的方向）的轴杆24、以及一个或多个传感器，诸如但不限于安装在导管16的轴杆24中或其上、轴杆24的远端28处或其附近的多个电极30（即，30₁、30₂、…、30_N）。

在示例性实施方式中，每个电极30被配置以既获取对应组织12的电生理（EP）数据，且产生指示其三维（3D）位置（下文称为“定位数据”）的信号。在另一示例性实施方式中，导管16可包括电极30和一个或多个定位传感器（例如，电极30以外的电极或磁性传感器（例如，线圈））的组合。在一个这样的实施方式中，电极30被配置以获取关于组织12的EP数据，而定位传感器被配置以生成指示其3D位置的定位数据，其可用于确定每个电极30的3D位置，这将在下文描述。在其他实施方式中，导管16还可包括其他常规部件，诸如但不限于操航索（steering wire）和致动器、灌注腔和端口、压力传感器、接触传感器、温度传感器、另外的电极及相应导线或引线、和/或消融元件（例如，消融电极、高强度聚焦超声消融元件等）。

连接器20提供了针对一个或多个电缆32的机械和电气连接，电缆32例如从可视化导航和标测子系统18延伸至安装在导管16上的一个或多个电极30或定位传感器。在其他实施方式中，连接器20还提供了针对如下电缆的机械、电气、和/或流体连接，所述电缆从系统10中的其他部件如消融系统和流体源（在导管16包括冲洗导管时）延伸出。连接器20是本领域中常规的并设置在导管16的近端26处。

把手22为用户提供了握持导管16的位置并还可提供用于在身体14内操纵或引导轴杆24的手段。例如，把手22可包括用于操纵一个或多个操航索延伸穿过导管16至轴杆24的远端28的手段。把手22同样是本领域中常规的并且应该理解的是把手22的构造可以变化。在其他实施方式中，导管16的控制可以是自动的，诸如是机器人驱动或控制的，或是磁式导向系统驱动和控制的。因此，手动或自动控制的导管都在本公开的精神和范围内。

轴杆24是细长的管状柔性构件，其被配置为在身体14内移动。轴杆24例如且非限制性地支撑电极30、安装于其上的其他电极或定位传感器、相关导线、以及可能的用于信号处理或调节的另外的电子器件。轴杆24还可以允许流体（包括冲洗液、冷冻消融液、以及体液）、药物、和/或外科手术工具或器械的传送、输送和/或移除。轴杆24可由诸如聚亚安酯的常规材料制成，限定一个或多个管腔，管腔被配置为容纳和/或传送电导线、流体或外科手术工具。轴杆24可以通过常规导引器被引入血管或身体14内的其他结构中。然后轴杆24可以利用本领域公知的其他手段被操纵或引导穿过身体14至诸如组织12的期望位置。

轴杆24的远端28可以是导管16的主要部分，其包含用于获取EP数据和定位数据的电极30或其他传感器。如上所述的，在一个实施方式中，电极30可被配置为获取EP数据以及定位数据。在另一实施方式中，且如将在下面更详细描述的，电极30可被配置为获取EP数据，而一个或多个定位传感器可被配置为获取定位数据，定位数据可随后用于确定电极30的各个位置。不论定位数据是由电极30还是由定位传感器获取，远端28可以采取有利于从组织12对EP数据进行有效获取、测量、收集等的多种构造布置。

在一个实施方式中，如图2所示，远端28可以螺旋形构造布置。在该实施方式中，螺旋形构造可以是大体平面的且可包含高度密集的电极30以用于从组织12获取EP数据的单极或双极测量值。单极测量值可通常表示每个电极处感知的电压。而双极测量值可通常表示任意对电极之间的电势。而且，本领域技术人员将意识到双极测量值可通过单极测量值计算出。此外，电极30可在远端28处或沿远端28以已知空间构造布置，从而使得电极30之间的距离是已知的。诸如线圈52的各线圈的直径可随着实施方式的变化而变化。在一个示例性实施方式中，最外层线圈的直径是二十毫米。在可替代实施方式中，空间构造可包含多个螺旋线圈。

将高度密集的电极30置于所述空间构造上或置于任意导管16的远端28处具有许多优势。由于电极30的分布是密集的，并且由于电极30的多个可能的单极和双极比较，空间构造可以理想地用于产生表示组织12上电活动的高清晰度（HD）表面标测图。

在另一实施方式中，如图3所示，远端28可以篮形构造布置。所述篮形构造或具有电极30的大体圆柱形阵列的类似构造可包含高度密集的电极30。在一个实施方式中，电极30可以是非接触式电极，其通常不需要与组织12接触以测量EP数据。在另一实施方式中，电极30可包括接触式和非接触式电极。

该非接触式电极可用于单极分析。分析单极EP数据可以是有利的，这是由于单极电图形态可提供关于碰撞波前（存在本领域公知的QRS复合波中的“R”波）、短半径折返波前（存在正弦波形）、以及源波前（在去极化发生时电图上的“QS”形态）的更多信息。通常，去极化波前是穿过身体14的组织12的电矢量群。如下面将更加详细描述的，去极化波前可在模式、大小、振幅、速度等方面变化。而且，一些去极化波前可能是相对有序的，而其余的去极化波前可能是相对或甚至是完全无序的。

然而，在另一实施方式中，双极EP数据可提供更好的空间定位数据、更好的去极化波方向指示、以及更好的交流（AC）电噪声抑制。通过双极EP数据，一对电极30（通常称为“电极”或“双电极”）可间隔开，但相对于由身体14的其他远距离部分引起的电场彼此相对靠近地定位。因此，来自远程电场的影响可被抵消的，这是因为电极30彼此靠近地定位且受到来自远电场的相似影响。

在图4a-4b所示的远端28的又一实施方式中，矩阵状构造也可设置有高度密集的电极30。图4a示出了矩阵状构造的等距视图，而图4b示出了侧视图。矩阵状构造可具有并列布置的多个键槽72，其中每个键槽72上安装有至少一个电极30。更长的键槽可包含更多个电极30以维持整个矩阵状构造的一致的电极密度。

在图4a-4b所示的实施方式中，矩阵状构造可以是凹陷形的，几乎具有如图4a所示的浅勺状。在另一实施方式（未示出）中，矩阵状构造可以是基本平坦或平面的，不具有任何凹进状特征。虽然这两个实施方式都有利于从组织12的数据测量，但图4a所示的矩阵状构造特别地可用于获取至少一些非接触式测量值。矩阵状构造的另一可能用途将是帮助诊断心律失常以及引导心包腔内的心外膜消融治疗。

在一个实施方式中，矩阵状构造连同远端28的其他构造一起可瘪缩为流线型轮廓以用于从身体14插入、操纵和移除。另外，或在替代例中，远端28在不收集数据或执行程序时可在轴杆24内被至少部分地隐藏和输送。轴杆24可以比远端28更具流线型，并因此可提供用于将远端28输送到组织或输送离开组织12的更好的运载工具。一旦处于目的部位，远端28可从轴杆24展开以执行目的程序。类似地，在执行完程序后，远端28可至少部分地被再次隐藏在轴杆24内以用于从身体14移除。

矩阵状构造能够瘪缩为流线型轮廓或者完全地或部分地可展开的一个示例性方式是允许外侧键槽72在轴杆24内适度地平移，同时将最内侧键槽72锚固至轴杆24的远端28的点74处。另外，出于增强功能的目的，可在点74附近结合一接合部76，用于提供柔性或用于选择性地偏转远端28，进而允许远端28更好地进入组织12。

高度密集的电极导管的另一示例性实施方式在图5中示出。在该实施方式中，远端28包括消融尖端80，并且可适于增强射频（RF）消融程序。更特别地，该布置可允许提供快速定位反馈并且还可使得随着消融程序的执行对HD表面标测图进行更新。

继续参照图5，如将在下文描述的，在可视化导航和标测子系统18是基于电场的系统的示例性实施方式中，远端28可包括近端环形电极30_A，近端环形电极30_A靠近且间隔于一系列点状电极或纽扣电极30_B定位。近端环形电极30_A和点状电极30_B可用于获取EP数据及定位数据。与点状电极30_B间隔更远的远端环形电极30_C可布置在轴杆24中或轴杆24上以使得可在点状电极30_B和远端环形电极30_C之间进行EP数据的双极测量。最后，远端28还包括消融电极82以用于执行消融治疗，诸如但不限于RF消融治疗。

可视化导航和标测子系统18可以与图6中所示的电极30的位置相同的方式来确定近端环形电极30_A（或其几何中心）、点状电极30_B、以及远端环形电极30_B（或其几何中心）的位置，这将在下文更加详细描述。基于这些位置和/或远端28的已知构造（例如，各个电极的间隔），还可以确定消融电极82的位置，以及在某些实施方式中，消融电极82的位置可被投射在几何解剖模型上。

通过结合如图5中所示出的至少三个非共线电极，可以计算关于远端28的旋转信息（称为“方向”）。因此针对导管16的消融尖端80可以确定六个自由度（三个用于位置以及三个用于方向）。与将坐标配准至关于导管自身的坐标系不同，了解远端28的位置和方向将允许更加简单地将坐标配准至体坐标系（body coordinate system）。

在其中可视化导航和标测子系统18包括基于磁场的系统的另一实施方式中，远端28可包括至少一个磁场传感器，例如磁性线圈（未示出）。在两个或更多个磁场传感器布置在消融电极82附近时，能够实现磁场坐标和空间坐标的六个自由度的完全配准而无需通过从多个位置和方向得出配准变换来确定直角坐标。该构造的其他益处可包括改进的移动检测和衍生动态场定标，这是由于它们可以是独立自给的。

在图5所示的远端28的又一实施方式中，远端环形电极30_C可被省略并且点状电极30_B可定位在其位置处。因此，点状电极30_B将更靠近消融电极82，这将提供更靠近消融电极82的定位坐标。这进而可提供对消融电极82的位置的更加准确且精确的计算。另外，就像远端环形电极30_C仍保持就位一样，来自点状电极30_B和近端环形电极30_A的平均信号仍能够用于获得双极EP数据。

参照图1和6，现在将描述可视化导航和标测子系统18。可视化导航和标测子系统18设置用于体内结构和/或医疗设备的可视化、导航和/或标测。在示例性实施方式中，子系统18可以两种主要方式促进系统10的功能。首先，子系统18可为系统10提供表示组织12的至少一部分的几何解剖模型。其次，当电极30（或概括地说，传感器）测量EP数据以用于作为系统10的一部分执行分析时，子系统18可以提供可确定电极30（或概括地说，传感器）的位置坐标（x,y,z）的手段。在某些实施方式中，相对于电极30固定的定位传感器30（例如，基于电场的或基于磁场的）用于确定位置坐标。定位传感器为子系统18提供足以确定电极30的位置坐标的定位数据。在其他实施方式中，位置坐标可例如通过利用由电极30测量到的电压而从电极30自身来确定。

