CN105307561B - 用于标识转子传播矢量的系统 - Google Patents

Abstract

一种用于标测解剖结构的方法和系统包括用设置在解剖结构中或附近的多个标测电极感测内在生理活动的激动信号。激动信号被用于确定每个电极的主导频率，从该主导频率，基于第一电极位置处的主导频率和相邻电极处的主导频率之间的差值来确定每个电极的波前矢量。基于确定的波前矢量来产生解剖图。

Description

用于标识转子传播矢量的系统

相关申请的交叉引用

本申请要求2013年5月7日提交的临时申请第61/820,599号的优先权，该申请的全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本发明涉及用于进入身体的解剖空间的医疗设备和方法。更具体地说，本发明涉及用于产生解剖结构的电活动的矢量场图的设备和方法。

背景技术

诊断和处置心脏节律紊乱通常涉及通过周围脉管系统将具有多个传感器/探针的导管引入到心腔中。传感器在心脏中的传感器位置处检测心脏的电活动。电活动一般被处理成表示传感器位置处的通过心脏组织的信号传播的电描记图信号。

系统可以被配置为将在心腔中检测到的电信号显示为基于检测到的电压的激动图。对于感测到的激动信号的鲁棒的且可靠的开始时间估计是可视化基本激动模式并且标识用于施加治疗(例如，消融治疗)的目标的关键。心脏节律紊乱(诸如纤维性颤动)的表现期间的标测电描记图可以被用于标识主导频率，因此基于可见的模式来估计异常活动的来源的位置。然而，感测到的激动信号可能由于几个因素而带有非常大的噪声，所述因素包括但不限于标测电极相对于感兴趣的解剖结构的组织的移动、远场激动信号等。噪声可以将伪像引入到电描记图的可视化和标测中，从而干扰表观模式的检测。存在确定并且增强电描记图中的局部模式的检测到的需要。

传统的方法使用激动信号的特有特征，诸如单极性信号的最陡下降或者导数单极性信号的最负峰。任何特有特征易受来源于噪声或其他伪像的模糊性的影响，诸如叠加在感兴趣信号上的、远场激动信号或者彼此相邻的多个很大的负峰。存在改进解剖标测中的激动信号的开始时间的检测到的可靠性的需要。

发明内容

在例子1中，一种用于标测解剖结构的方法包括：用设置在解剖结构中或附近的多个标测电极感测内在生理活动的激动信号，所述多个标测电极中的每个具有电极位置；确定每个电极位置处的主导频率；并且基于第一电极位置处的主导频率和相邻电极位置处的主导频率之间的差值来确定每个电极位置处的波前矢量。

在例子2中，根据例子1的方法，还包括：基于相邻电极之间的感测到的激动信号的双极性信号来确定每个电极位置处的传播矢量，每个传播矢量表示激动信号在对应的电极位置处的传播方向；并且基于对应的电极位置处的波前矢量和传播矢量的相关性来确定每个电极位置处的相关矢量。

在例子3中，根据例子1和2中的任何一个的方法，其中，波前矢量和传播矢量的相关性基于以下中的至少一个：循环平均值、对应角度的内积、以及对应角度的三角关系。

在例子4中，根据例子1-3中的任何一个的方法，还包括对于每个感测到的激动信号标识所有电极位置的相关矢量中的传播模式。

在例子5中，根据例子1-4中的任何一个的方法，其中，确定主导频率的步骤进一步包括：将在每个电极位置处感测到的激动信号变换为具有多个频率分量的频域信号，并且标识具有最高振幅的频率分量。

在例子6中，根据例子1-5中的任何一个的方法，其中，确定波前矢量的步骤进一步包括：基于相邻电极之间的主导频率的变化来确定矢量，并且计算每个电极位置处的所有矢量的和。

