CN105726010A - 用于可视化电生理数据的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了题为“用于可视化电生理数据的系统和方法”。本发明公开了一种用于可视化由导管上的电极感测的电生理信息的方法和系统，所述方法和系统包括记录电极信号采集的时间，标定参考电极信号采集，指定电极信号采集的每个记录时间相对于所述参考电极信号采集的相对时间，标识具有信号采集的所述电极，使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生电极信号采集序列，以及利用所述电极的图形图像产生所述电极信号采集序列的视觉表示，其中各个电极被视觉地标记以表示所述电极信号采集序列。

Description

用于可视化电生理数据的系统和方法
技术领域
本发明整体涉及患者的电活动的可视化，并且更具体地涉及通过导管检测的患者的电生理数据的空间可视化。
背景技术
在美国，心律失常为死亡的主要原因。通常，电采集信号以有序方式传导穿过心房并且进入心室内，从而在每个心搏周期中经过心脏中的每个点仅一次。心脏中的不同位置处的电采集信号具有良好的相关性，其中考虑到从心脏的一个区域到另一区域的正常传播延迟。响应于局部激活信号，心房肌纤维适当同步地收缩以将血泵送穿过心房。
心脏的电传导系统提供心肌的收缩节律或序列，因此其可将血最有效地泵送到身体的其余部位。电生理学家研究传导系统以诊断和治疗异常的心律(称为心律失常)。希望提供下述方法和设备，所述方法和设备辅助医师来诊断异常的心律以及计量通过消融疗法治疗这些心律失常的成功性。
尽管完全理解心电生理领域的全部细节并不重要，但理解本发明的有益效果的确需要心脏电传导系统如何工作和这些心律失常中的一些如何被治疗的基本理解。
心脏组织在其涉及到心脏的电传导系统时具有若干重要的特性。首先，心肌细胞可接收电刺激。接下来，其可响应于这种刺激或者可激活。就心肌细胞而言，它们收缩，由此导致心脏压缩并且泵送血液。在电学方面，这种活动称为去极化。其为细胞中的化学过程。一旦去极化，细胞就需要时间(若干毫秒)来恢复。在这种去极化阶段期间，细胞据称是不应的，这意味着其还未完全恢复并且仍不能接收另一个刺激。最后，心肌细胞可传播该电信号；即，一旦被刺激，它们就可继而刺激紧邻它们的细胞。因此，心肌细胞从初始刺激点、向外传播、穿过心脏腔室而被连续地激活。刚被刺激的细胞的不应性阻止去极化波向后运动；因此该波以有序的方式继续向前穿过心脏组织或心脏腔室壁。“投石问路”类比通常用于描述这种情况；波纹从单个刺激点以有序的方式向外运动。基于这种情况，需注意，在心脏中，一些解剖结构(例如，心脏瓣膜孔和血管口)将形成去极化波传播的障碍。另外，源于心脏手术或受损心肌的疤痕也不传导，并且波必须也绕过这些疤痕的外边缘才能前行。在投石问路实例中，可将疤痕和心脏瓣膜想象为从池塘表面突起的大岩石；波纹绕过它们传播并且在另一侧汇合。正常心脏中的这种刺激点由具有称为自动节律性的附加特性的心肌细胞构成。这些细胞的化学构成允许它们刺激自身，由此启动去极化波，并且随后以特定的节律反复地刺激自身。正常的心肌细胞不具有这种特性，因此一旦复极化并且准备好，它们每次必须仅等待以被再刺激。这种连续的去极化和复极化保持心脏以规则的心率跳动，所述心率被调节以满足身体的氧气需求。
在更宏观的意义上，心脏自身具有允许其去极化和收缩以按照有序且有效的方式泵送血液的一些特征。如图1所示，具有正常电通路(NEP)的正常心跳开始于右心房顶部附近的窦房结(其为包括具有自动节律性的那些细胞的SA结)并且传播穿过整个右心房和左心房，由此导致它们收缩并且利用血液填充心室(心脏中的一系列单向瓣膜阻止血液向后流动)。上部和下部腔室由房室隔分开，所述房室隔由不传导电信号的膜组织构成。因此，在正常心脏中，去极化波不能简单地继续从心房直接前进到心室。这由连接它们的一个电通道处的组织来调节。此心肌细胞集合(称为AV结)具有使其延迟去极化从而允许心房完全收缩的附加特性。其随后将电信号直接发送到心室尖部，其中穿过心室的去极化波导致有效的收缩，从而将血液发送到肺和身体的其余部位。心房和心室去极化之间的延迟导致心脏的分离的“咚-嗒、咚-嗒(lub-Dup,lub-Dup)”声音。
电生理学家利用布置在心脏中的各个位置处的电极头导管来研究其电传导系统，以便诊断心律失常。他们通常使用公认的方法。导管为内部具有导线的长细塑料管，所述导线在远侧端部处连接到一系列均一间隔开的电极或者更通常的是电极对，所述电极用于记录心脏中的离散位置处的局部激活。当接触心脏壁时，一对彼此靠近的电极将仅测量此小块组织处的电活动。记录系统处理这些电描记图，将它们实时地显示在监视器上，并且还允许用户冻结和查看它们。这允许用户测量并且比较在一个时刻得自各个位置的全部电描记图的计时差，以便导出当前激活序列并且作出诊断。
通常具有五个或十个电极对的多极点导管尤其有助于分析穿过特定组织块的去极化波。当此类导管紧靠心内膜(心脏的内壁)定位以使其沿着激活波进行取向时，从一端到另一端(远端到近端或者近端到远端)的激活延迟将导致倾斜的电激活图案。在图2A中，去极化波首先穿过此导管的极点1-2。若干毫秒之后，其穿过电极(或“极点”)3-4，随后穿过5-6，依次类推，直至到达其最后穿过的极点19-20。在此导管上，极点1-2据称是“最早的”，并且极点19-20据称是“最晚的”。图2B示出了所得的电描记图。对于每个心跳或心搏周期，极点1-2的电描记图在时间线上为最早的，极点2-3向后偏移若干毫秒，并且极点19-20为最晚的。相似地，应当理解，沿另一方向运动的去极化波首先穿过极点19-20，之后穿过极点17-18、15-16，依次类推，直至到达极点1-2，其中极点19-20为最早的，并且极点1-2为最晚的，视觉图案将由以另一方式倾斜的电描记图形成。稍后讨论的标测系统将电激活计时以色标描述为图形表示，其中红色表示较早的激活并且紫色表示较晚的激活。
然而，当多极点导管横向于激活波进行取向时，或者如果存在两个相交的激活波，电描记图将对它们具有凸形或凹形视觉图案。在图3A中，波首先同时穿过远侧极点1-2和近侧极点19-20，并且最后穿过中部的极点9-10和11-12。图3B中的电描记图反映出这种情况并且形成凹形视觉图案。相似地，在其中极点9-10和11-12首先被穿过并且极点1-2和19-20最后被穿过的相反情况下，所得电描记图的视觉图案将显示出凸形曲线，如图3C所示，其中极点9-10和11-12在前并且极点1-2和19-20在后。
另外，还存在日益增多种类的可用的专用电极导管。它们可产生较复杂并且因此难以单独通过电描记图图案来解释的电描记图图案，如图4A和4B所示。
在实施过程中，使用电描记图诊断心律失常需要心脏解剖结构的综合理解以及导管在心脏腔室中的当前方位的清楚知识。如果医师将导管布置在不同于其想象的位置，或者如果导管在布置在正确位置之后移动，则由导管的电描记图提供的信息将为不准确的，由此导致延误诊断或者得到甚至错过的或不正确的诊断。
一般来讲，心律失常可被广义地分类为局部的、折返的或紊乱的。局部心律失常具有单个源点。远离SA结的小组心肌细胞已获得自动节律性特性并且以快速率去极化。由于它们以快于SA结的速率激活，则此处的细胞并不独立地去极化；SA结为“受抑制”的。房性心动过速为这种情况的实例。用于这种类型的心律失常的治疗目标是定位独立去极化的此组细胞并且递送局部RF能量(经由定位在此位点处的消融导管的末端)以“消融”或破坏它们。
相比之下，折返性心律失常不具有单个源点。去极化、复极化和不应性的特性可允许下述情况，其中驱动激活模式形成围绕中立非传导结构(例如，心脏瓣膜或外科疤痕)的环。一旦被引发，去极化波就使其沿着圆顺时针或逆时针地环绕中立结构。尽管去极化波因其形成先前环而返回到已刚激活的组织，但该组织现在已超过其不应期并且准备被再次刺激，在这种情况下被返回波刺激。心律失常以此方式持续进行，无限期地绕圈。心房扑动例如为围绕右心房中的三尖瓣旋转的极其常见的折返性心律失常。对于折返的治疗策略是消融从环中心内的中立结构到中立结构附近的另一个结构的组织线(同样，通过消融导管)，由此产生破坏心律失常的非传导病灶或“阻断线”。
