CN107072566A - 用于映射心脏组织的医疗装置 - Google Patents

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普拉莫德辛格·H·塔库尔
艾伦·C·舒罗斯
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Abstract

公开了一种医疗装置和用于制造和使用医疗装置的方法。用于映射心脏的电活动的示例系统包括导管轴。导管轴包括多个电极，该多个电极包括第一电极和第二电极。该系统还包括处理器。处理器能够收集对应于第一电极的第一信号和对应于第二电极的第二信号。收集第一信号和第二信号在一段时间内发生。处理器还能够：生成对应于第一信号的第一时间‑频率分布；识别在第一主频率和第一时间点处发生的第一主频率值；生成对应于第二信号的第二时间‑频率分布；识别在第二主频率和第二时间点处发生的第二主频率值；并且确定吸引点。

Description

用于映射心脏组织的医疗装置
相关申请的交叉引用
本申请要求2014年10月3日提交的临时申请No.62/059,587的优先权，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本公开涉及医疗装置和用于制造医疗装置的方法。更具体地，本公开涉及用于映射和/或消融心脏组织的医疗装置和方法。
背景技术
已经开发了多种体内医疗装置以供医学使用，例如血管内使用。这些装置中的一些包括导丝和导管等。这些装置由多种不同制造方法中的任何一种来制造，并且可以根据多种方法中的任何一种来使用。在已知的医疗装置和方法中，每种具有某些优点和缺点。持续需要提供替代医疗装置以及用于制造和使用医疗装置的替代方法。
发明内容
本公开提供了用于医疗装置的设计、材料、制造方法和使用替代方案。用于映射心脏的电活动的示例系统包括导管轴。导管轴包括多个电极。多个电极包括第一电极和第二电极。该系统还包括处理器。处理器能够收集对应于第一电极的第一信号和对应于第二电极的第二信号。此外，收集第一信号和第二信号在一段时间内发生。处理器还能够：生成对应于第一信号的第一时间-频率分布；识别在第一主频率和第一时间点处发生的第一主频率值；生成对应于第二信号的第二时间-频率分布；识别在第二主频率和第二时间点处发生的第二主频率值；并且确定吸引点。当第一主频率值基本上与第二主频率值有关时，定义吸引点。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，生成第一频率分布和第二频率分布利用至少一个傅里叶变换、短时傅立叶变换或小波变换。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，生成第一时间-频率分布和/或第二时间-频率分布包括生成第一信号和/或第二信号的频谱图。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，第一主频率值或第二主频率值基本上等于最大频率值、啁啾、持续最大频率值、局部最大频率和/或主频率特性。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，系统能够确定主频率阈值，并且最大频率和/或局部最大频率大于或基本上等于主频率阈值。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，处理器被配置为确定主频率阈值，其中最大频率值和/或局部最大频率值大于或基本上等于主频率阈值。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，第一主频率基本上等于第二主频率，并且第一时间点基本上等于第二时间点。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，识别时间间隔，并且该时间间隔包括第一时间点和第二时间点，并且第一主频率值在时间间隔上基本上与第二主频率值有关。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，处理器被配置为识别时间间隔，其中该时间间隔包括第一时间点和第二时间点，并且其中第一主频率值在时间间隔内基本上与第二主频率值有关。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，系统能够在一段时间内收集来自第三电极的信号，并且处理器生成第三主频率值，并且在第一主频率值、第二主频率值和第三主频率值基本上彼此相关时定义吸引点。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，该系统包括在一段时间内收集来自第三电极的信号，并且处理器生成第三主频率值，并且处理器被配置为在第一主频率值、第二主频率值和第三主频率值基本上彼此相关时定义吸引点。