在例子7中，根据例子1-6中的任何一个的方法，还包括基于在每个电极位置处确定的波前矢量来显示解剖图。

在例子8中，一种用于标测解剖结构的方法包括：用设置在解剖结构中或附近的多个标测电极感测内在生理活动的激动信号，所述多个标测电极中的每个具有电极位置；基于第一电极位置处的主导频率和相邻电极位置处的主导频率之间的差值来确定每个电极位置处的波前矢量；基于相邻电极之间的感测到的激动信号的双极性信号来确定每个电极位置处的传播矢量，每个传播矢量表示激动信号在对应的电极位置处的传播方向；并且基于对应的电极位置处的波前矢量和传播矢量的相关性来确定每个电极位置处的相关矢量。

在例子9中，例子8的方法还包括：基于每个电极位置处的相关矢量来产生相关图，并且标识相关图中的指示解剖结构的病理的传播模式。

在例子10中，根据例子8和9中的任何一个的方法，还包括产生包括相关图和标识的传播模式中的至少一个的显示。

在例子11中，根据例子8-10中的任何一个的方法，其中，波前矢量和传播矢量之间的相关性基于以下中的至少一个：循环平均值、对应角度的内积、以及对应角度的三角关系。

在例子12中，根据例子8-11中的任何一个的方法，其中，确定主导频率的步骤进一步包括：将在每个电极位置处感测到的激动信号变换为具有多个频率分量的频域信号，并且标识具有最高振幅的频率分量。

在例子13中，根据例子8-12中的任何一个的方法，其中，确定波前矢量的步骤进一步包括：基于相邻电极之间的主导频率的变化来确定矢量，并且计算每个电极位置处的所有矢量的和。

在例子14中，一种导管系统包括：多个标测电极，该多个标测电极被设置在解剖结构中或附近，被配置为检测生理活动的激动信号，所述多个标测电极中的每个具有电极位置；以及与所述多个标测电极相关联的处理系统，所述处理系统被配置为记录检测到的激动信号并且将所述多个标测电极中的一个与每个记录的激动信号相关联，所述处理系统被进一步配置为：确定每个电极位置处的主导频率，并且基于第一电极位置处的主导频率和相邻电极位置处的主导频率之间的差值来确定每个电极位置处的波前矢量。

在例子15中，例子14的导管系统，其中，处理系统被进一步配置为：基于相邻电极之间的感测到的激动信号的双极性信号来确定每个电极位置处的传播矢量，每个传播矢量表示激动信号在对应的电极位置处的传播方向，并且基于对应的电极位置处的波前矢量和传播矢量的相关性来确定每个电极位置处的相关矢量。

在例子16中，例子14和15中的任何一个的导管系统，其中，处理系统被进一步配置为对于每个感测到的激动信号标识所有电极位置的相关矢量中的传播模式。

在例子17中，例子14-16中的任何一个的导管系统，其中，为了确定主导频率，处理系统被进一步配置为：将在每个电极位置处感测到的激动信号变换为具有多个频率分量的频域信号，并且标识具有最高振幅的频率分量。

在例子18中，例子14-17中的任何一个的导管系统，其中，为了确定波前矢量，处理系统被进一步配置为：基于相邻电极之间的主导频率的变化来确定矢量，并且计算每个电极位置处的所有矢量的和。

在例子19中，例子14-18中的任何一个的导管系统，还包括显示基于在每个电极位置处确定的波前矢量而产生的解剖图。

虽然公开了多个实施例，但是从示出并且描述本发明的说明性实施例的以下详细描述，本发明的还有的其他的实施例对于本领域技术人员将变得清楚。因此，附图和详细描述本质上要被认为是说明性的，而非限制性的。

附图说明

图1是用于进入身体里的目标组织区域以用于诊断和治疗的目的的系统的实施例的示意图。

图2是与图1的系统相关联地使用的具有篮状功能元件承载结构的标测导管的实施例的示意图。

图3是包括多个标测电极的篮状功能元件的实施例的示意性侧视图。

图4是例示说明根据一个实施例的标测解剖结构(例如，心脏)的方法的流程图。

虽然本发明容易有各种修改和替代形式，但是在附图中以举例的方式示出了特定实施例，并且在下面对这些特定实施例进行了详细描述。然而，本发明不使本发明限于所描述的特定实施例。相反，本发明意图涵盖落在由所附权利要求限定的本发明的范围内的所有修改、等同和替代。