尽管由定位导管提供的电描记图有助于诊断心律失常，但通常需要更加精确的信息以完全理解异常的激活模式并且将适当的区域用于作出诊断之后开始的研究的治疗阶段。在许多情况下，需要一个或多个心脏腔室的大部分或全部心内膜表面上的电描记图的详细取样。
电解剖标测系统已被开发以(1)将心内膜解剖结构清晰地限定为3D虚拟模型，(2)记录并且按目录分类取样的电描记图，(3)显示从记录于虚拟模型上的电描记图编译的激活序列(或其他数据)，(4)通过将电极导管的精确表示投影到虚拟环境中来实时地跟踪并且显示电极导管在心脏中的当前位置，并且(5)记录感兴趣位点的精确位置，例如，已施用RF能量的部位。
在标测之后进行消融的此两步过程中，通常通过将容纳一个或多个电传感器的导管推进到心脏内并采集多个点处的数据来感测并测量电活动。然后利用这些数据来选择将要进行消融的目标区域。
心脏或其区域的标测通常涉及利用具有末端和近侧电极的标测导管来记录感兴趣区域中的电活动。沿着心内膜的壁移动导管，在此期间记录精确位置及其相应的电描记图。通过采集新点，实时地产生或形成三维解剖标测图。
利用记录的电描记图，相对于身体表面ECG或固定的参考导管来计算局部激活时间(LAT)。每个点的LAT为标测导管的局部电描记图的起点与参考信号之间的间隔。重要的是，因为点是在具有相同周期长度的同一心律期间采集的，并且因为参考导管或电描记图总是保持固定，则取样位置和时间的累积数可实时地编译以精确地描述一个心搏周期或心跳的激活序列。LAT以颜色来描述---红色表示目前记录的最早激活，紫色表示最晚激活---并且被应用到感兴趣区域的解剖标测图以产生激活或LAT标测图。每个新采集或“点”更新标测图，直至提供激活序列的完整或至少足够的理解。
图5示出了被添加到标测图的一系列新LAT。需注意，在此实例中已限定解剖结构并且当记录新数据时更新颜色。最后图像示出单个局部激活位点已位于腔室的顶部附近。心房扑动的取样完成的LAT标测图示于图7A中。红色至紫色图案形成围绕三尖瓣环(由绿色边界圈出)的顺时针环，所述三尖瓣环已从标测图中切除。在此实例中，还观察到以白色示出的标测/消融导管、以深绿色示出的两个附加电极、和被示为棕色的消融位点。
另外，完成的LAT标测图可被可视化为“传播标测图”，其中标测图上的激活序列由标测系统作为动画来播放，由此在其每次重复时示出电激活在整个标测的感兴趣区域上的扩展或传播。这可为极其有益的、动态的替代形式，以在视觉上符合围绕静态LAT标测图的激活的彩虹色标，在所述静态LAT标测图中极微小的、然而可能重要的色调变化可被略过。图6示出了得自图5所示的局部激活序列的传播标测图动画的一系列截屏。在该动画中，红色去极化波在以蓝色示出的整个腔室上随时间而移动。一般来讲，动画不断地循环，因此波可在其播过时被再次研究。
在标测阶段，可根据电生理学家的需要和期望来选择各个参数并且设定阈值。例如，选择用于指定标测导管上的激活时间的“感兴趣窗口”(WOI)。这为相对于固定位置中的导管的电描记图或者已被选择为“计时参考”的身体表面的时间间隔。采集仅落在此窗口内的这些激活时间。因此，WOI用于将所选择的被测量的电描记图限于仅当前心跳或心搏周期的电描记图。过宽的WOI可包括下一个或上一个周期。WOI还可用于某些情况下以除去标测导管电描记图上的额外记录(例如，得自起搏装置的“刺激伪影”或“远场信号”)，包括已被标测导管检测的得自另一个腔室或区域的电描记图。
每当采集一个点时，系统搜索WOI内的标测导管通道上的电描记图。计算所检测的电描记图与计时参考的电描记图之间的时间间隔(以毫秒计)。这被记录为该点的LAT或局部激活时间。当标测导管移动并且对不同位置取样时，这些位置的计时随着当前心律下去极化波在每个特定位置如何较早或较晚地穿过导管而变化。因此，这些电描记图相比于参考导管的电描记图出现地较早或较晚，所述参考导管保持固定并且因此每个心跳具有相同的电描记图计时。出于这种原因，在每个新点处测得的LAT有所变化。具有最低或最负向LAT的点被视为最早的并且在LAT标测图上显示为红色和橙色；反之，具有较高或较低小负向激活时间的点为较晚的并且将其在标测图中的区域加深为蓝色和紫色。固定的参考导管及其“计时参考”的理念是允许将具有相同激活序列的多个不同心跳的标测点编译成示出一个代表性心搏周期的激活序列的完整LAT标测图。
已基于磁场感测开发出这些公认的、高度精确的标测系统。它们利用附连到导管末端的传感器来测量外部产生的磁场的相对强度并且从这些测量结果导出导管的位置和取向，所述测量结果用于极精确地显示这种“基于传感器的导管”的远侧末端并且产生表示感兴趣区域的3-D解剖标测图。用于基于磁的方位感测的方法公开于例如Ben-Haim的美国专利5,391,199、No.5,443,489、和6,788,967，Ben-Haim等人的美国专利6,690,963，Acker等人的美国专利5,558,091，Ashe的美国专利6,172,499，以及Govari的美国专利6,177,792中，这些专利中的每一个的全部内容以引用方式并入本文。
标测系统还可包括存在于感兴趣区域中的“非基于传感器的导管”的可视化。这种导管可视化可显示这些导管的定位电极，其中“定位”(电极的位置/方位检测)是通过基于阻抗或电流的测量来获得的。例如，测量附连到导管的电极与布置在身体表面上的电极之间的阻抗。然后从阻抗测量结果导出导管及其电极的方位。用于基于阻抗的方位感测的方法公开于例如Wittkampf的美国专利5,983,126、Swanson的美国专利6,456,864和Nardella的美国专利5,944,022中，这些专利的全部内容以引用方式并入本文。
概括地讲，存在两种可视化存在于待标测区域内的导管的方式。基于传感器的导管利用导管末端内的传感器来测量外部产生的磁场的相对强度并且确定导管的位置和取向。相比之下，非基于传感器的导管的位置和取向得自导管自身电极与外部放置电极之间的电流或阻抗测量。可得自BiosenseWebster,Inc.的Carto3标测系统采用磁位置感测与基于电流的数据的混合技术，以另外提供基于传感器的和非基于传感器的导管及其电极的可视化。称为高级导管定位(ACL)结构的混合系统描述于Govari等人的美国专利7,536,218中，该专利的全部公开内容以引用方式并入本文。图7A为由CARTO3标测系统产生的患者心脏的右心房RA的取样激活标测图，其中示出三个定位导管的可视化。
ACL技术响应于导管的电极的移动并且因此实时地更新电极的图像，以提供导管及其电极(相对于Carto3标测系统上的所显示标测区域适当地定位、设定尺寸、和取向)的动态可视化。导管视觉表示因此响应于医师的重新定位、移位、和轻微的运动(例如，由患者自身的呼吸模式引起的运动)。导管图像的这种动态移动相对于其3-D标测图保持原状，所述3-D标测图是从一组记录的位置产生的并且因而是固定的。
最初，数据点的仅XYZ位置可用于产生和限定被标测腔室的几何形状。通过所谓的“逐点”标测，电生理学家将“增建外壳”，因为他采集到越来越多的点。最近，快速解剖标测(FAM)(CARTO3标测系统上的特征)允许仅通过基于磁位置传感器的导管在整个心脏腔室中的移动来快速地产生解剖标测图。电生理学家可如同他可沿着心脏腔室壁移动导管一样快速地产生感兴趣区域的3-D解剖“外壳”，并且可同时地或者在外壳产生之后来采集电激活数据以产生3-D电解剖标测图，所述3-D电解剖标测图被颜色编码以显示其电激活序列(或其他数据)。构建标测图的过程(将标测导管操纵到心脏腔室中的多个位置以对该处的电数据取样)需要时间。简单心律失常的足够标测图可在仅几分钟之内制成，但较复杂的心律失常可需要详细的标测图，所述详细的标测图可花费十五至三十分钟或更长时间才能产生。如果心律失常发生改变或者被破坏，则激活序列不再为相同的，因此新数据不能被添加到此标测图。电生理学家可选择“重新标测”，在这种情况下，当前标测图的仅几何形状被复制到新标测图文件，并且新心律中的新数据点可被采集以在此“空白画布”中涂色。当感测导管从一个位置移动到另一个位置以采集新LAT组时，根据感兴趣区域的尺寸，重新标测可花费与原始标测图同样长的时间来产生。