可视化导航和标测子系统18可利用基于电场的系统，诸如由St.JudeMedical公司市售并且如参照名称为“Method and Apparatus for CatheterNavigation and Location and Mapping in the Heart”的美国专利No.7,263,397总地示出的ENSITE NAVX^TM（所述专利的全部内容通过引入包含于此），或者是运行NAVX^TM软件版本的ENSITE VELOCITY^TM系统。

在其他示例性实施方式中，子系统18可利用基于电场的系统以外的系统。例如，子系统18可包括基于磁场的系统，诸如由Biosense Webster市售的Carto^TM系统，以及如参照名称为“Intrabody Measurement”的美国专利No.6,498,944、名称为“Medical Diagnosis,Treatment and ImagingSystems”的美国专利No.6,788,967、以及名称为“System and Method forDetermining the Location and Orientation of an Invasive Medical Instrument”的美国专利No.6,690,963中的一个或多个总地示出的，所述专利的全部内容通过引入包含于此。

在又一示例性实施方式中，子系统18可包括基于磁场的系统，诸如由MediGuide有限公司市售的GMPS系统，以及如参照名称为“MedicalPositioning System”的美国专利No.6,233,476、名称为“System forDetermining the Position and Orientation of a Catheter”的美国专利No.7,197,354、以及名称为“Medical Imaging and Navigation System”的美国专利No.7,386,339中的一个或多个总地示出的，所述专利的全部内容通过引入包含于此。

在另一示例性实施方式中，子系统18可利用基于电场且基于磁场的组合系统，诸如同样由Biosense Webster市售的CARTO3^TM系统，以及如参照名称为“Hybrid Magnetic-Based and Impedance-Based Position Sensing”的美国专利No.7,536,218总地示出的，所述专利的全部内容通过引入包含于此。在另外的其他示例性实施方式中，子系统18可包括其他通常可得的系统或与其他通常可得的系统结合使用，例如但不限于荧光成像系统、计算机层析成像（CT）系统、以及基于磁共振成像（MRI）的系统。

在子系统18包括基于电场的系统的示例性实施方式中，并如上所述，导管16包括多个电极30，电极30被配置以获取EP数据且产生指示导管位置和/或方向信息（定位数据）的信号。子系统18可使用例如但不限于时分多路复用或其他类似技术，从而使得指示电极30位置的定位数据与EP数据被间断地测量。因此，用于定位电极30的电场可以在EP数据的测量之间被激活，并且电极30可被配置以即使是在不同时间也通过子系统18来测量EP数据和电场二者。

然而，在其他示例性实施方式中，其中电极30可被配置以不产生定位数据，导管16可包括电极30之外的一个或多个定位传感器。在一个这样的实施方式中，导管16可包括一个或多个定位电极，所述定位电极被配置以产生指示定位电极的3D位置或定位的信号。利用定位电极的位置以及导管16的已知构造（例如，定位电极和电极30之间的已知间隔），能够确定每个电极30的位置或定位。

可替代地，在另一示例性实施方式中，子系统18不包括基于电场的系统，而是包括基于磁场的系统。在该实施方式中，导管16可包括一个或多个磁性传感器（例如，线圈），所述磁性传感器被配置为检测低强度磁场的一个或多个特性。所检测的特性可例如用于确定磁性传感器的3D位置或定位，然后其可与导管16的已知构造一起用于确定每个电极30的位置或定位。

仅为了清楚和示意性目的，子系统18在下文中将被描述为包括基于电场的系统，诸如上述ENSITE NAVX^TM或VELOCITY^TM系统。此外，下文的描述将限定于系统10中的电极30被配置为获取EP数据且产生定位数据的实施方式。然而，由此应该理解的是，本公开不意在限定于子系统18包括基于电场的系统或电极30用于双重目的或功能的实施方式。因此，子系统18不是基于电场的系统、以及导管16包括电极30以外的定位传感器的实施方式仍然在本公开的精神和范围内。

参照图1和6，在示例性实施方式中，子系统18可包括电子控制单元（ECU）100和显示设备102。可替代地，ECU100和显示设备102中的一个或两个可以独立且不同于子系统18，但电连接至子系统18并被配置为与子系统18通信。子系统18除了其他部件之外还可包括多个贴片电极104。除了被称作“腹贴”的贴片电极104_B之外，贴片电极104被设置以产生电信号，该电信号例如用于确定导管16的位置和方向以及用于导管16的导引。导管16可通过有线或无线连接来耦合至ECU100或子系统18。例如，无线连接可包括蓝牙、Wi-Fi、或任何其他无线传输协议，并且无线连接可以比有线连接更加灵活。

在一个实施方式中，贴片电极104正交地置于身体14的表面上，并用于在身体14内产生轴特定电场。例如，贴片电极104_X1、104_X2可沿第一（x）轴放置。贴片电极104_Y1、104_Y2可沿第二（y）轴放置，以及贴片电极104_Z1、104_Z2可沿第三（z）轴放置。这些贴片可作为一对或双电极。另外地或在替代例中，贴片可成对地离轴设置或成对地按顺序设置，例如104_X1与104_Y1成对，然后是104_Y2、104_Z1、104_Z2。另外，多个贴片可置于一个轴上，例如在患者身下。每个贴片电极104可以耦合至多路开关106。在示例性实施方式中，ECU100被配置为通过合适的软件提供控制信号至开关106，从而顺序地将各成对电极58耦合至信号发生器108。每对电极104的激励在身体14内以及在诸如组织12的感兴趣区域内产生电场。为腹贴104_B提供基准的未被激励电极104的电压电平被滤波、转换并提供给ECU100以用作基准值。

在电极30电耦合至ECU100的情况下，电极30被置于电场内，所述电场是在贴片电极104被激励时贴片电极104在身体14中（例如，心脏内）所产生的。电极30经受取决于贴片电极104之间的各自位置和电极30相对于组织12的各自位置的电压。在电极30和贴片电极104之间进行的电压测量值比较能够用于确定每个电极30相对于组织12的位置。因此，ECU100被配置为确定每个电极30的位置坐标(x,y,z)。此外，电极30靠近或抵靠组织12（例如，在心室内）的移动产生关于组织12的几何结构的信息。

该关于组织12的几何结构的信息可例如用于生成解剖结构的模型和/或标测图（这将在下文更加详细描述），它们可以被显示在诸如显示设备102的显示设备上。从电极30接收到的信息还能用于在显示设备102上显示电极30和/或导管16的尖端相对于组织12的位置和方向。因此，除了别的之外，ECU100可提供一种用来生成用于显示设备102的显示信号以及用于在显示设备102上创建图形用户界面（GUI）的手段。应该指出的是，在本公开涉及如显示在GUI上或显示设备102上的对象的一些情形中，这实际上可能指的是这些对象的表示被显示在GUI上或显示设备102上。

还应该指出的是，虽然在一个示例性实施方式中ECU100被配置以执行上文和下文所述的一些或所有功能，然而在另一示例性实施方式中，ECU100可以独立且不同于子系统18，并且子系统18可具有另一ECU，该ECU被配置以执行这里所述的一些或所有功能。在该实施方式中，该ECU能够电耦合至ECU100且被配置为与ECU100通信。然而，仅出于清楚和示意性目的，下文描述将限定于ECU100在子系统18和系统10之间共用并被配置以执行这里所述的功能的实施方式。更进一步地，虽然称为“单元”，但是ECU100可包括多个或甚至是相当数量的部件（例如，多个单元、多个计算机等）来实现这里所述的示例性功能。在一些实施方式中，本公开则期望ECU100包括处于不同位置的部件。

ECU100可例如包括可编程微处理器或微控制器，或可包括专用集成电路（ASIC）。ECU100可包括中央处理单元（CPU）和输入/输出（I/O）接口，ECU100可通过该接口接收多个输入信号，例如包括由贴片电极104和定位传感器30生成的信号。ECU100还可生成多个输出信号，例如包括用于控制显示设备102和开关106的那些输出信号。ECU100可被配置为利用合适的编程指令或代码来执行各种功能，诸如那些下文中更详细描述的功能。因此，在一个实施方式中，ECU100利用在计算机可读存储介质110上编码的一种或多种计算机程序来编程，以用于执行这里所描述的功能。

除了上述的之外，ECU100还可以提供用于控制系统10的包括但不限于开关106的各个部件的手段。在操作中，ECU100生成信号以控制开关106，从而选择性地激励贴片电极104。ECU100从反映电压电平变化的导管16以及从未被激励的贴片电极104接收定位数据。ECU100使用贴片电极104和电极30产生的原始定位数据，并且利用已知或以后开发的技术来校正由呼吸、心搏、以及其他伪影引起的数据。所校正的数据包括对应每个电极30的位置坐标（例如，(x,y,z)），其可随后用于创建解剖结构的几何解剖模型或用于创建导管16的表示，该表示可叠加在由ECU100生成或获取的组织12的标测图、模型、或图像上。

ECU100可被配置以构造组织12的几何解剖模型120以用于在显示设备102上显示，如图7所示。ECU100还可被配置以生成GUI122，除了别的功能之外，用户还可通过GUI122观察几何解剖模型120。ECU100可使用从电极30或远端28上的其他传感器或从另一导管获取的定位数据来构造几何解剖模型120。在一个实施方式中，数据点集合形式的定位数据可通过将导管16的远端28沿组织12的表面扫描而从组织12的表面获取。通过该数据点集合，ECU100可构造几何解剖模型120。构造几何解剖模型120的一种方式在申请号为12/347,216、名称为“Multiple ShellConstruction to Emulate Chamber Contraction with a Mapping System”的美国专利中描述，所述专利的全部内容通过引用包含于此。此外，解剖模型120可包括3D模型或二维（2D）模型。如在下文将更加详细描述的，各种信息可特别地结合几何解剖结构模型120显示在显示设备102上以及其上显示的GUI122中，所述信息诸如为EP数据、导管16和/或电极30的图像、基于EP数据的度量值、HD表面标测图、以及HD合成表面标测图。

为了显示由ECU100产生的数据和图像，显示设备102可包括一个或多个常规计算机监视器、本领域公知的其他显示设备。期望的是显示设备102使用硬件以避免混淆现象。为了避免混淆现象，显示设备102刷新的频率应该与ECU100能够连续计算诸如HD表面标测图的各种视觉辅助设备的频率至少一样快。