具体实施方式

图1是用于进入身体里的目标组织区域以用于诊断或治疗的目的的系统10的示意图。图1大体上示出了被部署在心脏的左心室中的系统10。可替代地，系统10可以被部署在心脏的其他区域中，诸如左心房、右心房或右心室。虽然例示说明的实施例示出了系统10被用于消融心肌组织，但是系统10(以及本文中所描述的方法)可替代地可以被配置为用在其他组织消融应用(诸如消融前列腺、脑部、胆囊、子宫以及身体的其他区域中的组织的手术)中，包括用在不一定基于导管的系统中。

系统10包括标测探针14和消融探针16。在图1中，每个均通过穿过合适的经皮入路的静脉或动脉(例如，股静脉或动脉)被单独地引入到选择的心脏区域12中。可替代地，标测探针14和消融探针16可以被组装在集成结构中以供同时被引入和部署在心脏区域12中。

标测探针14具有柔性的导管本体18。导管本体18的远端承载三维多电极结构20。在例示说明的实施例中，结构20采取限定敞开的内部空间22的篮状的形式(参见图2)，但是可以使用其他的在其中电极结构的几何形状和电极位置是已知的多电极结构。多电极结构20承载多个标测电极24，每个标测电极具有电极位置和通道。每个电极24被配置为感测将对其执行消融手术的解剖区域中的内在生理活动。在一些实施例中，电极24被配置为检测解剖结构内的内在生理活动的激动信号，例如，心脏活动的激动时间。

电极24电耦合到处理系统32。信号线(未示出)电耦合到篮状结构20上的每个电极24。如稍后将更详细地描述的那样，这些线延伸通过探针14的本体18，并且将每个电极24电耦合到处理系统32的输入端。电极24感测解剖区域(例如，心肌组织)中的内在电活动。处理系统32对感测到的活动(例如，激动信号)进行处理，以通过产生解剖图(例如，矢量场图)来帮助医生标识心脏内的适合于消融的一个部位或多个部位。处理系统32从感测到的激动信号内的阻塞性远场信号分量(即，来源于不相邻组织的激动信号)标识近场信号分量(即，与局部激动相关联的并且来源于与标测电极24相邻的组织的激动信号)。例如，在心房检查中，近场信号分量包括来源于心房心肌组织的激动信号，而远场信号分量包括来源于心室心肌组织的激动信号。可以对近场激动信号分量进行进一步分析以找到病理的存在并且确定适合于消融的位置以供处置该病理，例如，消融治疗。

处理系统32包括用于接收和/或处理获取的激动信号的专用电路(例如，分立的逻辑元件和一个或多个微控制器；专用集成电路(ASIC)；或专门配置的可编程器件，诸如，举例来说，可编程逻辑器件(PLD)或现场可编程门阵列(FPGA))。在一些实施例中，处理系统32包括执行接收、分析并且显示与接收的激动信号相关联的信息的指令的通用微处理器和/或专用微处理器(例如，数字信号处理器或DSP，其可以针对处理激动信号进行优化)。在这样的实现中，处理系统32可以包括当被执行时执行信号处理的一部分的程序指令。程序指令可以包括例如被微处理器或微控制器执行的固件、微码或应用代码。以上提及的实现仅仅是示例性的，读者将意识到处理系统32可以采取任何合适的形式。

在一些实施例中，处理系统32可以被配置为测量与电极24相邻的心肌组织中的内在电活动。例如，在一些实施例中，处理系统32被配置为检测正被标测的解剖特征中的与主导转子或不同的激动模式相关联的内在电活动。研究表明，主导转子和/或不同的激动模式在心房颤动的开始和维持中发挥作用，并且转子路径、转子铁芯和/或不同的病灶的消融对于终止心房颤动可能是有效的。在任一情况下，处理系统32对感测到的激动信号进行处理以产生相关特性的显示，诸如APD图、矢量场图、轮廓图、可靠性图、电描记图等。相关特性可以被医生用于标识适合于消融治疗的部位。