对于较简单的心律失常，电生理学家可选择不重新标测，而是仅参考电描记图或者适当定位的多极点导管(例如，参见图2B和3B)，所述多极点导管如此前所述在消融手术期间通过显示在记录装置上以提供电生理学家所使用的附加数据。在存在公认的、标准的导管方位以及确定的消融模式的情况下，电描记图可尤其有益地用于心脏的这些区域或腔室。心房扑动消融手术为这种情况的最简单实例中的一个。如此前简要所述，右心房中的心房扑动的折返性信号通常具有围绕三尖瓣环TVA顺时针或逆时针的绕行路径。图7A示出了利用FAM和双重用途的基于传感器的标测和消融导管产生的顺时针心房扑动的标测图。此标测图中的红色至紫色图案可围绕瓣(绿色边界内的中心圆形切口)顺时针地示出，即，从上角中的红色区域围绕环直至紫色区域，从而返回到起始点(CARTO3在红色点和紫色点之间自动地将棕色“早遇晚线”设置在标测图内)。仅一个心脏序列被标测图示出；实际上，去极化波围绕TVA沿着连续环持续绕圈。在图7A中，三个导管被可视化。用于此手术的导管通常包括非磁性的、基于电流的感测“Duo-deca”多极点导管(绿色)，其从IVC进入右心房RA并且通常定位在TVA仅外侧的环中。其电描记图因此有助于描述电激活如何围绕三尖瓣移动。此导管的较长型式(实际上，具有较宽间距的电极对的型式)(类似于附图所示)可延伸穿过右心房底(三尖瓣峡部)并且进入冠状窦口。正确定位的Duo-Deca导管产生非常清晰的心房扑动的“倾斜”电描记图图案(参见例如图2B)。倾斜方向指示其为顺时针还是逆时针心房扑动(例如，在图2B中为顺时针)。还可见于此标测图中的是从右心房RA伸出TCV进入右心室RV的非磁性的、基于电流的HIS导管(绿色)的远侧末端以及被示为在三尖瓣峡部从IVC伸出的磁标测和消融导管(白色)。
用于治疗心房扑动的典型消融模式是穿过三尖瓣峡部CVI(在心脏底)的消融线，由此在三尖瓣TCV和下腔静脉IVC之间形成“阻断线”。图7A中的标测图示出了标记消融位点的心脏底上的棕色圆。当CVI被消融时，扑动终止并且患者的正常心律将恢复。然而，仍需要确认消融线的真实完整性，因为当组织仅被损伤并且未被真正消融时，扑动也可终止。这可通过下述方式来完成：从仅定位在消融线一侧的导管起搏(递送外部电刺激)并且通过DuoDeca的电描记图观察所得的激活序列。这也可通过下述方式来完成：在仍起搏期间采集围绕瓣的新激活点，由此“重新标测”新激活图案。此处，电描记图的视觉图案将为斜线(指示阻断线为完整的并且激活波必须完全围绕瓣行进以使其另一侧的组织去极化)或曲线(这意味着除了向上和围绕阀行进之外，去极化波还穿过消融线向右移动)。后一情况显示出，仍剩余较多的组织需要进行消融，以形成完整的阻断线。图7B为在起搏期间制成的相同手术的标测图，以展示完整的阻断线。起搏刺激被递送到标测图的红色区域中的消融线仅右侧的电极极点。可通过按照顺序(红色、橙色、黄色、绿色、蓝色和紫色)跟随彩虹色来跟踪所得的激活序列，所述彩虹色开始于红色并且以逆时针方式向上和围绕阀移动，直至到达消融为消融位点左侧的紫色区域，该区域为在此起搏策略期间腔室中被激活的最后组织。标测图指示阻断线为确实完整的。近侧极点到消融线仅左侧的极点的Duo-deca导管电描记图将具有类似于图2C的倾斜图案。
图8A和8B示出了利用相同的起搏策略来确认CVI中的消融线为完整的另一个实例。注意图8A中的激活图案，其中去极化波(如通过标测图的红色至紫色图案所证实的那样)示出激活从红色区域(在标测图的右下区域)不仅向上和围绕阀的顶部而且穿过消融线和心脏底移动，如通过顶部和消融线左侧的绿色区域所示。最后激活区域为远壁(在标测图的左侧)。由两个不同的绿色区域显示的这种“分裂”示出不存在完整的阻断线并且需要更多的消融。这种情况下的duo-deca导管上的电描记图将显示出电描记图的清晰弯曲图案(如图3B所示)，其中近侧和远侧极点比中间极点激活地更早。递送更多的RF能量，并且当在线左侧起搏时再次产生另一个重新标测(图8B)。此标测图清晰地示出现在阻断线是完整的。
对于消融手术而言，并不少见的是在阻断线被认定完成和成功之前需要在消融和用于阻断评估的起搏之间进行交替的若干轮治疗。如果针对每个阻断评估执行重新标测，其中用于新LAT组的每个重新标测各自需要5-10分钟来产生，则这些重复的重新标测可显著地延长消融手术的持续时间。因此，在右心房中的心房扑动的治疗中，针对上文所述的原因，电生理学家可仅依赖于每轮消融之后的电描记图而不进行重新标测以评估阻断。应当指出的是，使用标测系统的保守有益效果之一在于导管被可视化而不需要电离辐射。利用仅荧光镜透视检查需要患者暴露于辐射以定位导管并且连续地检查它们的方位。在长时间手术中，这可累积。
峡部处的成功阻断的电描记图显示出一条或多条斜线，每个斜线具有相同或相似的斜率，例如图9A和9B中的项D。然而，穿过不完整阻断的突破的电描记图通常显示出具有相反斜率的两条斜线，例如图9C和9D中的项D1和D2，所述斜线根据起搏信号的位置形成凸形或凹形形状。图9A中的电描记图描述了当从如图7B和8B的完整消融线的右侧起搏时大体预期的电描记图。然而，图9D中的电描记图的凹形形状指示出图8A中的情况，其中阻断线为不完整的(图9B和9C示出了从线的左侧的起搏，这也被临时地完成以确认从两侧的阻断或“双向阻断”)。图10A-10D示意性地示出了具有冠状窦CS、上腔静脉SVC和下腔静脉IVC的解剖结构的右心房。这些附图示出了导管CT的位置和图9A-9D的相应电描记图的路径P。在图10A和10B中，还示出了最早的激活位点S和消融线A。在图10C和10D中，示出了因不完整消融线B产生的突破。
应当理解，图7B所示的DuoDeca导管具有较宽间距的极点---由此相比于相同类型的其他导管给定较长的覆盖跨度。此导管设置成使其极点1-2、3-4和5-6实际上跨过消融线。尽管图9A-9D中的电描记图表示较标准的导管，其中全部远侧极点被定位在线的左侧，但电生理学家在分析EGM图案时将必须知道并且考虑每个导管及其电极的解剖学位置。用于图7B中的情况的精确电描记图图案示于图11中。此处，极点1-2、3-4和5-6(L1)的激活较早，因为它们位于消融线的右侧，更靠近起搏位点。由极点19-20至7-8形成的倾斜直线图案(L2)示出了向上和围绕三尖瓣并且终止于线的左侧的逆时针激活，由此确认阻断。
由于有经验的电生理学家通常可在看到图9A和9B的电描记图时就识别为完整的阻断线，并且在看到图9C和9D的电描记图时就识别为心房扑动的不完整阻断线，则他们可依赖于仅电描记图并且在每次消融治疗之后选择不重新标测，以便避免不必要地延长消融手术的持续时间。然而，希望提供另一种方式以便电生理学家可容易地确认其电描记图读数而无需更新激活标测图。希望提供导管的LAT和/或电极激活的此类其他指示的可视化以易于电生理学家进行参考，并且还将已被电生理学家参考的此类可视化提供在现有显示器上。
此类期望的特征将在心房纤颤(AF)的诊断和治疗中为尤其有利的，心房纤颤是心脏的熟知疾病，其引起降低的血液动力学效率并且在严重情况下可导致心脏栓塞、中风、室性心律失常、以及其他可能致命的并发症。AF可源自经由连接到左心房的肺静脉进入左心房的异常信号。用于AF的极其常见、但相当具有技术挑战性的治疗为肺静脉隔离手术(PVI)，其中左心房中的四条肺静脉中的每一个的口周围的心脏组织被消融以产生环形阻断线，由此阻止这些异常信号进入腔室。尽管存在由电生理学家使用的肺静脉的多种变型形式，但共同目标是相同的。图12示出了典型的左心房解剖结构，其具有以亮黄色(右上肺静脉)、亮橙色(右下肺静脉)、亮紫色(左上肺静脉)和亮粉红色(左下肺静脉)示出的四条肺静脉。红色结构为左心耳。标测/消融导管的末端以及标记左上肺静脉附近的消融位点的棕色“点标签”也被可视化。