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，系统能够识别频率间隔，并且频率间隔包括第一主频率值和第二主频率值，并且第一主频率值在频率间隔内基本上与第二主频率值有关。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，处理器被配置为识别频率间隔，其中频率间隔包括第一主频率值和第二主频率值，并且其中第一主频率值在频率间隔上基本上与第二主频率值有关。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，处理器能够在一段时间内收集来自第三电极的信号，并且处理器生成第三主频率值，并且频率间隔包括第一主频率值、第二主频率值和第三主频率值，并且第一主频率值、第二主频率值和第三主频率值在频率间隔内基本上彼此相关。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，处理器能够生成视觉显示，并且视觉显示包括显示至少一个视觉指示符，并且视觉指示对应于第一主频率值和/或第二主频率值。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，生成视觉显示包括显示对应于第一主频率和/或第二主频率的至少一个正弦曲线。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，视觉显示包括显示相位映射图。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，视觉显示包括对应于第一主频率或第二主频率的影视，并且第一主频率或第二主频率可以在多个心跳上和心脏区域上改变。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，视觉指示符是颜色、纹理或两者。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，视觉显示包括被显示在解剖室上的影视。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，生成视觉显示包括显示对应于第一主频率和/或第二主频率的至少一个正弦曲线，显示相位映射图和/或视觉指示符是颜色、纹理或两者。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，第一信号、第二信号或两个信号包括对应于解剖区域的多个最频值。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，处理器能够将多个最频值解构成不同的电样式(pattern)，使得裁制的治疗可以被指引至解剖特征。
用于映射心脏的电活动的另一示例系统包括导管轴、被耦接到导管轴的多个电极和被耦接到导管轴的处理器。处理器能够：感测对应于多个电极的多个信号；针对多个信号中的每个生成时间-频率分布；利用共同主频率特性来识别所述多个电极中的一个或多个的共同主频率；并且
创建对应于共同主频率的视觉显示。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，主频率特性包括最大频率值、啁啾、持续最大频率值或局部最大频率。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，共同主频率发生在对于多个电极中的一个或多个电极而言共同的共同主时间点处，并且识别共同主频率包括确定吸引点。此外，当共同主频率特性、共同主频率和共同主频率时间点基本上相等时，定义吸引点。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，创建视觉显示包括创建相位映射图。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，视觉显示包括被显示在解剖室上的影视。
作为上述示例中的任一个的替代或者除了其之外，相位映射图显示对应于多个信号或一个或多个正弦曲线，或其导数。
用于映射心脏的电活动的示例性方法包括收集对应于第一电极的第一信号和对应于第二电极的第二信号。此外，收集第一信号和第二信号在一段时间内发生，并且第一信号和第二信号使用具有多个电极的导管来收集。该方法还包括：生成对应于第一信号的第一时间-频率分布；识别在第一主频率和第一时间点处发生的第一主频率值；生成对应于第二信号的第二时间-频率分布；第二主频率值在第二主频率和第二时间点处发生；并且确定吸引点。当第一主频率值基本上与第二主频率值有关时，定义吸引点。
一些实施例的上述概要并不意图描述本公开的每个公开实施例或每个实施方式。随后的附图和具体实施方式更具体地举例说明了这些实施例。
尽管公开了多个实施例，但是从下面的详细描述，本发明的其它实施例对于本领域技术人员将变得显而易见，其中该详细描述示出并描述了本发明的说明性实施例。因此，附图和详细描述被认为本质上是说明性的而不是限制性的。
附图说明
结合附图来考虑以下详细描述可以更全面地理解本公开，在所述附图中：