如图7所示，在示例性实施方式中，ECU100可在显示设备102上生成全视图上身124。全视图上身124可完全旋转，并且可用于通知或提醒该透视图的观察者其中正在观察、评估、或操纵心脏以及因此远端28所定位的位置。例如，全视图上身124可帮助观察者基于所显示的是全视图上身124的胸部126或背部来确认右心室和左心室。此外，类似的图标可用于相同的目的。

如上所述的，布置在导管16远端28处的多个电极30被配置为获取EP数据。由各个电极30收集的数据可被同时收集。在一个实施方式中，EP数据可包括至少一个电图。电图指示在一段时间内在某位置（例如，沿组织12的点）测量到的电压。通过将高度密集的电极30置于远端28上，ECU100可在相同时段内获取从组织12的毗邻位置测量到的一组电图。远端28上毗邻的电极30的位置可被总称为一个“区域”。

ECU100还可获取测量电图的时间、测量电图的位置、以及电极30之间的距离。针对时间数据，ECU100可以跟踪、保持时间数据，或将时间数据与每个电极30所测量到的电压关联。另外，在测量电压时每个电极30的3D位置坐标可以例如上面所述的由可视化导航和标测子系统18来确定。ECU100可被配置以连续地获取电极30的位置坐标，尤其是在电极30测量EP数据时。由于ECU100可以了解每个远端28构造（例如，矩阵状、螺旋形、篮形等）的电极30的空间分布，ECU100可以从电极30的位置坐标认识到远端28在患者内布置的构造。此外，ECU100可以了解电极30之间的距离，这是因为电极30可以已知的空间构造精确且合适地布置。因此，在远端28没有变形时，各种分析可以利用电极30之间的已知距离，而无需从子系统18来获得坐标位置从而得出电极30之间的距离。

由于ECU100除了已知的电极30的空间构造外还具有对应于各个电极30的电压、时间及位置数据，可以进行许多时间和空间的比较分析，如下所述。这些分析中的一些会导致表示来自组织12的激动模式的HD表面标测图的创建，这可能是部分地由于处于轴杆24远端28处的高度密集的电极30。通过在远端28处设置高度密集的电极，增强了由系统10产生的HD表面标测图的精度和分辨率。

此外，具有高度密集的电极30的远端28的一个特别有利的方面是在其测量适于由ECU100进行的双极比较的EP数据时的鲁棒性。双极比较指示给定时间点上两个间隔开的电极（即，电极30）之间的电压差异。然而，不是所有双极布置会捕获穿过组织12的所有去极化波。例如，在平行于间隔地横跨在远端28上的一对电极30的去极化波同时靠近且经过该对电极30时，该对电极30的双极比较将由于平行的去极化波而不会指示出电压的任何差异。然而对于高度密集的电极，平行于远端28上的一对电极30（即，两个电极或双极布置的双电极）的波不必平行于其他各对电极30（即，两个电极或双极布置的双电极）。因此，由于高度密集的电极30捕获更多类型的波形模式，远端28提供了比较双极EP数据的更加鲁棒的方式。

在一个实施方式中，可由沿远端28的各对电极30做出双极比较，其中各对电极彼此成角度间隔开。远端28上成角度间隔开的电极对容易地提供了波前方向的确定，而不管远端28的方向如何。由于传感器的空间分布可以用于计算最佳双极电图，波前方向及其他确定是可能的。例如，每个传感器可与其所有的邻近传感器配对，进而ECU100可适应地选择负性最大的双极电图。可以基于处于静止模式的导管模型或通过处于动态模式的ENSITE NAVX^TM阻抗来限定近邻。最佳双极电图包括根据定义的传统双极电图，从而最佳双极电图可以提供甚至更多的诊断信息。受制于预定功能的最佳双极EP数据（例如，正性最大的、负性最大的）能够对电场的变化更敏感。因此，该增强的EP信号可以促进甚至更好的心脏激动检测。

在远端28处具有高度密集的电极30的另一优势是更加可能检测出集中性（concentrated）心律失常、和/或相关症状、副作用、或其迹象。例如，短半径进入去极化波前模式相比于其他去极化波前模式相对较小，会被传统导管或者甚至是具有相对来说间隔过远的多个电极的导管忽略。另一方面，通过考虑甚至最小的去极化波前模式的量值，远端28处的电极30可以空间地分布以测量甚至最小的去极化波前模式。

在一个实施方式中，对于捕获或收集由高度密集的电极30测量到的EP数据，ECU100可编程以实时或接近实时地连续记录并分析数据。在另一实施方式中，用户可通过用户输入设备指定ECU100可捕获由电极30测量到的数据的时间窗（例如，200ms、20ms等）。用户输入设备可例如包括但不限于鼠标、键盘、触屏、和/或类似物。应该指出的是，在一个实施方式中，电极30可沿组织12连续地测量电压，并且ECU100可选择性地捕获或记录该来自电极30的电压。在又一实施方式中，电极30根据采样率或来自ECU100的命令来测量电压。一旦轴杆24的远端28根据需要靠近或沿组织12定位，则用户能够激励针对时间窗的触发器。用户可将该针对时间窗的触发器配置以例如对应于特定心脏信号或计时器的终止。为了说明起见，触发器能够被设置为使得ECU100在心律失常发作或消失之前、期间和之后记录来自电极30的数据。捕获恰巧在特定心脏信号前出现的数据的一种可能方式是使用数据缓冲器，其存储一定时间量内的数据（其可以稍后获得）。

如上所指出的，ECU100可被配置为识别特定心脏信号以触发时间窗。为此，电极30可以在靠近组织12定位时持续地测量EP数据。即使用户还没有激励针对时间窗的触发器的情形也是如此。例如，ECU100可以基于组织12附近所预期的电压区间内的连续测量值来识别出远端28靠近身体14内的组织12。ECU100也可例如被配置为在ECU100上电时连续地监测来自电极30的电压。在任意情形中，ECU100可连续地获取EP数据并连续地评估EP数据中的模式和特性。例如，ECU100可编程以连续地在从某些预定电极30（例如，彼此毗邻的电极30）记录的电图上应用匹配滤波器。

为了检测已知与某些心律失常关联的波形模式的存在，匹配滤波器可以用于将这些多个已知波形模式与电极30所获取的电图的波形进行比较。例如，基于先前经验，与特定心律失常关联的峰峰（PP）电压可以是已知的。即使在用户激励系统10以记录数据前，ECU100也可将特定心律失常的PP电压与来自电极30的电图进行比较。一旦用户激励了系统10，则ECU100可在ECU100下一次“观察”到已知波形模式时记录在指定时间窗内来自电极30的EP数据。

在一个示例性实施方式中，在获取EP数据时，或在获取EP数据后，可以使用各种模拟或数字信号处理和调节器械以用于所获取的原始数据的平衡、滤波、或一般的特性增强。在一些情形中，期望的是系统10如下所述地计算多个梯度度量。然而，梯度在本质上是含有噪声的并需要密集采样且无瑕疵的数据。虽然布置在远端28上的高度密集的电极30帮助获得梯度，但是通常需要提炼原始数据信号。

通过平衡数据信号以及特别是数据信号的某些相位，随后的信号处理步骤可以变得更加鲁棒。这样的一种平衡例如可以适于源自反复折返性心律失常的可靠的大幅度信号，其绕组织12的某些部位重复一周。例如在心律失常发作的情形中，感兴趣时间间隔可以紧接在该发作之前。因此，可以对该特定时间间隔进行经验调节或自适应调节。作为进一步的实例，在心律失常消失的情形中，感兴趣时间间隔可以紧接在该消失之后。类似地，可以进行类似调节。

电图中的弱激动数据也需要被放大。在一个实施方式中，电图信号增益可随时间改变以加强弱信号。在另一实施方式中，电图信号调节可随时间变化以帮助加强幅度的快速变化，不论是增加或是减小。这样做可以使得信号强度均一化以用于更加可靠地确定激动时间。在一个实施方式中，这可以通过应用乘法器类操作来实现。此外，可以在信号最可能增长或消失时利用状态可变滤波器来施加另外的高通滤波。

为了进一步增强系统10和/或ECU100产生的输出，用户、系统10、和/或子系统18可以表征组织12的某些位置，如几何解剖模型120所表示的。一旦解剖模型120由可视化导航和标测子系统18创建或获取，则可以标记某些位置，它们通常易于、或在过去已经被确认为促进心律失常（下文为“感兴趣区域”）。系统10或子系统18可以识别出通常与某些导电特性关联的组织12的一些结构特征，但表征组织12中的感兴趣区域不必是自动实施的。

根据技能水平，用户可以识别并使用用户输入设备来标记具有某些解剖特性的特定位置，已知所述解剖特性为会影响功能特性（例如，导电性）。例如，用户可以确认已知会限制传导的位置、已知会促进低去极化振幅的位置、已知会呈现特定传导路径的位置、或已知会促进低传导速度的位置。这些位置可以某些解剖特性为特征，诸如一定的壁厚、解剖束、疤痕、平滑度、肌肉发达、以及开口。为了说明起见，用户可以在血管和附属器官结合在一起形成心脏壁的公用部分的地方标记为脊或接合处。例如，诸如计算机断层扫描（CT）、磁共振成像（MRI）、以及超声的成像模态还能够用于确认这些位置和/或解剖特性。

如果提供了该信息，则系统10可在前面的步骤中有利地利用该信息。例如，ECU100可基于该信息生成心脏解剖度量，进而随后提示用户在这些位置处获取超过常规量的EP数据。同样，ECU100可以在例如通过这些可能感兴趣区域获取的EP数据来计算诸如一致性度量的各种度量时考虑这些心脏解剖度量。

在一些实施方式中，在已经收集了组织12的特性、EP数据、定位数据、和/或其他形式的输入后，可以构造HD表面模型以与几何解剖模型120配准。如图8a所示，可以使用电极30已知的空间构造作为模型140来校正原始测量数据中的任何错误。在图8a所示的实例中，已知电极30进而导管16的远端28以螺旋形构造布置。然而，图8b示出了由子系统18从原始测量数据计算出的位置坐标。因此，由于已知远端28不能像图8b中失真的定位坐标描绘的那样变形，原始测量数据中可能存在错误。