由于肺静脉的导管结构，特定形状的环形标测导管(例如，在图13中通过CARTO标测系统直观示出的BiosenseWebster的套索导管)通常用于肺静脉中以在消融手术之前、期间、和之后分析电描记图。由于与PV内的LAT标测相关的技术挑战以及激活序列随着较多组织被消融而连续变化的事实，电生理学家几乎普遍地依赖于分析记录系统上的套索电描记图而非标测和重新标测每个变化。
如图13所示，套索导管(宝蓝色)可设置成使其远侧套环位于肺静脉(由粉红色“织网”表示)中并且使其电极接触静脉的内圆周。套索导管被可视化在左心房的解剖学(仅解剖结构)CARTO标测图中(静脉已通过“织网”而变成透明的)。标记当前消融进度的其他导管和粉红色点也是可见的。通常，远侧套环的尺寸或直径被调节，使得套环和电极沿着静脉的整个内圆周形成充分的接触，以便感测通过套环从LA进入静脉或者从静脉进入通常处于正常窦性心律的左心房的任何异常或起搏信号。利用混合定位技术的三维标测显示出导管远侧套环和电极的方位。然而，技术因素可导致远侧套管被随机地定位以使其远侧和近侧电极处于任何径向取向。另外，由于肺静脉的尺寸显著地变化，则改变套环直径以适当地贴合也将改变套环的远侧和近侧电极的相关性---极点在小静脉中可重叠并且在大静脉中可存在间隙。图13为套索导管上的重叠电极的实例。出于这些原因，仅电描记图可显示出正采集的极点和采集序列，但不可显示出这如何与解剖结构本身实际地相关联。为此，电生理学家必须交叉参考电描记图与3-D标测图和可视化的套索导管，以便确定采集极点相对于解剖结构的位置并且由此确定消融线中的突破的位置以用于布置消融导管。
尽管该手术为用于AF的治疗，但其通常以正常窦性心律来执行，以有助于较好地计量消融灶形成的成功性。当围绕肺静脉口的组织消融进行时，套索导管上的电描记图图案将改变。一般来讲，仍未被消融的部分将具有较早的相应电描记图。当穿过心脏腔室(以患者的正常心律)的去极化波被阻断进入静脉并且电描记图完全从感测静脉内部的套索导管消失时，肺静脉的消融完成。针对四条肺静脉中的每一条来重复此过程。
由于在围绕每个肺静脉口的每个位置处充分接触地定位标测/消融导管以产生持久消融灶具有技术挑战性，在很多情况下需要同一位置的多次消融，并且套索电描记图的连续分析是至关重要的。在记录系统上研究电描记图以确定靶的电极并且随后将这些电极位置在标测图中的可视化套索导管上。
标测系统尤其可用于此手术。每个患者的特定解剖结构并且尤其是导管在其内的取向和方位的知识是至关重要的。标记消融位点也是极其重要的。然而，激活标测很少被完成。这是因为每条肺静脉内的激活序列在消融时连续地变化，并且这导致任何标测图在重新标测图被采集之前仅可用于短时间段。
除了变化的激活序列之外，当在同一空间中尝试四处操纵标测/消融导管时，套索导管常常掉落失位或者被移出。重新定位套索导管几乎总是导致略微或显著不同于先前的径向取向，这意味着其电极现在代表不同的位置，并且电描记图及其在标测图中的相应方位必须进行重新评估。出于这些原因，每个手术必须重复若干次下述过程。首先，一旦处于正确方位，就在记录系统上记录并且分析Lasso的电描记图。接下来，特定的极点被确定以用于当前的消融靶。然后，电生理学家确定该极点定位在标测系统的导管图像上的位置。最后，他使用标测系统来将消融导管定位在该极点附近以消融该组织。在此RF施加之后，当观察到套索上的激活序列中的变化时，重复该过程。在极具挑战性的情况下，问题“目前哪个在前”或“其在哪个位置”可被询问几十次。
同样，希望提供导管的电极激活的可视化的改善方式以便易于被电生理学家参考，并且进一步在现有显示器上提供已被电生理学家参考的此类可视化。
最近，具有较复杂形状的导管，例如示于中的图4A的BiosenseWebster的PentaRay导管已变得较为常见。尽管通过每次获得多个点来有助于较快速地产生LAT标测图，但PentaRay的电描记图极其难以仅通过激活图案来识别(参见例如图4B)。在此处，需要这种改善的导管电极激活可视化方式。
因此，需要用于多电极导管上的电极激活的实时可视化的系统和方法，因此用户可立即识别出电极的信号采集(包括电极采集序列)，而不必参考电描记图或3-D标测图或者等待任何其他信息。所述系统和方法不需要考虑任何计时参考并且可独立于任何标测系统的任何标测或采集/传播标测图起作用。然而，所述系统和方法可利用LAT信息以及导管和电极位置来提供3-D激活标测图上的电极采集的可视化，使得任何和全部采集电极相对于标测区域的位置被显示出。
发明内容
本发明包括用于由导管感测的电生理信息的可视化的方法和系统，所述电生理信息包括心内电信号。可视化包括导管的电描记图的连续传播的显示。激活序列以影片格式实时地或近实时地显示并且有利地以图形和客观方式呈现在电生理学家先前正观察导管定位的常规工作空间中。在不观看电描记图的情况下，电生理学家可观察例如多极“Halo”或“DuoDeca”导管的图形图像上的消融阻断、多极“Lasso”导管的图形图像上的肺静脉中的最早激活、多极“PentaRay”导管的整个图形图像上的传播波、或者多极线性导管上的冠状窦的一般激活。可视化自然地指示传播的方向。
本发明涉及用于可视化由导管上的电极感测的电生理信息的方法，包括：记录电极信号采集的时间，标定参考电极信号采集，指定电极信号采集的每个记录时间相对于参考电极信号采集的相对时间，标识具有信号采集的电极，使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生电极信号采集序列，以及利用电极的图形图像产生电极信号采集序列的视觉表示，其中各个电极被视觉地标记以表示电极信号采集序列。
在一些实施例中，所述方法包括利用以系列示出以表示电极信号采集序列的进度的多个图像来产生视觉表示。在更详细的实施例中，每个图像示出了被视觉地标记的不同的电极，或者每个图像示出了被视觉地标记的至少一个不同的电极。
在一些实施例中，导管具有延伸于相邻电极对之间的杆节段，并且所述方法还包括根据每个杆节段的相邻电极对的相对时间来指定每个杆节段的相对时间，并且使每个杆节段的相对时间与其相邻电极对的相对时间相关联，其中所述视觉表示包括以影片格式显示的杆节段的图形图像系列，并且根据所述序列在所述图形图像系列中视觉地标记各个杆节段。
在一些实施例中，所述方法包括响应于用户选择的时间尺度来调节视觉表示的时间尺度并且/或者调节或限制视觉表示相对于实际心搏周期的比率以便有利于观察方便性并且避免重叠的电极采集序列。
本发明还涉及用于可视化由具有多个电极的导管收集的电生理信息的方法，其中每个电极适于采集电信号，所述方法包括接收有关导管的电极配置的数据，记录电极的电极信号采集的时间，标定最早的电极信号采集作为参考，指定每个记录时间相对于所述参考的相对时间，根据有关电极配置的数据来标识具有电信号采集的电极，使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生电极采集序列；以及产生电极采集序列的视觉表示，其中视觉表示包括电极的图形图像系列，并且各个电极被视觉地标记以表示电极信号采集序列。
在一些实施例中，导管包括杆子节段，每个杆子节段在相邻电极对之间延伸，并且所述方法还包括根据每个杆节段的相邻采集电极对的相对时间来指定每个杆节段的相对时间，并且使每个杆节段的相对时间与其相邻采集电极对的相对时间相关联，其中产生视觉表示包括提供每个杆节段的图形图像，并且根据所述序列视觉地标记各个杆节段。
在一些详细实施例中，每个杆子节段被指定加权的相对时间。加权的相对时间可取决于相邻采集电极对之间的杆子节段的位置。在一些详细实施例中，采集电信号的电极通过其引线来标识。
本发明还涉及用于收集并且可视化电生理信息的系统。在一些实施例中，所述系统包括：导管，所述导管具有适于采集信号的电极；信号处理单元，所述信号处理单元被配置成接收多个电极的心内信号采集并且标识具有心内采集的电极；计时器，所述计时器被配置成对心内信号采集计时并且对最早心内信号采集标识参考时间；控制单元，所述控制单元被配置成指定心内信号采集相对于参考时间的相对时间并且使相对时间与标识的电极相关联以产生信号采集序列；以及显示器，所述显示器被配置成在至少所述电极的图形图像中显示信号采集序列。