消融探针16包括承载一个或多个消融电极36的柔性导管本体34。所述一个或多个消融电极36电连接到射频(RF)发生器37，RF发生器被配置为将消融能量递送给所述一个或多个消融电极36。消融探针16可以相对于将被处置的解剖特征以及结构20移动。随着所述一个或多个消融电极36相对于将被处置的组织定位，消融探针16可以被定位在结构20的电极24之间或附近。

处理系统32将相关特性的显示输出到设备40以供医生查看。在例示说明的实施例中，设备40是CRT、LED或其他类型的显示器或打印机。设备40以对于医生最有用的格式呈现相关特性。另外，处理系统32可以产生用于显示在设备40上的位置标识输出，该位置标识输出帮助医生将消融电极(一个或多个)36引导到与被标识用于消融的部位处的组织接触。

图2例示说明适合用在图1中所示的系统10中的、在远端包括电极24的标测导管14的实施例。标测导管14具有柔性导管本体18，其远端承载被配置为承载标测电极或传感器24的三维结构20。标测电极24感测心肌组织中的内在电活动，例如，激动信号，处理系统32然后对感测到的活动进行处理，以帮助医生经由所产生并且显示的相关特性来标识具有心脏节律紊乱或其他心肌病理的一个部位或多个部位。该信息然后可以用于将适合于施加适当的治疗(诸如消融)的位置确定为标识的部位并且将一个或多个消融电极36导航到标识的部位。

例示说明的三维结构20包括基本部件41和端盖42，在基本部件和端盖之间，柔性脊柱44大体上成周向间隔的关系延伸。如以上所讨论的，三维结构20采取限定敞开的内部空间22的篮状的形式。在一些实施例中，脊柱(spl ine)44由有弹性的惰性材料(诸如镍钛合金或硅橡胶)制成，并且在弹性的预张紧的状况下连接在基本部件41和端帽42之间，以弯曲并且贴合它们接触的组织表面。在例示说明的实施例中，八个脊柱44形成三维结构20。在其他实施例中，可以使用附加的或更少的脊柱44。如所示，每个脊柱44承载八个标测电极24。在三维结构20的其他实施例中，可以将附加的或更少的标测电极24设置在每个脊柱44中。在例示说明的实施例中，三维结构20相对较小(例如，直径为40mm或更小)。在替代实施例中，三维结构20甚至更小或更大(例如，直径为40mm或更大)。

可滑动护套50可以沿着导管本体18的主轴移动。向前(即，朝向远端)移动护套50使护套50移动越过三维结构20，从而使结构20折叠收缩为适合于引入到解剖结构(诸如，举例来说，心脏)的内部空间中和/或从该内部空间移除的紧凑的低剖面状况。相反，向后(即，朝向近端)移动护套50暴露三维结构20，允许结构20弹性地伸展并且呈现图2中例示说明的预张紧的位置。在标题为“Multiple Electrode Support Structures(多电极支撑结构)”的美国专利第5,647,870号中公开了三维结构20的实施例的进一步的细节，该专利的全部内容特此明确地通过引用并入本文。

信号线(未示出)电耦合到每个标测电极24。这些线延伸通过标测导管20的本体18到达手柄54，在手柄54中，它们耦合到外部连接器56，外部连接器可以是多管脚连接器。连接器56将标测电极24电耦合到处理系统32。在标题为“Systems and Methods for GuidingMovable Electrode Elements within Multiple-Electrode Structure(用于引导在多电极结构内可移动的电极元件的系统和方法)”的美国专利第6,070,094号、标题为“CardiacMapping and Ablation Systems(心脏标测和消融系统)”的美国专利第6,233,491号、以及标题为“Systems and Processes for Refining a Registered Map of a Body Cavity(用于提取体腔的记录的图的系统和处理方法)”的美国专利第6,735,465号中讨论了用于对标测导管所产生的信号进行处理的标测系统和方法的进一步的细节，这些专利的公开内容特此明确地通过引用并入本文。