ECU100可以基于来自图8a所示的模型140的已知坐标和/或图8b所示的测量位置坐标应用校正算法来获得校正位置坐标。校正算法的一个实例是最小二乘拟合算法，其可以产生校正的3D仿射变换数据集142，如图8c所示。由电极测量到的EP数据值还可以与校正位置坐标关联。然后，图8d示出了ECU100可如何内插仿射变换数据集142来获得HD格栅144。ECU100可内插仿射变换数据集142的校正位置坐标和与每个校正位置坐标关联的EP数据值。在所述内插后，HD格栅144提供了更加精练的数据点集，通过利用该数据点集来计算度量值并显示表面标测图和合成标测图等。

来自拟合处理的数据提供了额外信息以校验由EP数据计算出的传感器位置。在该数据超出预定限度时，测量坐标被认为是不可靠的并且因此校正坐标不应该用于随后的数据分析。拟合算法还能够用于检测导管远端是否具有机械变形。例如，螺旋形构造的内环和外环可以被设计为沿2D平面对准。内环上传感器的分布可以利用拟合算法而与外环上传感器的分布配准。在内环限定的2D平面的法线显著偏离于外环限定的2D平面的法线时，导管可能变形。

ECU100可使用HD格栅144来创建显示设备102上可观察的HD表面标测图。通过更高密度的数据点，能够得到甚至更大分辨率的HD表面标测图。在HD格栅144或HD表面标测图上的内插数据点可以被称为“极点（vertex）”。

创建HD表面标测图的一个方面包括ECU100使用校正位置坐标和内插位置坐标。另一方面包括ECU100使用与内插位置坐标关联的内插EP数据值。ECU100可使用来自HD格栅144的极点来将HD格栅144与几何解剖模型120上的已知形状和点关联。关联可例如包括但不限于配准、拟合、匹配、或叠加。一旦HD格栅144与几何解剖模型120关联并且各个EP数据或其所得的计算出的度量值如下所述的以标测图形式显示，则HD格栅144可以更加适当地指代为HD表面标测图。HD表面标测图的内容可取决于用户的兴趣。同样，HD表面标测图可以被连续地重算，或至少与ECU100所允许的一样快地重算。

在可替代实施方式中，可以在没有几何解剖模型120的在前构造的情况下构造HD格栅144和HD表面标测图。换言之，几何解剖模型120或其部分可基本上与HD格栅144及HD表面标测图同时构造。

除了别的以外，HD表面标测图还可以反映标测图上不同位置所表示的数值或属性的差异。标测图可以反映这些差异的一个示例性方式是通过颜色编码。例如，ECU100可配置有以下配色方案，其考虑由计算出的度量所得值的范围。基于计算出的度量值的范围，ECU100可被配置为针对每个值或值的子范围分配合适的颜色（例如，紫色到白色）。在替代例中，用户能够确定应该以颜色显示的数值的范围和/或标度。配色方案能够帮助突出标测图上的数值范围，不论是来自一种度量或多种度量。此外，HD表面标测图的颜色编码部分可以表达特定属性的空间变化。这些特定属性中的一些可例如包括下面所述度量所得值、原始EP数据等。再进一步地，颜色编码图可以被连续更新以使得标测图是动态的并基于最近的或最新测量到的EP数据或其衍生数据。

对于HD表面标测图的内容，ECU100可被配置为计算一种或多种度量、衍生度量、及组合度量（一般地，“度量”）并在HD表面标测图或HD“合成”表面标测图上显示这些度量的值。度量通常是EP数据的各种量化，并且所得度量值的标测图空间地描绘这些量化。另外，度量可以指代从一个或多个电极30获取的EP数据的量化。

基于EP数据的某些度量是本领域公知的。它们例如包括局部激动时间（LAT）、去极化振幅电压（例如峰峰振幅（PP））、复杂碎裂电位（CFE）活性、主频（DF）、以及快速傅里叶变换（FFT）率。LAT度量表示固定的基准电极经受去极化波前时和一个或多个游移电极（在组织12上或周围扫频的电极）经受去极化波前时二者之间的时间差异。PP度量表示组织12上指定点在去极化波期间所经受的最高峰值电压和最低波谷电压之间的变化量。CFE度量在名称为“System and Method for Three-DimensionalMapping of Electrophysiology Information”的美国专利No.8,038,625中描述，所述专利的全部内容通过引用包含于此。DF度量表示心脏信号给定间隔的功率谱分析中的最大频率。

如上所述，由于高度密集的电极30能够同时测量EP数据，系统10在获得针对这些和其他度量的EP数据方面是特别有效的。此外，由于远端28的电极30能够同时从组织12测量EP数据，系统10不需要对在不同时间点从不同位置测量到的信号进行时间对准。由此，系统10提供了显著的时间和空间性能。此外，由于这些性能，ECU100可以使用本领域已知的度量和/或下面所述的度量来衍生更高级的度量、结合度量、和/或分析复杂的心律失常。

在示例性实施方式中，ECU100可被配置为至少部分地基于由电极30收集到的EP数据来计算针对另外度量的数值。这些度量可例如包括但不限于绝对激动时间（AAT）、百分比分级指数（PFI）、连续空间指数（CSI）、传导速度向量、去极化振幅的空间梯度、一致性度量、以及基于两个或更多个度量的组合的度量，如此等等。这些度量中的每个将在下文依次描述。尽管下面的度量可以参照远端28上的电极30描述，ECU100也能够在已经内插了EP数据和位置坐标后，在HD格栅144的各极点之间执行相同的计算。

在继续进行这些示例性度量的描述之前，应该更加详细地说明几个术语。术语“去极化”的各个变体可具有广泛的含义。在一些示例性实施方式中，组织12中固定电极30的位置（以及获取与电极30关联的电图的位置）在去极化波正在通过时可以被认为是正在被“去极化”。在该波通过后，组织12中的这些位置和电极30可以被认为是已经被“去极化”或“激动”。

参照图9，将描述AAT度量。针对一个或多个电极30来计算AAT度量的数值，如通过耗用时间150所总地示出的。AAT度量指示自每个电极30最近激动后所耗用的时间量。去极化波在不同时间对不同的电极30（沿组织12的位置定位）进行“激动”或“去极化”。换言之，针对特定电极的AAT值指示自最近的去极化波通过该特定电极后所耗用的时间量。在图9所示的电图波中示出了针对多个电极的在时间点152附近出现的去极化群。耗用时间150可参照GUI122上的、或更一般地显示设备102上的自动光标154的位置进行测量。光标154的位置对应时间点。在可替代实施方式中，光标154的位置不是自动的。用户可在GUI122上选择光标154并使光标154相对于电图移动。向左移动光标154对应更早时间点，而向右移动光标154则对应后来时间点。基于光标154的位置，针对每个电极30的AAT度量值将连同这些数值的对应空间标测图一起变化。

图9所示的动态标测图示出了针对从远端28处的电极30捕获的每个双极电图计算出的AAT。在该实施方式中，远端28处于螺旋形构造并具有二十个电极30，这些电极中的每一个具有其自身的AAT，但是仅示出了十个对应电图波。在耗用时间150中示出了针对二十个电极30的AAT。例如，每个电极30可具有标识符，诸如“30_AA”，用于将它与该实施方式中布置于远端28上的其他十九个电极30区分开。基于所示出的耗用时间150，电极30_OO具有（-6）毫秒的AAT。电极30_GG具有（-34）毫秒的AAT。因此，通过电极30_OO的去极化波先于对应光标154位置的时间点6毫秒。而且，通过电极30_GG的去极化波先于对应光标154位置的同一时间点三十四毫秒。

不同于诸如LAT和PP标测图的传统标测图，动态AAT标测图可允许用户确认并分析某些心律失常中明显的多个去极化波前。图9中的动态AAT标测图可通过图例156进行颜色编码以指示从激动起所耗用的时间，其中每个颜色区域158对应不同的时间区间。本领域的普通技术人员将意识到来自该标测图左侧部分160的相对平面的波前可以显示于右侧部分162。具体而言，该标测图的左侧部分160显示20-30毫秒范围内的激动时间，而该标测图的右侧部分162显示0-10毫秒范围内的激动时间。

此外，如上所述，光标154可表示感兴趣的当前时间，不论是由用户确定还是由ECU100自动确定。随着光标154改变位置，标测图的颜色将变化以指示心脏波前方向。从每个电极30的角度而言，在来自任何源的去极化波通过时，针对每个相应电极30的AAT可被重置为零。因此，对于标准的EP波前活动，电极30的AAT值可以相对有序地被重置。然而在心律失常状态下，与电极30关联的AAT值的重置不会是有序的。

ECU100可计算数值的另一种度量是百分比分级指数、即PFI。PFI可以表示单个电极在单个部位处可以获取的电图在一个时帧期间去极化花费的相对时间量。在一个实施方式中，ECU100可以确定感兴趣时帧。例如，ECU100可以在从组织12测量到的电压呈现心律失常特性时开始从电极30捕获EP数据。在另一实施方式中，用户能够指定时帧。PFI能够参照下方观察窗格164中所显示的电图来描述。例如，再次使以“EGM30_GG”标记的电图对应电极30_GG，能够基于该电图在感兴趣时帧期间去极化花费的时间量来计算PFI。这里，时帧显示为2000毫秒，因为沿X轴的单位是1200Hz采样数，其中1200Hz相当于1000毫秒而2400Hz相当于2000毫秒。电图EGM30_GG经受6次去极化，其中的一次在该时帧期间显示为在时间152附近。如果假定每次去极化发生在60毫秒间隔内，则该电图在该2000毫秒时帧期间将花费360毫秒去极化。PFI可以百分比或以毫秒表示。因此，针对该时帧期间电图的PFI可以表示为360毫秒，或可替代地，表示为整个估计时帧的百分之十八。

在与其他电图的PFI值对比时，针对一块组织12的PFI值将变得尤其有用。例如，ECU100或用户可以将测量到并计算出的PFI值与以下值进行比较：从组织12测量到的其他电图计算出的PFI值、从组织12上不存在心律失常状态的位置测量到的PFI值、或从健康状态的组织到测量的PFI值。简而言之，组织12上的感兴趣区域可能会比组织12上的健康区域经受更多的去极化波前。因此，组织12上的感兴趣区域也会比不容许心律失常的位置花费更大百分比的时间来去极化。因此，PFI值越高，则计算该PFI值的位置更有可能经受心律失常。

因此，在健康心脏组织的PFI值远低于百分之二十时，这可以指示计算电图EGM30_GG的位置是感兴趣区域。平均地，健康组织每次心跳会花费60毫秒去极化，以及平均地，健康组织会每分钟经受80次心跳。这将表明健康组织在2000毫秒窗口期间会花费约160毫秒在关于EGM30_GG的该实例中，则可能从感兴趣区域测量电图EGM30_GG，这是由于它几乎花费了正常去极化时间量的两倍。针对各种目的，用户可以控制默认值，诸如健康组织去极化花费的时长、健康PFI值等。