本发明还涉及一种用于可视化电生理数据的系统，所述系统包括：信号处理单元，所述信号处理单元被配置成接收多个电极的心内信号采集，所述信号处理单元被配置成标识具有心内采集的电极；计时器，所述计时器被配置成对心内信号采集计时并且标识最早心内信号采集；控制单元，所述控制单元被配置成指定心内信号采集相对于最早心内信号采集的相对时间并且使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生信号采集序列；以及显示器，所述显示器被配置成在至少所述电极的图形图像中显示信号采集序列。
激活序列的视觉显示可包括通过多种标记(例如，颜色、透明度、尺寸、和/或鲜明度)图形化地突出显示采集电极和/或其间的杆节段。一个或多个导管的电极可根据需要或适当地以此方式突出显示。
附图说明
本专利或专利申请文件包含至少一张绘制成彩色的附图。在提出请求并且支付必要的费用后，美国专利和商标局将会提供本专利或专利申请公开的带彩图副本。
通过参考以下结合附图考虑的详细说明，将更好地理解本发明的这些和其他特征以及优点，其中：
图1为示出正常电通路的心脏的示意图。
图2A为被定位成大致平行于心脏细胞去极化波的DuoDeca导管的视图。
图2B为表示图2A的导管的电极信号采集的电描记图。
图3A为被定位成大致横向于心脏细胞去极化波的DuoDeca导管的视图。
图3B为表示图3A的导管的电极信号采集的电描记图。
图4A为定位在心肌细胞去极化波中的PentaRay导管的视图。
图4B为表示图4A的导管的电极信号采集的电描记图。
图5示出了被添加到LAT标测图的一系列新的局部激活时间(LAT)。红色示出了最早去极化，随后依次为橙色、黄色、绿色和蓝色，并且紫色示出了最晚去极化。深绿色突出显示导管。棕色指示消融。
图6示出了得自图5所示的局部激活序列的传播标测图动画的一系列截屏。红色示出了去极化波，形成对比的是蓝色示出了心脏解剖结构。
图7A为基于DuoDeca导管的电极采集的心房扑动的取样完成的LAT标测图。红色示出了最早去极化，随后依次为橙色、黄色、绿色和蓝色，并且紫色示出了最晚去极化。深绿色突出显示导管。棕色指示消融。
图7B为在起搏期间制成以验证完整阻断线的图7A的手术的标测图。红色示出了最早去极化，随后依次为橙色、黄色、绿色和蓝色，并且紫色示出了最晚去极化。深绿色突出显示导管。棕色指示消融。
图8A示出了利用图7B的相同起搏策略来确认CVI消融线的完整性的另一个实例。红色示出了最早去极化，随后依次为橙色、黄色、绿色和蓝色，并且紫色示出了最晚去极化。
图8B为在CVI消融线右侧起搏时的图8A的重新标测图，其中示出阻断线为完整的。红色示出了最早去极化，随后依次为橙色、黄色、绿色和蓝色，并且紫色示出了最晚去极化。
图9A和9B为表示成功阻断的电描记图。
图9C和9D为表示不完整阻断的电描记图。
图10A为用于图9A的电描记图的导管布置方式的示意图。
图10B为用于图9B的电描记图的导管布置方式的示意图。
图10C为用于图9C的电描记图的导管布置方式的示意图。
图10D为用于图9D的电描记图的导管布置方式的示意图。
图11为图7B的DudoDeca的电描记图。
图12为典型的左心房解剖结构的3-D电解剖图像，其中具有以亮黄色(右上肺静脉)、亮橙色(右下肺静脉)、亮紫色(左上肺静脉)和亮粉红色(左下肺静脉)示出的四条肺静脉。
图13示出了宝蓝色的套索导管，所述套索导管设置成使其远侧套环位于粉红色的肺静脉中。
图14A为根据本发明的一个实施例的用于在活体受检者的心脏上执行示例性导管插入术的系统的图解。
图14B为根据本发明的一个实施例的图14A的系统的示意性框图。
图15A-15E为表示根据本发明的一个实施例的电极信号采集序列的显示的示意图。
图16A-16R为表示根据本发明的另一个实施例的电极信号采集序列的显示的示意图。绿色示出了导管并且红色突出显示电极及其间杆节段的信号采集序列。
图17为根据一个实施例的由本发明实施的流程图。
图18A-18E为表示图17的流程图的部分的具体实施的表。
图19A-19G为表示根据本发明的一个实施例的电极信号采集序列的显示的示意图。
图20A-20C为表示根据本发明的另一个实施例的电极信号采集序列的显示的示意图。
图21A-21I和图15A-15E为表示根据本发明的另一个实施例的电极信号采集序列的显示的示意图。
图22为根据另一个实施例的由本发明实施的流程图。
图23为根据另一个实施例的由本发明实施的流程图。
图24为根据一个实施例的远侧末端部分的细化透视图。
图25为根据本发明的另一个实施例的图14A的系统的示意性框图。
图26为示出感测心内信号的导管的布置方式的心脏的示意图。
图27为示出参考导管的布置方式的心脏的示意图。
具体实施方式
本发明涉及一种系统和方法，所述系统和方法用于导管上的电极的采集序列的实时视觉描绘，具体地讲，用于采集局部激活信号以产生心脏的电描记图的电极的采集序列的实时视觉描绘。在一些实施例中，电极采集序列的可视化包括导管及其电极的图像、以及沿导管的至少电感测部分的电传播的视觉标记，所述视觉标记包括例如实时地区分采集电极和非采集电极的视觉标记。在一些实施例中，所述图像包括沿导管的电感测部分和非电感测部分(包括例如在其间延伸的采集电极和非导电管材)的电传播的视觉标记。在一些实施例中，电极采集序列的可视化包括叠加在心脏腔室标测图上的导管及其电极的图像，其中可视化为动态的并且实时地响应于导管在心脏腔室中的移动，并且心脏腔室标测图为3-D的并根据医师的需要来提供解剖学信息以及目前可在CARTO标测系统获得的任何附加信息，例如LAT或电压。
在更广泛的角度上，本发明的实施例涵盖下述定位和标测方面中的一个或多个：第一方面旨在处理定位信息；第二方面处理感测的电信息；第三方面整合此前处理的信息；并且第四方面处理整合的信息以产生其上叠加有导管的心脏腔室的3-D图像。如美国专利5,391,199所述的这些方面更详细地描述于下文中。
导管将以经皮的方式引入到心脏腔室内。每个导管将为可跟踪的(利用此前描述的方法)。一个或多个参考导管可留在已知的界标中，并且导管将被用作标测/消融导管。参考导管的位置将用于相对于“基础图像”上的心脏腔室位置来对齐心脏腔室的位置。
参考附图或许可更好地理解本发明，首先参见图14A，其为用于在活体受检者或患者13的心脏12上执行示例性导管插入术的系统S的图解，所述系统S是根据本发明的公开实施例构造和操作的。该系统包括导管14，由电生理学家或操作者16将导管14经由皮肤穿过患者的血管系统插入心脏12的腔室或血管结构中。导管14具有携带多个电极的远侧末端以及可供操作者16操纵以调控和偏转导管的控制手柄。
然后可根据美国专利6,226,542和6,301,496以及共同转让的美国专利6,892,091中公开的方法，利用控制台24制备电激活标测图、解剖位置信息(即，导管远侧部分的信息)和其他功能图像，这些专利的全部公开内容以引用方式并入本文。实施控制台24的元件的一种商业产品为可购自BiosenseWebster,Inc.(3333DiamondCanyonRoad,DiamondBar,CA91765)的3系统，其能够根据需要来执行导管定位并且产生心脏的3-D电解剖标测图。该系统可由本领域的技术人员进行修改以实施本文所述的本发明的原理。
可通过施加热能对例如通过电激活图评价确定为异常的区域进行定向和消融，例如将来自控制台24的射频(RF)发生器25的射频电流传送穿过电缆34，由此对导管14提供电流，包括对远侧末端处的消融电极32提供电流，这些消融电极将射频能量施加至靶组织。控制台24通常包括一个或多个消融功率发生器25、患者接口单元(PIU)26、以及用以显示3-D标测图和电描记图的一个或多个显示器27和28。导管14适于使用射频能量将消融能量传导到心脏。共同转让的美国专利6,814,733、6,997,924和7,156,816中公开了此类方法，这些专利以引用方式并入本文。可经由连接到控制台24的电缆34来将消融能量从RF发生器25通过导管电极传送到心脏12。还可通过电缆34和导管电极将起搏信号和其他控制器信号从控制台24传送到心脏12。此外，经由导管电极将电信号(例如，心内ECG信号)从心脏12传送到控制台24。