指出，其他多电极结构可以被部署在标测导管14的远端上。进一步指出，多个标测电极24可以被设置在多于一个的结构上，而不是例如图2中例示说明的单个标测导管14上。例如，如果在左心房内用多个标测结构进行标测，则可以使用包括承载多个标测电极的冠状窦导管以及承载定位在左心房中的多个标测电极的篮状导管的布置。作为另一个例子，如果在右心房内用多个标测结构进行标测，则可以使用包括承载用于定位在冠状窦中的多个标测电极的十极导管(decapolar)以及承载用于定位在三尖瓣环周围的多个标测电极的环状导管的布置。

尽管标测电极24已经被描述为被专用的标测探针(诸如标测导管14)承载，但是标测电极可以被承载在非标测专用探针或多功能探针上。例如，消融导管(诸如消融导管16)可以被配置为包括一个或多个标测电极24，这些标测电极设置在导管本体的远端上，并且耦合到信号处理系统32和引导系统(图中未示出)。作为另一个例子，消融导管的远端处的消融电极可以耦合到信号处理系统32以也作为标测电极进行操作。

为了例示说明系统10的操作，图3是包括多个标测电极24的篮状结构20的实施例的示意性侧视图。在例示说明的实施例中，篮状结构包括64个标测电极24。标测电极24在八个脊柱(被标记为A、B、C、D、E、F、G和H)中的每个上以八个电极为一组地成组设置(被标记为1、2、3、4、5、6、7和8)。虽然六十四个标测电极24的布置被示为设置在篮状结构20上，但是标测电极24可替代地可以按不同数量布置，可以被布置在不同的结构上和/或不同的位置上。另外，多个篮状结构可以被部署在相同的或不同的解剖结构中以同时从不同的解剖结构获得信号。

在篮状结构20被定位为邻近将被处置的解剖结构(例如，心脏的左心房或左心室)之后，处理系统32被配置为记录来自每个电极24通道的与解剖结构的内在生理活动相关的激动信号，即，电极24测量解剖结构的生理机能内在的电激动信号。

处理系统32被配置为标识传播模式以标识感测到的激动信号内的主导转子、转子路径和/或不同的活动。在实施例中，在感测激动信号之后，处理系统32对于每个感测到的激动信号确定每个电极位置处的主导频率。每个电极位置处的主导频率基于具有最高振幅的激动信号的频率分量而确定。为了确定主导频率，处理系统32经由傅立叶变换将每个感测到的激动信号(时域信号)变换为频域信号以产生限定激动信号的多个频率分量。处理系统32对于给定的激动信号将每个电极位置处的具有最高振幅的频率确定为该对应的电极位置处的主导频率。在一些实施例中，处理系统32可以产生用于显示在显示设备40上的主导频率图。从主导频率图的主导频率分析是用于理解解剖结构的病理生理的有效工具。

处理系统32基于在对应的电极位置处确定的主导频率来确定每个电极位置处的波前矢量。处理系统32计算第一电极位置以及相邻电极中的每个的主导频率之间的矢量差。用户可以选择处理系统32用于计算该差值的相邻电极位置的数量。例如，用户可以选择包括四个正交和四个对角电极位置的八个相邻电极、包括四个正交电极位置的四个相邻电极、或者包括四个对角电极位置的四个相邻电极。选择的相邻电极位置的数量可以影响处理系统32用于确定每个波前矢量的计算周期的处理时间和数量。在计算了相邻电极之间的差矢量之后，处理系统32计算相邻的差矢量的和以确定结果所得的波前矢量。对所有电极位置重复这，以产生波前矢量的矢量场。通常，矢量场的波前矢量将指向最高主导频率。然而，情况可能并非总是如此。在一些实施例中，处理系统32被配置为在显示设备40上显示波前矢量场以供医生或解剖标测系统10的用户检验。波前矢量场可以标识解剖结构中的高频活动的区域。在心脏纤维性颤动的例子中，进行高频活动的区域可以指示与心脏病理(例如，纤维性颤动)相关的以及与主导转子、转子路径或不同的活动相关的异常活动。