ECU100可计算的又一度量是连续空间指数或CSI。CSI类似于PFI，是一个集合中的至少一个电图在一个时间窗期间去极化花费的时间量的总和。在一个示例性实施方式中，一个集合可由沿导管16远端28布置的电极30所获取的电图来限定。在其他实施方式中，一个集合可包括电图的一些其他组合。例如，一个集合可包括通过将远端28沿组织12上数个毗邻位置定位所测量到的电图，尤其是在这些位置是可疑的感兴趣区域时。作为另一实例，该集合可仅包括从远端28测量到的一些电图。在其他实施方式中，该集合可包括来自多个导管的一个或多个电极。

CSI度量可以特别地有助于确认某些类型的波前模式，这将在下文描述。例如，经受正常的平面去极化波前的一组电图将具有相对较低的CSI百分比数值。这在测量电图的各电极30对准以使得多个电极30在几乎同一时间经受去极化波时尤其会如此。但是另一方面，来自一组电图的经受大体环形波前模式的至少一个电图（或电极）将持续地去极化。因此，该后一组电图会具有接近百分之百的CSI值。因此，类似PFI，高的CSI值表明感兴趣区域。

ECU100还可以计算传导速度度量。该度量值可以被标测以显示表示组织12中基本去极化波前的方向和传导速度的2D向量。每个电极30能够计算去极化波前速度方向和速率，并在需要时显示。此外，ECU100可以在一个实施方式中被配置为一旦远端28充分地靠近组织12定位则生成传导速度度量的标测图。为了确定远端28与组织12的接近度，ECU100可以例如使用ENSITE CONTACT^TM技术、各电极30之间的欧氏距离、以及诸如图7中模型120的几何解剖模型。

然而，在远端28没有充分地靠近组织12时，ECU100会阻止传导速度度量值的显示，这是因为电极30没有处于获取EP质量数据或足够量的EP质量数据的位置。图10a显示了没有任何传导速度向量的远端28的表示180。该表示180可以在远端28靠近组织12、但太远以至于不能测量质量数据时显示。随着远端28移动得更加靠近组织12，由传导速度度量所得值可以HD表面标测图182的形式空间地标测在几何解剖模型120上，如图10b所示。更加特别地，表示波前速度和方向的指标可以被叠加在几何解剖模型120上，如下所述。阻止传导速度向量的更新或显示直至远端28充分地靠近组织12只是整个系统10质量控制的许多措施中的一种。

在任何情形中，ECU100可以使用电极30的坐标位置和去极化波通过电极30的时间来计算传导速度度量。在远端28没有变形的情形中，ECU100计算传导速度将不需要电极30的坐标位置，而是可以替代地利用以已知空间构造布置的电极30之间的已知距离。去极化波峰通过电极30的时间可利用本领域已知的信号处理技术从对应电图确定。

系统10能够通过比较邻近电极30的激动时间来确定波前通过远端28上特定电极30的方向。该确定结果在标测时将在图11所示的右上方呈现窗口186上作为箭头184显示。系统10的该性能至少部分地归因于ECU100所获取的高空间密度的电图。

例如，可以将在五个周围电极30的中心定位的电极30的激动时间与五个周围电极30的激动时间相比较。系统10则可以通过确认激动时间最接近中心定位电极30的激动时间的周围电极30来确定波前前进所沿的路径。波前将可能沿着该确定的路径朝向具有（周围电极30和中心定位电极30的）稍晚激动时间的电极30行进。对于螺旋形构造的远端28的最外环的电极30，可能需要在做出该确定前从附近位置获取数据。

在另一实例中，ECU100可计算去极化波从第一电极（e₁）向第二电极（e₂）行进的速度。e₁和e₂之间的速度能够通过3D坐标系中的向量而表示为公式。方向则定义为：

\overset{&RightArrow;}{N} = \frac{\overset{&RightArrow;}{V}}{| \overset{&RightArrow;}{V} |},

其中：

\overset{&RightArrow;}{V} = (x_{e_{2}} - x_{e_{1}}, y_{e_{2}} - y_{e_{1}}, z_{e_{2}} - z_{e_{1}}) / t_{e_{2}} - t_{e_{1}}

是在e₁和e₂之间测量到的心脏传导速度。在图11中，右上方呈现窗口186上的箭头184表示在一个快照处的心脏活动方向。该箭头能够在空间（例如，每个象限和整个导管）成群。这些箭头184与上面所述的AAT彩色标测图是一致的。

在替代例中，ECU100可使用下述公式来计算去极化波从e₁向e₂行进的速度：

ECU100可以将第一电极（e₁）和第二电极（e₂）之间的距离除以去极化波通过第一电极（e₁）的第一时间（t_e1）和去极化波通过第二电极（e₂）的第二时间（t_e2）之间的差。通过计算针对所测量区域的所有毗邻电极30的该度量，ECU100能够确定去极化波在组织12上多个点之间行进的速度。在可替代实施方式中，还可以通过激动时间的时间梯度来计算传导速度值。

还有其他度量可包括空间和时间梯度。梯度是在本质上是含有噪声的并需要密集采样且无瑕疵的数据。因此，由于布置在远端28上的高度密集的电极30，计算梯度的能力在很大程度上是可能的。空间梯度目标在于确认空间范围内标量突然变化的位置，而时间梯度目标在于确认给定时间内标量突然变化的位置。

2D时间梯度的一个实例包括计算传导速度向量关于时间的导数。测量区域的一个所得值通常示为：

\frac{d (v_{1,2})}{d (t)},

其中t表示时间变化以及v_1,2表示第一电极位置和第二电极位置之间的传导速度。该所得值可表示在两个电极30之间行进的去极化波的加速度或减速度，所述两个电极中一个处于第一电极位置，一个处于第二电极位置。对于多数其他度量，ECU100可以被配置为针对HD格栅144的所有其他内插数据计算该衍生度量，进而以与几何解剖模型120关联的HD表面标测图的形式显示该所得值，以显示在显示设备102上。显示高变化率的区域可以是感兴趣区域。例如，该区域可呈现组织12的具有疤痕组织的一部分。类似的计算能够用于计算空间梯度。

两个特别重要的梯度包括去极化PP（峰峰）振幅和激动时间的空间梯度。去极化PP振幅的空间梯度源自去极化PP振幅度量或最佳双极电图。去极化PP振幅度量可指示诸如电极30中一个电极在组织12中某位置的每次去极化期间测量的PP振幅。将该度量的所得值空间地标测能够在基于多个电极30的区域中显示PP振幅的空间分布。在一个示例性实施方式中，ECU100可以不断地在显示设备102上以小于阈值滤波的每个新的PP振幅来更新HD表面标测图。

此外，标测去极化PP振幅的空间梯度还可以显示每个电极30（或HD格栅144的极点）处PP振幅随每个连续去极化波的变化。在标测PP去极化振幅的空间梯度时，经受相对一致的PP去极化振幅的组织12的区域将显示最小值，如果有的话。通过对比，PP去极化振幅经受相当大变化的组织12的区域将在HD表面标测图上显示高的数值。这些不均匀区域可以是感兴趣区域。类似的度量可针对激动时间以及组织12的其他特性来计算。

ECU100可被配置计算的另一度量是一致性度量。一致性度量通常指示由主要度量所得数据是否一致。存在许多度量用以计算一致性度量。一致性度量可用于确定电图去极化和心脏波前的稳态特性。该度量在一些实施方式中可通过下面所示的标准偏差（std）来计算：

std = \sqrt{\frac{Σ {(S - \overset{&OverBar;}{S})}^{2}}{N}},

其中“S”表示由主要向量计算所得的每个值的自然对数值，

是计算所得值的自然对数值的平均值；以及“N”是计算出的标度值的个数。表示该一致性度量的另一种方式是使用相对标准偏差，相对标准偏差由std除以对数值的平均值来定义，也能够用于一致性分析。该相对标准偏差能够比std更加有意义且精确地用于比较不同的测量值。

此外，一致性度量可以通过空间分组或通过时间分组来计算。例如，能够从中获得“S”、

和“N”的计算所得值的集合可以是在瞬时时间测量到的PP去极化振幅度量值。因此，计算出的标准偏差将表示计算PP去极化振幅度量的空间区域内数值的偏差。在另一实例中，从中获得“S”、

和“N”的标量值的集合可包括来自远端28上一个特定电极30的一系列时间顺序的PP去极化振幅度量值。因此，计算出标准偏差将表示一段时间内由一个电极30以及因此组织12的一个位置所产生的数值的偏差。在另一实例中，可以将空间分组和时间分组的组合相结合。

令

为表示M个传感器在时间t的度量值的列向量。ECU100可以在不同时间例如t₁,...t_N对系统进行采样。将所有N个采样相结合以产生M*N矩阵：

S = [\begin{matrix} s_{1}^{t_{1}} & \cdot & \cdot & s_{1}^{t_{N}} \\ \cdot & \cdot & \cdot & \cdot \\ \cdot & \cdot & \cdot & \cdot \\ s_{M}^{t_{1}} & \cdot & \cdot & s_{M}^{t_{N}} \end{matrix}]

ECU100可以对该矩阵应用主成分分析。该矩阵的本征值可指示测量值随时间的稳定性。理想地，只有第一个本征值是非零的，因为矩阵的秩为一。ECU100可以将第一本征值与其他本征值的总和相比较。第一本征值越大，则测量值越一致。

更一般地，导致所得度量值具有低一致性的EP数据可以指示感兴趣区域。所得度量值具有低一致性表明EP数据的至少一个方面会随着每个相继的去极化波变化。例如，可以基于来自一组电极30的一系列LAT度量值来计算一致性度量。在所得LAT值具有高一致性时，或换言之，具有低标准偏差时，这意味着LAT值从一个去极化到下一个去极化保持相当稳定。然而，在所得LAT值具有低一致性时，或换言之，具有高标准偏差时，这意味着LAT值从一个去极化到下一个去极化是波动的。因此，用户会希望更多的提供低一致性所得数据的感兴趣探针区域。

在一个实施方式中，一致性度量可以计算为与几何解剖模型120关联的HD表面标测图，特别地是其中针对每个电极30的位置计算一致性度量的情况。在另一实施方式中，一致性度量可以示为在HD表面标测图附近显示的另外的图例或统计量。