作为系统S的一部分，ECG体表贴片(包括至少贴片38)附连到患者的身体。当导管电极正感测心内ECG信号时，ECG体表贴片38中的多个电极测量心脏和躯干之间的ECG信号，以提供用于由导管电极测量的心内ECG信号的参考信号。
作为控制台24的导管定位能力的一部分，例如通过布置在患者下面的包括磁场发生器线圈28的定位垫来产生围绕患者13的磁场。通过线圈28产生的磁场在位于导管14的远侧末端的电磁(EM)传感器22的线圈中产生电信号。电信号被传送到包括处理器或“工作站”22的控制台24，所述处理器或“工作站”22分析该信号以便确定导管的方位坐标和取向。
作为控制台24的导管定位能力的另一部分，导管电极通过导管中的引线(未示出)和电缆34连接到处理器22中的电流和电压测量电路。处理器22和控制台24还通过导线和贴片单元31连接到多个体表电极30，所述体表电极30可为本领域已知的任何类型的身体电极，例如，电池电极、针电极、皮下探针或贴片电极。体表电极30通常与患者13的体表电接触并且从其接收体表电流。体表电极30可为粘合剂皮肤贴片(一般称为有功电流位置(ACL)贴片)并且可布置在导管14附近的患者13的体表上的任何便利位置处。在本发明所公开的实施例中，存在六个ACL贴片30，其中三个贴片附连到患者躯干的前表面上并且三个贴片附连到后表面上。控制台24包括电压发生器，所述电压发生器通过导线35连接到ACL贴片30并且供处理器22使用以测量贴片30的位置处的患者组织的阻抗。因此，控制台24使用基于磁的方位感测和基于阻抗的测量来进行导管定位，如授予Govari等人的美国专利7,536,218和授予Bar-Tal等人的美国专利8,478383所述，这两个专利的全部公开内容以引用方式并入本文。
如上所述，导管14联接到控制台24，这使得操作者16能够观察并调控导管14的功能。处理器22和/或控制台24包括适当的信号处理电路并且被联接以驱动监视器29显示视觉图像，包括3-D电解剖标测图。信号处理电路通常接收、放大、过滤和数字化来自导管14的信号，包括导管电极和EM传感器产生的信号。
图14B为根据本发明的一个实施例的用于显示线性多极导管100的电极采集序列的系统S的示意性框图。导管具有电极或极点1-5，所述电极或极点1-5被定位以检测心内激活序列，例如，右心室RV中的室性心动过速VT。由极点1-5采集的局部电描记图或信号被EP信号处理器112接收和处理(放大、数字化等等)并且发送到具有信号处理器118和存储器119的控制单元122。信号处理器112还标识特定的电极并且使特定的电极与其相应的信号和/或局部电描记图相关联。系统包括用于检测心搏周期以提供参考ECG信号的ECG单元115(例如，具有体表电极贴片)。系统还包括计时器113以处理电极采集时间的计时，包括记录此类事件的计时并且确定每个电极相对于单个心搏周期内最早电极采集事件的相对电极采集。根据这种相关性和相对电极采集计时，控制单元122驱动监视器120显示导管电极采集的可视化，包括影片形式的导管电极采集序列。显示包括3-D电解剖标测图(包括被标测的解剖结构的图形图像)。
根据本发明的特征，当在心搏周期内按照采集的顺序或序列来采集信号时，将导管电极采集序列显示在监视器120上，其中电极通过相对于远侧末端的颜色的颜色对比来被视觉地分配、突出、或者说是区分。如通过心内激活序列(例如，右心室RV中的VT箭头)所示，信号从心室尖部VA顺时针行进，所述信号最早被极点1、随后被极点2、随后被极点3、随后被极点4、并且随后被极点5采集。采集序列以动画或影片模式进行显示，其中对于一个心搏周期，极点1的图形图像被视觉地标记(图15A)，随后极点2的图形图像被视觉地标记(图15B)，随后极点3的图形图像被视觉地标记(图15C)，随后极点4的图形图像被视觉地标记(图15D)，并且随后极点5的图形图像被视觉地标记(图15E)。被激活的任何或全部极点可在周期的持续时间内的保持被视觉地标记，或者另选地，仅单个极点可在其采集期间被视觉地标记，并且在另一个极点采集期间不被视觉地标记，如图15A-15E所示。视觉地标记极点的对比颜色也可为不同的，以指示极点采集的相对计时，这较类似于典型LAT采集标测图的颜色编码的色标，其中颜色表示针对参考时间的相对计时。例如，对于图15A-15E而言，极点1在采集时可显示为红色，极点2在采集时可显示为橙色，极点3在采集时可显示为黄色，极点4在采集时可显示为绿色，并且极点5在采集时可显示为蓝色。
在另一个实施例中，极点之间的杆的非感测部分也可按照与采集序列一致的方式进行显示。例如，如图19A-19G所示，相邻极点之间的杆节段S在时间和空间上被视觉地标记，以有助于视觉地知识采集序列的方向。在不同的采集极点如上所述以不同的颜色突出显示的情况下，每个杆节段S的颜色可为相邻极点的颜色的混合色。例如，极点1和2之间的杆节段S1可显示为橙红色，以作为极点1的红色和极点2的橙色的混合色。
图16A-16R示出了采集序列，其中采集序列具有分散或分裂性，这通常指示不完全的阻断，如例如图8A所示。在图16A中，最早的采集发生在极点7处，之后发生在如图16E所示的极点6和8处，之后发生在图16I中的极点5和9处，依次类推。图16B-16D和图16F-16H通过极点之间的杆节段(红色)的视觉标记(参见箭头)示出了采集序列的方向。
图17示出了表示根据本发明的一个实施例的由包括图14的控制单元122和处理器119的系统S应用的方法的流程图。所述方法开始于框200，处理器119在框202处接收并且加载由用户选择的限定感测导管的物理结构、配置、和特性的物理模型的参数，包括例如导管的类型(线性、环形/套索、笼等等)和导管上的电极相对于导管上或导管中的参考点的位置。系统随后在框203处开始电极采集。此步骤可包括例如提供指示采集开始的视觉或听觉指示物。在框203处，根据上文例如参考图5和图6提供的有关3-D标测的论述来产生感兴趣窗口内的电活动的电极采集。由导管的电极检测的电活动可天然存在于感兴趣区域中的受检测组织内，或者电活动可源自发送到心脏中或附近的合适位置的起搏信号，其中信号可行进到和/或穿过心脏腔室中放置感测导管的感兴趣区域。施加感兴趣窗口将所记录的信号限于仅与导管相关的视觉地表示电激活序列的那些信号。在一个实施例中，用户根据框204来选择特定的感兴趣窗口以用于此目的。另选地，本发明可使用已选择用于标测阶段的现有标测感兴趣窗口，如此前所述。在流程图的一个(右侧)分支中，记录感兴趣窗口内的电极采集事件的计时(框206)并且对每个电极采集事件指定相对于最早电极采集计时的相对采集时间(框207)。对于具有极点1-5的感测导管而言，例如，如图15A-15E所示，其中极点1在时间t(a)最早地采集，之后极点2在稍晚时间t(b)采集，之后极点3在稍晚时间t(c)采集，并且之后极点4和5分别在稍晚时间t(d)和t(e)采集，记录时间t(a)-t(e)(框206)，并且指定相对采集时间T(a)-T(e)(框207)。
在流程图的另一(左侧)分支中，例如通过标识所采集信号从导管传输到电生理信号处理器112所经由的引线来获得导管上的采集极点1-5的标识(框205)，并且然后使极点P1-P5的这些标识以及电极采集的上述指定的相对时间T(a)-T(e)彼此相关联(框213)以产生电极采集序列(框214)。用于图15A-15E的导管的框206、207、205、213和214的处理的实例示于图18A中。