在实施例中，处理系统32基于第一电极位置处的第一标测电极24和相邻标测电极24之间的双极性信号来确定每个电极位置处的传播矢量。用户可以选择处理系统32用于计算双极性信号的相邻电极位置的数量。例如，用户可以选择包括四个正交和四个对角电极位置的八个相邻电极、包括四个正交电极位置的四个相邻电极、或者包括四个对角电极位置的四个相邻电极。双极性的每对标测电极24的极性用于确定激动信号的传播方向。例如，如果传播矢量的极性是正的，则传播方向朝向正电极。相反，如果极性是负的，则传播方向远离正电极。等电极性指示传播方向垂直于双极性的一对电极24。系统10可以按单极性感测布置进行配置，在单极性感测布置中，根据相邻的单极性信号(即，感测到的激动信号)之间的差值来确定双极性信号。在一些实施例中，系统10包括与处理系统32进行电通信以顺序地感测每个电极位置处的双极性激动信号的公共返回电极。在该布置中，处理系统32可以使用图3的标测电极24布置来确定波前传播矢量，然后用与多电极结构20分开布置的双极性返回电极(例如，外部ECG电极(未示出))顺序地确定每个电极位置的传播矢量。处理系统32可以感测单极性和双极性激动信号两者以针对每个感测到的激动信号改进每个电极位置处的信噪比。

处理系统32重复所述处理以确定每个电极位置处的传播矢量。在一些实施例中，处理系统32被配置为产生可以显示在显示设备40上以供用户和/或医生检验的传播矢量场。

根据实施例，用于找到局部传播矢量的另一方法包括对于电极子集(例如，电极的3×3邻域)计算传导速度矢量。局部邻域的中间传导速度矢量可以被用于表示中心电极的传导速度。可以以重叠的方式对每个电极重复该过程。在实施例中，该方法充当移除全局传导速度图中的小误差的空间过滤器。一旦对多电极阵列中的所有电极都确定了传导速度矢量，就可以提供矢量场的散度和涡量用于诊断的目的。速度矢量场的散度可以示出用于消融靶向的潜在异位病灶。另外，速度计算可以示出指示宏再入和微再入旋转的潜在旋转芯。

在各种实施例中，处理系统32针对每个激动信号，基于电极位置处的波前矢量和传播矢量之间的相关性来确定每个电极位置处的相关矢量。在激动信号被感测到或检测到之后，处理系统32顺序地或同时地确定每个电极位置处的波前和传播矢量。处理系统32将在每个对应的电极位置处确定的波前和传播矢量相关以进一步增强病理生理模式的检测。病理生理活动的某些特性可以在相关矢量中、而不是独自的波前和/或传播矢量中更容易地表现以产生相关矢量场。处理系统32在每个电极位置处重复相关。在一些实施例中，处理系统32被配置为在显示设备40上显示相关矢量场。在一个例子中，相关矢量的方向基于波前矢量和传播矢量之间的循环平均值。相关矢量的幅值可以被确定为确保如果波前矢量和传播矢量不一致，则总体相关矢量减为零。在一个实施方案中，相关矢量的幅值或距离基于表示波前矢量和传播矢量的单位矢量之间的内积。如果矢量共线，则幅值为一，如果矢量正交，或者如果内积为负，则幅值为零。可替代地，波前矢量和传播矢量之间的角度的余弦可以被用于确定相关矢量的幅值。

处理系统32可以使用相关矢量和/或相关矢量场来标识相关矢量中的传播模式。相关矢量中的传播模式可以得到关于与感兴趣的解剖结构相关联的病理的洞察。在一些实施例中，处理系统32可以使用模板匹配算法来使相关矢量场与一组矢量场模板匹配。模板可以包括关于例如以下的信息：转子、转子路径和/或不同的电活动，连同可以用于诊断病理并且推荐解剖结构中或附近的处置位置的原点或焦点。处理系统被配置为使用其他数字信号处理算法来将相关矢量场图与已知模板匹配或者标识相关矢量之间的已知模式。另外，处理系统32可以对波前矢量和对应的波前矢量场以及传播矢量和对应的传播矢量场使用信号处理算法来标识与相关的或无关的病理相关联的模式。