系统10的另一方面涉及其算术地组合从组织12的同一区域计算出的两个或更多个度量以形成复合标测图的能力。所有上面所提及的所有向量，甚至是单独的，可以非常有助于定位感兴趣区域。然而在某些条件下，将两个或更多个这些度量组合以形成复合标测图可能是更有价值的。复合标测图在一些实施方式中源自将来自两个或更多个度量组合的所得数据进行组合，可以示出各度量相互加强的地方，各度量在该处很大程度上是一致的。例如，两个梯度可以在其向量在（a）激动的速度和方向及（b）靠近发作部位的振幅增长速度这两个方面很大程度上一致的地方彼此互相加强。在一些实施方式中，组合度量的所得值可与几何解剖模型120关联。在其他实施方式中，所得值可作为其他计算值的可信度、一致性、或正确性的指示。

各种度量可以组合以提供对组织12的进一步的了解。例如，将具有高振幅变化率的几个空间梯度组合可以预测心律失常开始和终止的部位，这是由于这些组合突出了振幅快速增加区域（心律失常发作或局灶性起源）或振幅快速收缩区域（心律失常消失、打断、或阻止）。作为另一实例，结合激动振幅的空间分布和去极化的时间模式可以促进折返性或异位心律失常部位的确认。又一实例包括将至少两个高振幅空间梯度组合以显示心律失常开始和终止。另外的其他实例包括将电图振幅和去极化的时间梯度组合、将早期激动时间和最低电压组合、以及将LAT和PP度量组合。

将标量度量结合到复合标测图中的一种可能方式是将数据归一化、将数据加权、以及将数据结合以形成复合标测图。这甚至能在来自主要度量的所得数据值是不同单位时实现。用户或ECU100可针对来自至少两个度量的所得数据值选择区间（例如，低至高）。基于这些区间，来自各度量的所得数据值可以被归一化以对应零（0.0）和一（1.0）之间的数值。类似地，ECU100的用户可以为每个度量分配权重以实现影响的适当融合。接下来，归一化的数值可以通过下面等式组合：

C=W₁×M₁+W₂×M₂，

其中C表示新的合成值，W_1,2表示为每个度量分配的权重，以及M_1,2表示主要度量的标量。

能够采用最基本形式——两种主要度量的点积来做出向量度量的类似组合。点积的较小值或负值可以指示涉及心律失常发作、消失或异位的基本上不一致且不可信的部位。

类似于在度量组合中实施的对一些度量加权得高于其他度量，ECU100可以对一些EP数据加权得高于其他EP数据。标测数据值可以例如通过靠近各种解剖或功能解剖结构来加权。无论标测数据值是由单独度量、衍生度量、还是度量组合计算出的情形均是如此。作为另一实例，在接触标测导管的情形中，ECU100可接收关于哪个电极30充分靠近组织12的数据。相比那些未充分靠近组织12的电极30，ECU100可以对充分靠近组织12的电极给予更重的权重。然而权重应该合计为1。通过对度量加权，ECU100确保了仅充分可靠的数据用于标测、表示以及分析组织12。

作为系统10的另一方面，EP数据还可以用于确认组织12上的去极化波前模式。ECU100可甚至被配置为识别在心脏激动期间、尤其是具有复杂心律失常的心脏激动期间可能存在的多个波前模式。确认波前模式是重要的，这是因为它能够将用户引导至沿组织12的感兴趣区域。在一些情形中，相比于更接近源的位置（例如，由于短路效应），去极化波前可以更早地到达组织12中远离波前源的一些位置。在组织12上的点经受两种波前的这些情形的一些中，看上去好像具有多于一个去极化源。

在其他情形中，实际上可能存在两种或更多种去极化波前的源。普通去极化波源自窦房结、房室结、希氏束、或普肯夜纤维中的细胞。虽然不是典型的，心肌也能够产生转变成去极化波的电脉冲。因此多于一种去极化波可以穿过组织12。确认心律失常发作的部位允许用户靶标该位置用于治疗。

如图12所示，多个示例性波前模式可例如包括但不限于平面190、波分裂192、碰撞194、定焦（focus）196、短半径进入/折返198、以及CFE200。另外的模式（未示出）可例如包括但不限于枢子和转子（pivot androtor）波前。为了对波前模式分类，ECU100可以将远端28的已知空间电极30的构造、远端28的位置坐标、电图、以及时间数据算术地组合。

可以使用匹配滤波器来实施波前模式识别。虽然该算法在2D坐标系中描述，它也可以利用线性变换扩展到3D坐标系。令{(x₁,y₁),...,(x_n,y_n)}为制造说明书中限定的一些n个传感器的坐标。令

为ECU100中测量到的n个传感器的坐标。令

为m种模式，以及

代表第i个传感器在第j个模式上的心脏方向。使得

是ECU100中测量到的传感器的心脏激动方向。匹配算法能够如下的实施：

·通过求平均找到{(x₁,y₁),...,(x_n,y_n)}和

的中点，确保这两个坐标具有相同的中点。

·重新调节{(x₁,y₁),...,(x_n,y_n)}和

以使得它们具有相同的标度。在移动和定标后，唯一的自由度是旋转角α。令

{({\hat{x}}_{1}^{t}, {\hat{y}}_{1}^{t}), \cdot \cdot \cdot, ({\hat{x}}_{n}^{t}, {\hat{y}}_{n}^{t})}

为改变

{({\hat{x}}_{1}, {\hat{y}}_{1}), \cdot \cdot \cdot, ({\hat{x}}_{n}, {\hat{y}}_{n})}

的位移和标度后的坐标。

·在α₀处开始并在第t步增加δ_α。

·使

{({\hat{x}}_{1}^{t}, {\hat{y}}_{1}^{t}), \cdot \cdot \cdot, ({\hat{x}}_{n}^{t}, {\hat{y}}_{n}^{t})}

中的坐标旋转α₀+tδ_α。

·找到其对应模型(x_j,y_j)上的坐标。

·计算测量模式和第k个预定模式之间的差的和

·选择具有最小

的模式。

该方法仅是如何实时地确定最佳模式的一个实例。进一步的，δ_α可以被调节以权衡计算复杂度的执行。

随着该输入被获取并编译（例如，编译为矩阵或数据库），ECU100可以连续地记录每个邻近电极30之间相对的时间差异，并对该编译数据应用多个滤波器。滤波器可以在这些数据编译中寻找对应波前模式的模式，其中的一些示出于图12。这些滤波器在一些实施方式中可以与空间滤波器匹配，并且可以被配置为在所述编译中识别各个方向、位值、尺寸等的模式。通过在该组数据上使用滤波器，ECU100能够确认并分类穿过组织12的各种去极化波前模式。

利用各种计算出的度量和波前模式分类，ECU100可以在显示设备102上确认和突出被怀疑为维持心房颤动的解剖部位，如下所述。此外，ECU100可以计算并显示2D和3D的视觉辅助。3D视觉辅助可以特别地有助于组织12的被损伤的区域。

在示例性实施方式中，图5中所示的消融尖端80的点状电极30_B和远端环形电极30_C可以被认为是处于四面体状布置，其中远端环形电极30_C由几何质心表示。该四面体状布置允许局部双极电图信号被空间地分解到关于消融尖端80的3D空间内。根据该组未必是正交的电极数据，线性变换可以将双极向量电图置于基于消融尖端80的3D正交坐标系中，如图13所示。在可替代实施方式中，3D向量电图可以与几何解剖模型120关联，这是因为消融尖端80的电极方向和位置也是已知的。还能够利用其他构造来获得类似的结果。

参照图13的3D曲线图，关于三个不同方向（v1、v2和v3）显示了来自消融尖端80的四面体状电极布置的电势量值（以毫伏（mV）测量）。3D向量电图在等电位时段期间将时间花费在原点210附近，并且随着去极化和复极化以不同方向射出。一个回路212是异位心搏的结果，并且其去极化方向主要在v2的负方向。另一回路214显示了稳态的基线心律，其去极化方向以主要在在v1的正方向替代。为了从正常心搏和异位心搏获取数据，消融尖端80可留在组织12中或组织12上的位置直至心律失常和非心律失常这两种状态均发生。

除了主回路以外，还可以存在其他偏转。一些偏转，诸如偏转216，可由远场去极化或近场复极化导致。低振幅碎裂活动表现为等电位点周围小且不规则的偏转，诸如偏转218。其他数据，诸如源自转子波前中心附近位置的数据，也可以在该类型的曲线图上表现为旋转轨迹，绕等电位点“轨道运行”。

系统10的另外其他方面涉及显示设备102以及涉及阻止边缘质量的数据被用户或ECU100所使用。

除了或替代参照图10a-10b所描述的质量控制措施，ECU100还可包括另一示例性质量控制特征来限制表示180的显示，直至远端28充分靠近组织12以使得基于EP质量数据来计算各度量。因此，如图14a所示，ECU100可以关于几何解剖模型120仅显示远端28的充分靠近组织12定位的那些部分。另外，在远端28未充分靠近组织12而测量EP质量数据时，远端28的部分230可以是完全透明或半透明的。随着远端28靠近组织12，部分230可以变得较不透明，如图14b所示。仅显示充分靠近的部分230和/或利用透明度能够将远端28是否充分靠近组织12以信号告知用户。

图14b所示的实施方式描绘了区间外颜色232，其可以被选择以指示感兴趣区间外的数值。它可以有助于另外或可替代地将恒定指标值的等高线与几何解剖模型120关联。等高线能够突出显示不同数值的区域之间的边界。在例如激动时间标测的情形中，这些等高线被称为等时线234。类似地，它可以有助于将数值236叠加在几何解剖模型120上以在无需参照图例238的情况下帮助确认某些着色和/或非着色区域内的所显示数据值。另外或可替代地，图例238可以指示对应各种所显示颜色的数值区间。ECU100还可以在显示设备102上显示标记、标签、或注释的内容，它们中的一些可以是用户撰写的，用于帮助跟踪例如关于电生理程序的先前消融部位或者是解剖或功能位置。其他实例可包括标记阻断的、低传导的、低电压的、以及碎裂的部分。

随着远端28靠近组织12，ECU100能够利用更加可靠的EP数据来执行更多计算以及为用户提供更多信息。图14显示了向量240形式的表示，其指示去极化传导穿过组织12的一般方向和速度量值。向量240可呈现针对一个电极30、针对一个子组的电极30、针对远端28上的所有电极30、或针对来自多个导管远端的电极30的波前。具有大的传导速度的波前可以更大向量240显示，然而具有小传导速度波前可以更小向量240显示。随着远端28靠近组织12，ECU100可通过基于每个邻近电极30之间的时间和电压的比较差异来计算度量从而产生向量240。图14d显示了当从更靠近组织12的远端28的位置测量到另外的EP数据时、ECU100可如何提供关于波前可能模式242的更多细节。