然后根据框215利用具有至少电极的一系列图形图像的动画来显示该序列，由此提供该序列的可视化和电极采集的顺序。参考图15A-15E，动画显示出五个电极的影片形式的图像，其中极点1被突出显示(图15A)，然后极点2被突出显示(图15B)，然后极点3被突出显示(图15C)，然后极点4被突出显示(图15D)，然后极点5被突出显示(图15E)。
然而，例如，如果五极点导管的极点3在时间t(a)最早地采集，随后极点2和4同时在时间t(b)采集，并且随后极点3和5同时在时间t(c)采集，则根据框206、207、205和204的处理的实例示于图18B中。根据框215的所得显示序列提供如图20A-20C所示的动画。
因为整个电极采集序列可具有大约若干毫秒的持续时间并且因而难以被人的眼睛察觉，所以可调节动画速度。图17的询问216探询用户是否需要调节显示序列，例如，具体方式为根据框218来选择动画显示的时间尺度。如果不需要，则处理在框220处结束。如果需要，框218允许用户作出选择，由此例如通过将每个相对时间T(i)乘以N来使动画的持续时间增加选定的因子N，并且在框214中根据选定的时间尺度来执行重新关联。框214、216和218的处理的实例示于图18C中。又如，取代框218或除此之外，框219允许用户调节或限制视觉表示相对于实际心搏周期的比率，以便有利于观察的便利性并且避免重叠的电极采集序列。用户可选择被显示的电极序列，包括动画是否包括每隔“n”个心搏周期的采集序列。在用户选择之后，在框214中执行重新关联。
参考图19A-19G，动画还可以影片形式显示出具有五个极点P1-P5的导管的图像，其中极点以及极点之间的杆节段S1-S5根据采集序列和传播方向而被突出显示。例如，如果极点3首先采集，之后极点4和2采集，再之后极点5采集，并且最后极点1采集，则影片形式的图像在突出显示极点3(图19A和图19B)之后但在突出显示极点4和2(图19C)之前突出显示杆节段S2和S3。就这一点而言，应当理解，此实例中的极点采集故意地从极点3向外非对称地穿过极点2和4，使得极点5在极点1之前采集。影片形式的图像因此在突出显示极点4和2(图19C)之后但在突出显示极点5(图19E)之前适当地突出显示杆节段S4(图19D)，并且进一步地在突出显示极点5(图19E)之后但在突出显示极点1(图19G)之前突出显示杆节段S1(图19F)。
根据图17的框209标定的杆节段取决于两个先前极点的标识以及它们的采集序列。例如，如果极点2首先采集，之后极点3采集，则极点2和3之间的杆节段S2被标定，其中极点2和3作为用于杆节段S2的相邻极点对。例如，如果极点3首先采集，随后极点2和4同时采集，则杆节段S2和S4均被标定，其中极点2和3作为用于杆节段S2的相邻极点对，并且极点3和4作为用于杆节段S4的相邻极点对。然后根据图17的框210对每个标定的杆节段指定相对时间T。此外，指定给每个标定杆节段S的相对时间T(Si)可通过以下方式来完成：指定加权的相对时间，例如，在其两个相邻极点对的相对时间之间等值加权，例如，平均两个相邻极点对的相对时间Ti，如下所述：
T(S)＝T较早+(T较晚–T较早)*(0.5)(公式1)
其中T(S)＝两个相邻极点之间的杆节段的指定的相对时间
T较早＝较早采集的相邻极点的指定的相对时间
T较晚＝较晚采集的相邻极点的指定的相对时间
通过框209和框210对杆节段S处理的实例(应用公式1)示于图18D中，该图还示出了通过框206、207和205对极点1-5的处理以及通过框214和215的处理来为极点和杆节段关联相对时间T(i)和T(Si)以提供如图19A-19G所示的显示序列的实例。
对于其中相邻极点被较宽的杆节段隔开的导管的可视化，如图21A-21I所示，所述杆节段可出于图像影片视觉美学的目的而细分成多个子节段Sx，例如，m个子节段，可按照如下所述来完成用于这些杆子节段的相对时间T(Sx)的指定：
T(Sx1)＝T较早+(T较晚–T较早)*[1/(m+1)](公式2)
T(Sx2)＝T较早+(T较晚–T较早)*[2/(m+1)](公式3)
…
T(Sxm)＝T较早+(T较晚–T较早)*[m/(m+1)](公式4)
其中T(Sxm)＝用于杆子节段m的指定的相对时间。
T较早＝较早采集的相邻极点的指定的相对时间
T较晚＝较晚采集的相邻极点的指定的相对时间
m＝子节段的数量
在一个实施例中，用于每个杆子节段的指定的相对时间T(Sxm)根据其在较早和较晚采集的相邻极点之间的位置来进行加权，并且加权被线性地施加且依赖于相邻极点之间的多个子节段。用于标定的框209和用于指定杆子节段的相对时间的框210(应用公式2、3和4)的处理的实例以及用于极点的框206、207和205的处理的实例示于图18E中。根据为极点和杆节段关联相对时间的框214和215的处理，通过本发明的系统和方法来产生如图21A-21I所示的显示序列。
在本发明的系统和方法还驱动显示器实时地反映导管末端在心脏腔室中的方位和取向的情况下，该过程包括空间电极位置。在图22的流程图中，通过下述方式来获得电极位置：根据框208利用通常位于导管的远侧部分中的磁场传感器来测量导管的方位并且根据框211利用基于磁的测量方位来确定电极位置。电极位置还通过每个电极的阻抗来获得，所述阻抗根据框212来测量，以基于根据框217的阻抗标测图来确定电极的位置。
使定位数据(基于磁的和/或基于阻抗的)与根据框214的电极标识和相对于电极采集时间相关联，以根据框215按照下述方式来驱动显示，其中导管及其电极的图形图像对应于电极的实际移动来动态地移动。
有利地，本发明的可视化方法适应混合和非混合导管。在感测导管为非混合的、基于磁的导管的情况下，其电极的定位通过框208和209来完成。然而，在感测导管为混合导管的情况下，可产生阻抗标测图和阻抗标测图所依赖的校准标测图，如图23的流程图所示，所述混合导管具有包括三个线圈24、26和28的电磁传感器22，所述三个线圈24、26和28响应于由磁场发生器119(如图25所示)驱动的磁场发生器线圈G1、G2和G3产生的三个磁场来产生电信号。线圈G1、G2和G3结合到位于患者表面的垫117中。这些信号被传送到控制单元122，所述控制单元122分析这些信号以确定导管20的坐标。另选地，磁场传感器22中的线圈可被驱动以产生通过线圈28的磁场。
导管20还承载电极30、32和34，如图24所示，这些电极的信号被如图25所示的控制单元122中的阻抗测量电路123接收。控制单元122经由EP信号处理器112和体表ECG单元115通过导线连接到体表贴片。根据Govari等人的美国专利7,869,865所述的方法来测量表面贴片与电极30、32和34之间的阻抗，该专利的全部公开内容以引用方式并入本文。控制单元122驱动电流流过一个或多个电路，所述电路中的每一个电路包括导管电极、相应的体表电极和居间的身体组织。根据欧姆定律，每个电路中的电极和贴片之间的阻抗等于电极之间的电压除以流过电路的电流。在本发明的另选实施例中，可将电压施加在体表电极对之间，如Wittkampf的上述美国专利5,983,126所述。测量导管电极处的相应电压降以确定相对阻抗。
图26为根据本发明的一个实施例的在校准标测图的产生过程中定位在心脏38的腔室内的混合导管20的示意性图解。利用从磁场传感器22接收的信号来计算导管在多个位置处的方位和取向，并且具体地，基于磁坐标测量结果和电极相对于传感器22的已知位移来导出电极30、32和34在这些位置处的方位坐标。还对不同导管位置的电极30、32和34进行阻抗测量，并且使这些测量结果与通过磁方位测量确定的电极方位相关联。以此方式产生校准标测图。
图27为根据本发明的一个实施例的在校准标测图的产生期间或之后插入心脏38内的第二导管58的示意性图解。当导管58移动穿过心脏腔室时，使在导管上的电极60、62和64处获得的阻抗测量结果与先前记录在校准标测图上已知方位处的阻抗测量结果相关联。以此方式，可精确地确定导管58的坐标，尽管受检者身体的阻抗存在波动和非线性。