应意识到，处理系统32可以基于单个感测到的激动信号或者用随着时间计算平均值的多个激动信号来产生波前矢量、传播矢量以及对应的相关矢量。此外，结构20的多个标测电极24上的激动信号振幅可能由于制造故障、组织接触故障和/或困难、移动、噪声等而不一致。处理系统32被配置为将标测电极上的感测到的激动信号规范化为-1和+1之间的值以将不一致的振幅的影响考虑在内。在信号被规范化之后，处理系统32可以确定波前矢量、传播矢量和相关矢量、连同对应的矢量场中的任何一个或全部。

系统10被配置为执行如图4所示的标测解剖结构的方法。在标测电极24被设置在解剖结构(例如，心脏组织)中或附近之后，系统10感测与解剖结构的内在生理活动相关联的电激动信号。系统10基于第一电极位置处的主导频率和至少一个相邻电极位置处的主导频率之间的差值来确定每个电极位置处的波前矢量。根据具有最高振幅的频率分量(一个或多个)的频域变换和标识来确定每个电极处的主导频率。在每个电极位置处基于对应的电极位置和相邻的电极位置之间的感测到的激动信号的双极性信号来确定传播矢量。每个传播矢量表示激动信号在对应的电极位置处的传播方向。系统10基于对应的电极位置处的波前矢量和传播矢量之间的相关性来确定每个电极位置处的相关矢量，并且基于针对每个电极位置确定的相关矢量来产生相关图。在相关图中标识可以指示解剖结构的病理的传播模式。系统10可以使用模板匹配算法将相关图与一组矢量场模板的一个或多个模板进行比较以标识对应的模式。波前矢量场、传播矢量场、相关矢量场、标识的传播模式中的任何一个以及它们的任何组合可以显示在显示设备40上。

在不脱离本发明的范围的情况下，可以对示例性实施例进行各种修改和添加。例如，虽然上述实施例提到特定特征，但是本发明的范围还包括具有不同特征组合的实施例以及不包括所描述的全部特征的实施例。因此，本发明的范围意图包含落在权利要求、连同其所有等同形式的范围内的所有的这样的替代、修改和变更。

Claims (7)

1.一种导管系统，包括：

多个标测电极，所述多个标测电极被设置在解剖结构中或附近，被配置为检测生理活动的激动信号，所述多个标测电极中的每个具有电极位置；

与所述多个标测电极相关联的处理系统，所述处理系统被配置为记录检测到的激动信号并且将所述多个标测电极中的一个与每个记录的激动信号相关联，所述处理系统被进一步配置为：确定每个电极位置处的每个记录的激动信号的主导频率，确定每个电极位置处的多个不同矢量，其中，用于相应电极位置的多个差矢量中的一个差矢量代表相应电极位置处的记录的激动信号的主导频率和相邻电极位置处的记录的激动信号的主导频率之间的差值，并且基于所述多个差矢量来确定每个电极位置处的波前矢量。

2.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述处理系统被进一步配置为：基于相邻电极之间的感测到的激动信号的双极性信号来确定每个电极位置处的传播矢量，其中，每个传播矢量表示激动信号在对应的电极位置处的传播方向，并且基于所述对应的电极位置处的波前矢量和传播矢量的相关性来确定每个电极位置处的相关矢量。

3.根据权利要求1所述的导管系统，其中，所述处理系统被进一步配置为基于与多个相邻电极相关联的中间传导速度矢量来确定每个电极位置处的传播矢量。

4.根据权利要求2所述的导管系统，其中，所述处理系统被进一步配置为对于每个感测到的激动信号标识所有电极位置的相关矢量中的传播模式。

5.根据权利要求1所述的导管系统，其中，为了确定主导频率，所述处理系统被进一步配置为：将在每个电极位置处感测到的激动信号变换为具有多个频率分量的频域信号，并且标识具有最高振幅的频率分量。

6.根据权利要求1所述的导管系统，其中，为了确定波前矢量，所述处理系统被进一步配置为：基于相邻电极之间的主导频率的变化来确定矢量，并且计算每个电极位置处的所有矢量的和。

7.根据权利要求1所述的导管系统，还包括：

显示基于在每个电极位置处确定的波前矢量而产生的解剖图。