如上所述，ECU100可被配置以阻止边缘质量的数据到达显示设备102。在该实施方式中，ECU100阻止基于边缘质量的数据做出的决定。作为替代，ECU100促进用户在需要时获得额外的良好数据。类似地，在度量计算中，ECU100可以被配置为不使用低于一定可信度阈值的数据。例如，在接收接近度数据时，ECU100可丢弃从与组织12相距过远的距离处获取的数据。在该模式下，显示设备102将仅显示来自所有EP数据的授权子集的数据。

同样如上所述的，在一些实施方式中，解剖模型120和HD表面标测图，诸如向量240或波前242，可以随着每个后续基准信号触发来更新。在其他实施方式中，解剖模型120和HD表面标测图可以即时地刷新、或与系统10所允许的一样快地刷新。

虽然显示设备102的物理屏幕会频繁地刷新，但视觉辅助（例如，HD表面标测图、标记、标签、注释等）可以在显示设备102上持续一段时间。用户可以通过用户输入设备控制视觉辅助是否持续或持续多久。在一些实施方式中，甚至在远端28已经移动离开组织12的区域后，视觉辅助仍然可以保持可见。然而，在其他实施方式中，仅在远端28保持在组织12的一定区域内时，视觉辅助可以在显示设备102上持续。在又一其他实施方式中，用户可构造系统10以使得：在远端28已经移动离开组织12后一定量的时间内，视觉辅助在解剖模型12上保持可见。又一实施方式可包括：一旦远端28已经移动离开组织12的位置，则仅维持某些视觉辅助。例如，它可以有助于当数据区域被空间编录时在显示设备102上仅维持用户撰写的注释。作为另一实例，仅有计算出的传导向量和波前模式分类，诸如图10b和12中的那些，可以维持在显示设备102上。

系统10不同于常规的顺序激动标测图系统，特别是在电图、度量、HD表面标测图、以及通常地来自组织12的EP数据被编录至同一几何解剖模型120上的实施方式中。例如，一个区别是：当利用远端28进行区域采集时，正在编译的多个HD表面标测图的性质能够是异步的。换言之，不同于常规的同步程序，系统10不需要在不同心脏相位期间测量到的区域采集的激动时间是绝对索引的固定基准。因此，所有激动数据不需要参照对准。作为替代，每个区域采集可包括关于该区域内相对时间差异的信息。

来自不同区域的多个HD表面标测图可以被异步地编录，这是因为通常在复杂心律失常中，如上所述地会发生多个去极化。例如在心房颤动期间，病理性心电图常常包括分裂电位、舒张中期电位、以及低电压碎裂去极化活动。由于从一个区域至另一个区域的激动模式可能是异步的，当区域EP数据采集被空间地编录时，ECU100可阻止区域之间的任何重叠。由此可见，维持区域边界或甚至是模块的线条（即，使两个相邻采样区域隔开至少50毫秒延迟）的显示也是期望的。

关于各种HD表面标测图，诸如AAT标测图和波前模式标测图，例如且非限制性的，可以提供心跳缓冲器，其中用户能够观察标测图如何从一次心跳变化至下一次等等。为了用波前标测图说明，用户可以选择其中对EP数据进行采样的时帧。在一个示例性实施方式中，时帧可以例如是十秒。然后ECU100可以将该数据输入至多个算法，从而计算出波前模式，其可以显示为HD表面标测图，诸如图10b中2D向量182的标测图。在计算了针对该十秒时帧期间发生的多次心跳的这类模式后，用户能够在显示设备102上观察心跳的该十秒序列。用户能够注意到在该时帧期间从一次心跳至下一次的变化、周期、趋势等。ECU100可以为用户提供加速或减速该可观察序列的选项。ECU100还可在每次用户需要将该视图推进至下一相继心跳时提供用户将需要与显示设备102进行交互的选项。例如，在推进至每个顺序序列前，GUI122能够提示用户通过用户输入设备来推进该序列。此外，由于布置在远端28上的高度密集的电极30，整个HD表面标测图可以随着每次心跳更新。此外，该特征在执行消融术时可以是特别有帮助的，这是因为影响去极化路径的特性会被该治疗影响。

系统10的另一方面包括在显示设备102上为用户提供可以帮助直接定位消融损伤的信息或更多明确的诊断策略，所述诊断策略例如包括治疗输送和起搏标测。治疗输送可包括诸如消融术的程序，以及起搏标测可包括再生成由特定心律失常所产生的心脏激动序列。在诸如这些的人工干预中，所获取的EP数据可以源自治疗输送器械或起搏器械。系统10可利用各种计算度量、复合标测图、其它视觉辅助、以及基于治疗输送器械或起搏器械的质量控制特征（例如，透明度）来帮助引导用户通过程序。

用户可以选择适于心律失常、心室、及临床状况的消融或明确的诊断定位标准，这可以例如包括恰当的阈值、标测图类型、以及合成指数。描述传导模式和电图振幅、或激动数据的多个箭头的区域，在需要时可以浓缩为几何解剖模型120上的发作或其他目标部位的更加具体的图形显示。为了使用发作状况作为实例，一个合成箭头可以从与发作时间关联的平均方向和振幅导出。可通过引入基于数据密度、信号质量、以及振幅和激动时间梯度之间的一致性的加权平均来考虑数据的误差。该合成箭头的尾部可结合目标名称，并可以在一个或两个梯度都具有大的量值处叠加在几何解剖模型120上。这例如可以通过计算梯度量值质心或找到最大梯度量值点来实现。箭头的方向可以指示主要的去极化波前方向和/或电图振幅增长方向。

在可替代实施方式中，靶标部位可以通过心脏表面附近诸如色彩或纹理的其他视觉提示来指示。该复合靶标箭头可以每当心跳时更新。这尤其在执行消融中间程序时是特别有帮助的，这是因为在消融后，新的EP数据会被测量、处理并结合至已存在的合成靶标箭头中和/或其他HD表面标测图中。另一方面，合成靶标箭头会随着用户的意见来更新。此外，用户可以使得靶标箭头变成静态的以利于比较和其他估计。

在示例性实施方式中，远端28的消融尖端80可以特别地用于显示设备102的引导特征。图15示出了两个消融尖端80、特别是消融尖端电极的位置，所述消融尖端电极以投影260叠加在几何解剖模型120上。在可替代实施方式中，投影260能够表示点状电极30_B和远端环形电极30_C的四面体状布置的质心。此外，四面体状布置的质心还能够作为图13所示的3D标测图所表示的点。在任意情形中，靶标箭头262的显示可以例如表示最近激动的平均方向和振幅。箭头262不必加载明确的目标，而是箭头262的大小可以接近于靶标，这是因为该组双极信号本身取决于振幅梯度以及经过滤波的传导速度。

系统10的引导特征的另一优势是例如还可以促进自动的初始损伤定位或诊断标测。具有消融尖端80的远端28可以移来移去，并通过观测或标测图生成，可以突出针对消融或起搏的理想位置和数值。例如，ECU100可以基于所计算度量的结果来确认疤痕组织区域。基于所确认的疤痕组织的尺寸和位置，ECU100可以针对校正和/或预防程序突出位置并提供强度。该特征将辅助标测、绘图、初始化消融治疗输送、或更明确的诊断试验。此外，HD表面标测图、箭头262、以及视觉辅助通常可以始终基于由远端28测量到的EP数据来更新。

除了上面所提及的优势之外，系统10还可有助于了解左心房（LA）中的宏观折返节律。许多患者在包括肺静脉隔离术（PVI）的电生理程序后易于发展出该节律。如上所提及的，系统10和远端28可以帮助突出组织12内维持心房颤动的解剖部位。此外，系统10可潜在地提供临床价值的局部基层分析。

在执行完组织12的各种分析后，系统10还可以为用户提供保存各种类型的工作成果以用于将来使用的选项。例如，系统10可允许用户保存一系列EP数据、为动态标测图分配名称、存储标测图、以及对标测图进行检索从而跟踪不同的心律失常和程序进展的演变。系统10能够在各程序期间或各程序后通过GUI122为用户呈现这些选项。用户则能够利用用户输入设备将数据、标测图等保存至ECU100、一些可移动计算机可读存储介质、服务器、或任何其他存储设备以用于后续的检索。

应该理解的是，除了系统10的结构之外，本公开的另一示例性方面是一种用于测量、分类、分析、并标测EP数据中的空间模式以及用于引导心律失常治疗的方法。还应该理解的是，由ECU100实施并执行的、并如上所详细描述的方法及其组成步骤等效地应用于本公开的该方面。因此，上面所述的由ECU100实施或执行的方法的描述将不再整体地重复，而仅重复几个示例性步骤。

通常，ECU100可获取各种基本的输入数据，其主要来自可视化导航和标测子系统18以及远端28处的电极30。各种类型的输入数据可例如包括但不限于远端28的特定构造、远端28的已知电极间距、电极30的坐标位置、来自电极30的EP数据、对应EP数据的时间数据、以及几何解剖模型120。

然后ECU100可以将输入数据内插至HD格栅144并计算多个标量度量。在内插并计算了所得度量值后，这些值可以与几何解剖模型120关联并标测在HD中作为标量场。这些HD标量表面标测图可例如包括电图电压、PP电压振幅、LAT、CFE活动、以及由ECU100或用户评估的组织12的表征。

ECU100还可以对输入数据和/或所得标量度量值应用2D空间导数滤波器、3D时间导数滤波器、或3D空间导数滤波器，以进一步获得衍生数值。例如，在应用这些滤波器后，衍生数据可包括2D和3D电图电压向量、2D和3D传导速度、2D振幅梯度、CFE梯度、以及由ECU100或用户评估的组织12的2D表征。

ECU100从衍生数据可以生成HD向量表面标测图，例如图16所示。HD向量表面标测图可例如包括传导速度、激动振幅、CFE活动、以及组织12的表征的梯度标测图。在一个实施方式中，梯度标测图可包括向量场，其具有指向数据标量场中变化率最大的方向的多个标量。这些箭头的量值可对应变化率。

如上所述，ECU100可使用标量和向量所得度量数据值来生成HD表面标测图。在另一实施方式中，ECU100可使用这些数据值来进一步计算合成度量以显示为HD合成标测图。来自不同度量的标量值可以通过以下方式来组合：将数值归一化、根据需要对每个度量加权、以及将这些数值组合，所述不同的度量可以其他方式单独标测为HD标量表面标测图。将来自从不同的度量的向量值组合的一种方式是计算两个单独度量的点积，所述不同的度量可以其他方式单独标测为HD向量表面标测图。