图23为根据本发明的一个实施例的示出利用组织阻抗来产生和应用校准标测图的方法的流程图。在初始步骤266中，将混合导管20插入心脏38的腔室中。在磁测量步骤268中，利用磁场传感器22来确定导管的方位坐标并且由此找到导管电极30、32和34的具体位置。然后在阻抗测量步骤270中获得这些导管电极处的阻抗测量结果。接下来，在关联步骤272中，使阻抗测量结果与在步骤268中确定的电极方位相关联。
在决定步骤274中，基于后续过程的需要作出是否已收集用于校准标测图的足够数据的决定。如果需要更多数据，则在定位步骤276处将混合导管移动到心脏腔室中的新方位，并且重复步骤268至274。在实施过程中，步骤268和270被连续地执行，使得当将导管逐渐地移动穿过待标测腔体的不同部分时也可按照连续的过程来执行步骤266至276。
一旦已收集足够的数据，就在标测步骤278中产生校准标测图。通常，校准标测图包括通过磁感测确定的坐标网格以及记录在网格中的每个点处的一组阻抗测量结果(相对于体表电极中的每一个或者相对于体表电极对)。另选地，可倒置栅格，使得标测图指示用于每组阻抗测量结果的实际的、校准的方位坐标。
在校准标测图完成之后，在插入步骤280中将第二导管58插入体腔中。第二导管58包括可用于测量阻抗的电极60、62和64，但其通常不含磁场传感器。在第二阻抗测量步骤282中，测量第二导管的电极与体表电极之间的阻抗。在方位感测步骤284中，通过将测得的阻抗与校准标测图比较来确定这些导管电极的方位坐标。基于电极方位，还可确定第二导管的其他元件的方位。可重复步骤282和284以连续地跟踪导管58，直至在完成步骤286中确定该过程已完成。
已参考本发明的当前优选实施例进行以上描述。本发明所属技术领域内的技术人员将会知道，在不有意脱离本发明的原则、实质和范围的前提下，可对所述结构作出改变和变型。本领域的普通技术人员应当理解，附图未必按比例绘制。另外，不同实施例的不同特征可按需或适当地组合。此外，本文所述的导管可被配置成施加各种能量形式，包括微波、激光、射频和/或冷冻剂。因此，上述描述不应视为仅与附图中所描述和示出的精密结构有关，而应视为符合以下具有最全面和合理范围的权利要求书，并作为权利要求书的支持。

Claims (20)

1.一种用于可视化由导管上的电极感测的电生理信息的方法，包括：
记录电极信号采集的时间；
标识具有信号采集的电极；
标定参考电极信号采集；
指定电极信号采集的每个记录时间相对于所述参考电极信号采集的相对时间；
使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生电极信号采集序列；以及
利用所述电极的图形图像产生视觉表示，其中各个电极被视觉地标记以表示所述电极信号采集序列。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述产生视觉表示包括以系列示出以表示所述电极信号采集序列的进度的多个图像。
3.根据权利要求2所述的方法，其中每个图像示出了被视觉地标记的不同的电极。
4.根据权利要求2所述的方法，其中每个图像示出了被视觉地标记的至少一个不同的电极。
5.根据权利要求1所述的方法，其中所述导管具有杆节段，每个杆节段在
相邻电极对之间延伸，所述方法还包括：
根据每个杆节段的相邻电极对的相对时间来指定每个杆节段的相对时间；以及
使每个杆节段的所述相对时间与其相邻电极对的所述相对时间相关联，
其中所述产生视觉表示包括提供每个杆节段的图形图像，并且根据所述序列视觉地标记各个杆节段。
6.根据权利要求1所述的方法，其中所述标识具有信号采集的所述电极包括标识所述电极的引线。
7.根据权利要求1所述的方法，其中有关电极的数据包括电极配置。
8.根据权利要求1所述的方法，还包括响应于用户选择的时间尺度调节所述视觉表示的时间尺度。
9.根据权利要求1所述的方法，其中所述产生所述电极采集序列的视觉表示包括一个或多个心搏周期的所述电极采集序列。
10.根据权利要求9所述的方法，其中所述产生视觉表示包括用户选择的心搏周期的所述电极采集序列。
11.一种用于可视化由具有多个电极的导管收集的电生理信息的方法，其中每个电极适于采集电信号，所述方法包括：
接收有关所述导管的电极配置的数据；
记录所述电极的电信号采集时间；
标定最早的所述电极信号采集作为参考；
指定每个记录时间相对于所述参考的相对时间；
根据有关电极配置的所述数据来标识具有电信号采集的所述电极；
使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生电极采集序列；以及
产生所述电极采集序列的视觉表示，所述视觉表示包括所述电极的图形图像，其中各个电极被视觉地标记以表示所述电极信号采集序列。
12.根据权利要求11所述的方法，其中所述导管包括杆节段，每个杆节段在相邻电极对之间延伸，所述方法还包括：
根据每个杆节段的相邻采集电极对的相对时间来指定每个杆节段的相对时间；以及
使每个杆节段的所述相对时间与其相邻采集电极对的所述相对时间相关联，
其中所述产生视觉表示包括提供每个杆节段的图形图像，并且根据所述序列视觉地标记各个杆节段。
13.根据权利要求11所述的方法，其中所述标识采集电信号的电极包括标识采集电信号的电极的引线。
14.根据权利要求11所述的方法，其中所述导管包括杆子节段，每个杆子节段在相邻电极对之间延伸，所述方法还包括：
根据每个杆子节段的相邻采集电极对的相对时间及其在所述相邻对之间的位置来指定每个杆子节段的相对时间；以及
使每个杆节段的所述相对时间与其相邻采集电极对的所述相对时间相关联，
其中所述产生视觉表示包括提供每个杆节段的图形图像，并且根据所述序列视觉地标记各个杆节段。
15.根据权利要求14所述的方法，其中所述指定每个杆子节段的相对时间包括指定加权的相对时间。
16.根据权利要求15所述的方法，其中所述加权的相对时间取决于所述相邻采集电极对之间的杆子节段的位置。
17.一种用于可视化由导管上的电极感测的电生理信息的方法，包括：
接收由所述电极采集的信号；
记录电极信号采集的时间；
标定参考电极信号采集；
指定电极信号采集的每个记录时间相对于所述参考电极信号采集的相对时间；
标识具有信号采集的所述电极；
使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生电极信号采集序列；以及
产生所述电极信号采集序列的视觉表示，其中所述视觉表示包括所述电极的图形图像，并且各个电极被视觉地标记以表示所述电极信号采集序列。
18.一种用于收集并且可视化电生理信息的系统，包括：
导管，所述导管具有适于采集信号的电极；
信号处理单元，所述信号处理单元被配置成接收多个电极的心内信号采集并且标识具有心内采集的所述电极；
计时器，所述计时器被配置成对所述心内信号采集计时并且对最早心内信号采集标识参考时间；
控制单元，所述控制单元被配置成指定所述心内信号采集相对于所述参考时间的相对时间并且使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生信号采集序列；以及
显示器，所述显示器被配置成在至少所述电极的图形图像中显示所述信号采集序列，其中各个电极被视觉地标记以表示所述电极信号采集序列。
19.一种可视化系统，包括：
信号处理单元，所述信号处理单元被配置成接收多个电极的心内信号采集，所述信号处理单元被配置成标识具有心内信号采集的所述电极；
计时器，所述计时器被配置成对所述心内信号采集计时并且标识最早心内信号采集；
控制单元，所述控制单元被配置成指定所述心内信号采集相对于所述最早心内信号采集的相对时间并且使指定的相对时间与标识的电极相关联以产生信号采集序列；以及
显示器，所述显示器被配置成在至少所述电极的图形图像系列中显示所述信号采集序列，
其中各个电极被视觉地标记在所述图形图像中以表示所述电极信号采集序列。
20.根据权利要求19所述的系统，其中所述电极之间的杆节段也被视觉地标记在所述图形图像中以表示所述电极信号采集序列。
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