ECU100的另一方面包括基于用于生成HD标量表面标测图或合成标测图的所得数据值来确认去极化波前模式。在一个实施方式中，ECU100可以使用一组匹配空间滤波器在存储于矩阵、数据库等中的所得数据值中搜索多个方向、位置和大小的模式。

虽然通过HD表面标测图显示的很多数据是关键的，但可能需要的是滤除其他的非关键数据部分。因此，在用户决定时，ECU100可被配置为对用于生成HD标量表面标测图或合成标测图的所得数据值应用2D空间梯度滤波器。2D空间梯度滤波器可以是具有短的空间标度的匹配空间滤波器，用来检测诸如梯度的关键空间特性。例如，2D空间梯度滤波器可应用至数据值或标量标测图本身以仅突出空间标测图上在短距离内显示出大量变化（例如，电图电压或LAT）的区域。

类似地，ECU100还可以对用于生成HD标量表面标测图或合成标测图的所得数据值应用2D空间“桥式”滤波器。2D空间桥式滤波器可以是具有大空间标度的匹配空间滤波器。2D空间桥式滤波器目标在于检测数据值中诸如桥或峡的空间特性。2D空间桥式滤波器可以布置的模式类型的基本实例如下所示：

|\begin{matrix} 0 & 1 & 0 \\ 0 & 1 & 0 \\ 0 & 1 & 0 \end{matrix}|

因此，2D空间桥式滤波器可以有助于检测EP数据中某些模式类型。这些类型的数据可例如包括由高电压区域包绕的低电压区域以及由固定解剖块（低传导速度）包绕的低电压区域。在结合其他滤波器使用时，2D空间桥式滤波器甚至会是更加有帮助的。

应该指出的是，ECU100可以多于一种方式来获得所述的度量、标测图、以及合成标测图。例如，与上面所描述的计算传导速度度量相比，ECU100可对LAT标测图应用2D空间导数滤波器来获得传导速度标测图。作为另一实例，对传导速度标测图应用2D空间导数滤波器可产生传导速度的梯度。

参照图17，系统10的一个实施方式通常可以如下地描述。在步骤270，布置在医疗设备远端上的多个传感器中的至少一个可测量EP数据。在一些实施方式中，仅有一个传感器可测量EP数据。而在其他实施方式中，远端上多于一个甚至全部传感器可测量EP数据。在另外的实施方式中，来自多个医疗设备的传感器可以同时测量EP数据。

在步骤272，ECU可获取由至少一个传感器传输的EP数据。为此，这些传感器可操作地且电耦合至ECU。此外，ECU在一些情形中可连续地获取由传感器测量的EP数据。

一旦ECU已经获取了EP数据，则系统10可在步骤274确定布置在医疗设备远端上的多个传感器中的一个或多个传感器的位置。如上所述，系统10可使用可视化导航和标测子系统来帮助确定传感器的位置。这些位置出于多个原因是重要的，所述原因包括系统10可将EP数据与测量EP数据的特定位置关联。

在步骤276，系统10可基于EP数据和/或基于测量EP数据的传感器的位置来计算一个或多个度量。例如，该系统基于传感器之间的间距以及这些传感器处的EP数据值来计算一些度量。其他度量仅基于从一个或多个传感器获取的数据值。在任何情形中，所述度量可以是上面所公开的度量中的任意一种或可以是上面所述的度量的组合或衍生。

系统10在步骤278可被配置为基于测量EP数据的传感器中至少一个传感器的位置并且还基于由传感器测量到的EP数据或在步骤276中计算出的度量来生成标测图。简而言之，系统10可在传感器测量数据的位置处显示EP数据值或计算出的度量值。在多个传感器测量EP数据时，系统10可生成描绘穿过或遍及测量EP数据的对象的EP数据或度量值的空间变化的标测图。

如上所简要提及的，应该理解的是，上面关于系统10所更加详细描述的额外功能也可以是本发明方法的一部分。因此，就关于该方法没有明确描述的功能来说，其在上面的说明通过引入包含于此。

此外，应该理解的是，如上所述的系统10以及特别是ECU100可包括本领域公知的常规处理设备，其能够执行存储在相关存储器内的预编程指令，该指令全部根据本文所描述的功能来执行。能够预期的是，本文所描述的方法，包括但不限于本发明实施方式的方法步骤，将在优选实施方式中进行编程，其中所产生的软件被存储在相关存储器中，并且其这样描述时也可构成执行该方法的手段。基于前面可行说明，本发明在软件中的实施将仅需要本领域普通技术人员编程能力的日常应用。该系统还可以是具有ROM、RAM、非易失性存储器和易失性（可修改）存储器的组合的类型，从而软件能够被存储并且还允许存储和处理动态产生的数据和/或信号。

虽然本公开的多种实施方式在上文中仅以某些特定角度描述，但本领域技术人员能够在不偏离本公开的范围的情况下对所公开的实施方式做出多种改变。方向基准（例如，上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶、底、上面、下面、垂直、水平、顺时针、以及逆时针）仅用于标识目的以帮助阅读者理解本公开，且特别是对本公开的系统和方法的位置、方向、或用途并不产生限制。连接基准（例如，附接、耦合和连接等）应该被广义地解释并可以包括元件的连接之间的中间构件和元件之间的相对移动。因而，连接基准并非必然推断出两种元件彼此直接地连接并处于彼此固定关系。上面描述中所包含的或附图中所示出的所有事物应意在解释为说明性的而非限制性的。可以在不偏离所附权利要求限定的本公开的系统和方法的精神的情况下做出细节或结构的改变。

Claims

1.一种用于分析和标测来自身体组织的电生理（EP）数据的系统，所述EP数据通过沿能够靠近身体组织定位的医疗设备的远端布置的多个传感器测量，所述系统包括：

电子控制单元（ECU），其被配置为：

从所述多个传感器获取EP数据；

确定来自所述多个传感器中的传感器的位置；以及

基于来自所述多个传感器的所述EP数据来计算度量。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述ECU还被配置为基于所述传感器的位置并且基于所述度量和所述EP数据来生成标测图。

3.根据权利要求2所述的系统，其中所述多个传感器以已知空间构造布置，并且所述ECU还被配置为利用所述已知空间构造来计算度量。

4.根据权利要求3所述的系统，其中所述多个传感器同时测量EP数据。

5.根据权利要求2所述的系统，其中所述ECU还被配置为：

生成表示身体组织的几何解剖模型；以及

将所述标测图与所述几何解剖模型关联以在显示设备上显示。

6.根据权利要求4所述的系统，其中时间数据与EP数据关联并且所述ECU利用所述已知空间构造、EP数据、以及时间数据来确认身体组织上的EP模式。

7.根据权利要求2所述的系统，其中计算度量产生与传感器关联的数值，其中所述数值指示自所述传感器上次被去极化后所耗用的时间量。

8.根据权利要求2所述的系统，其中计算度量产生与传感器关联的数值，其中所述数值指示所述传感器去极化所花费的时间量。

9.根据权利要求2所述的系统，其中所述度量指示多个传感器的组中至少一个传感器去极化的时间量的总和。

10.根据权利要求6所述的系统，其中所述标测图基于所确认的EP模式并且所述标测图随着相继的心跳来更新。

11.根据权利要求2所述的系统，其中所述ECU还被配置为基于所述度量来计算衍生度量，所述衍生度量指示度量值关于距离变化的至少一个变化率。

12.根据权利要求2所述的系统，其中所述ECU还被配置为将来自至少两个度量的数值归一化、对所述至少两个度量加权、以及将所述至少两个度量的数值组合以形成合成度量。

13.根据权利要求2所述的系统，其中所述ECU还被配置为对EP数据和度量值中的一个或多个应用匹配滤波器以确认身体组织上的EP模式。

14.根据权利要求2所述的系统，其中所述ECU还被配置为生成三维图像，所述三维图像表示由所述多个传感器测量到的电压振幅和传导速度中的一个或多个。

15.一种分析电生理（EP）数据的方法，所述方法包括如下步骤：

利用布置在医疗设备远端处的多个传感器来测量EP数据；

将来自所述多个传感器的EP数据传输至电子控制单元（ECU）；

确定来自所述多个传感器中的传感器的位置；

基于所述EP数据和所述传感器的位置中的一个或多个来计算度量；以及

基于所述传感器的位置并且基于所述度量和所述EP数据中的一个或多个来生成标测图。

16.根据权利要求15所述的方法，还包括：

生成表示被测量EP数据的身体组织的几何解剖模型；以及

17.根据权利要求15所述的方法，还包括基于所述度量来计算衍生度量，所述衍生度量指示度量值关于距离变化的至少一个变化率。

18.根据权利要求15所述的方法，还包括对所述EP数据和度量值中的一个或多个应用匹配滤波器以确认组织上的EP模式。

19.根据权利要求15所述的方法，还包括如下步骤：

比较所述多个传感器的相邻对之间的电势；

选择所述多个传感器的所述相邻对中具有最大电势的一个；

确定由所述多个传感器的所述相邻对中所选择的一对形成的路径；以及

基于所确定的路径来显示EP模式。

20.根据权利要求16所述的方法，还包括如下步骤：

基于所述EP数据和传感器的位置中的一个或多个来计算第二度量；以及

确认对应于身体组织的感兴趣区域，所述感兴趣区域基于所述度量和所述第二度量之间的一致性。

21.一种用于分析从心脏组织测量到的数据的导管系统，所述导管系统包括：

导管，其具有能够靠近心脏组织定位的远端；

多个电极，其布置在所述导管的远端处，所述多个电极用于从心脏组织测量电生理（EP）数据；以及

电子控制单元（ECU），其被配置为：

从所述多个电极中的电极获取EP数据；

确定所述电极的位置；

基于来自所述电极的EP数据来计算度量；以及

基于所述电极的位置并且基于所述度量和所述EP数据中的一个或多个来生成标测图。

22.根据权利要求21所述的系统，其中所述多个电极中的至少三个包括环形电极、与环形电极间隔开的点状电极、以及用于执行心脏消融的尖端电极，其中以已知空间构造配置所述环形电极和所述点状电极允许ECU确定所述尖端电极的位置。

23.根据权利要求21所述的系统，其中所述ECU使得标测图的部分是至少部分透明的，其中相比由更加靠近相关心脏组织的传感器测量到的数据所生成的标测图部分，由更加远离相关心脏组织的传感器测量到的数据所生成的标测图部分表现为更加透明。

24.根据权利要求21所述的系统，其中ECU基于来自电极的EP数据并且基于心脏解剖度量来计算所述度量。