图1是用于出于诊断和治疗目的访问身体内的目标组织区域的示例性导管系统的示意图；
图2是具有篮状功能元件承载结构以便与图1的系统相关联地使用的示例性映射导管的示意图；
图3是包括多个映射电极的示例性功能元件的示意图；
图4是时域中的示例性电描记图信号和频域中的对应频率表示的图示；
图5是针对单个电极的示例性时间-频率表示的图示；
图6是针对单个电极的示例性二维时间-频率表示的图示；
图7是针对两个电极的示例性二维时间-频率表示的图示；
图8是包括单幅度峰值的示例性时间-频率表示的图示；
图9是包括双幅度峰值的示例性时间-频率表示的图示；
图10是包括双幅度峰值的示例性频谱的图示；
图11是包括具有不同幅度值的双幅度峰值的示例性频谱的图示。
虽然本公开适于多种修改和替代形式，但是已经在附图中借由示例示出了其具体细节，并将进行详细描述。然而，应理解的是并不意图使本发明局限于所描述的特定实施例。相反地，意在涵盖落入本公开的精神和范围内的所有修改、等价物以及替代。
具体实施方式
针对以下定义的术语，应当应用这些定义，除非在权利要求中或者在本说明书中的别处给出了不同定义。
所有数值在本文中被假设为由术语“大约”修饰，无论是否明确地指出。术语“大约”一般地指的是本领域的技术人员之一将认为等价于叙述值(例如，具有相同的功能或结果)的数的范围。在许多情况下，术语“大约”可包括被四舍五入到最近有效数字的数。
由端点进行的数值范围的叙述包括该范围内的所有数(例如，1至5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4以及5)。
如在本说明书和所附权利要求中使用的单数形式“一”、“一个”和“该”包括复数指示物，除非内容另外清楚地规定。如在本说明书和所附权利要求中使用的术语“或”一般地在其包括“和/或”的意义上被采用，除非内容另外清楚地规定。
应注意的是在本说明书中对“示例”、“某些示例”、“其它示例”等的提及指示所述示例可包括一个或多个特定特征、结构和/或特性。然而，此类叙述不一定意味着所有示例都包括该特定特征、结构和/或特性。另外，当结合一个示例来描述特定特征、结构和/或特性时，应理解的是此类特征、结构和/或特性也可结合其它示例来使用，无论是否明确地描述，除非清楚地相反说明。并且，当结合一个示例来描述特定特征、结构和/或特性时，隐含的是其它示例可以所有组合方式包括少于全部的公开特征、结构和/或特性。
应参考其中将不同图中的类似元件相同地编号的各图来阅读以下描述。不一定按比例的附图描绘说明性实施例，并且并不意图限制本公开的范围。
映射心律紊乱的电生理现象常常涉及到向心室中引入篮状导管(例如，BostonScientific Constellation导管)或具有多个传感器的其它映射/传感装置。例如电极之类的传感器检测传感器位置处的诸如心脏电活动的生理信号。可以期望的是使检测到的心脏电活动经处理成电描记图信号，该电描记图信号准确地表示相对于传感器位置的通过心脏组织的细胞激励。处理系统然后可分析并向显示装置输出信号。此外，处理系统可将信号作为经处理的输出，诸如静态或动态激活图。诸如医生之类的用户可使用该经处理的输出来执行诊断程序。
图1是用于出于诊断和/或治疗目的来访问身体内的目标组织区域的系统10的示意图。图1一般地示出了部署在心脏的左心房中的系统10。可替代地，可以将系统10部署在心脏的其它区域中，诸如左心室、右心房或右心室。虽然所示实施例示出了系统10被用于消融心肌组织，但系统10(和本文所述的方法)可以可替代地被配置为供在其它组织消融应用中使用，诸如用于消融身体的前列腺、大脑、胆囊、子宫、神经、血管及其它区域中的组织的程序，包括在不一定基于导管的系统中。
系统10包括映射导管或探针14以及消融导管或探针16。每个探针14/16可被使用适当的经皮访问技术通过静脉或动脉(例如，股静脉或动脉)而单独地引入到选定心脏区域12中。可替代地，可以将映射探针14和消融探针16组装在集成式结构中以实现在心脏区域12中的同时引入和部署。
映射探针14可包括柔性导管本体18。导管本体18的远端承载三维多电极结构20。在所示实施例中，结构20采取限定开口内部空间22的篮状的形式(参见图2)，尽管可以使用其它多电极结构。结构20承载多个映射电极24(在图1上未明确地示出，但在图2上示出)，每个在结构20和传导构件上具有电极位置。每个电极24可被配置为感测或检测邻近于每个电极24的解剖区域中的固有生理活动，例如被表示为电信号。
另外，电极24可被配置为检测解剖结构内的固有生理活动的激活信号。例如，固有心脏电活动可包括在激活事件开始时具有活动的相对大的尖峰的电活动的重复或半重复波。电极24可感测此类激活事件和此类激活事件发生的时间。一般地，电极24可随着电活动波传播通过心脏而在不同的时间感测激活事件。例如，电波可在第一组电极24附近开始，该第一组电极24可相对同时地或者在相对小的时间窗内感测激活事件。随着电波传播通过心脏，第二组电极24可在比第一组电极24晚的时间感测电波的激活事件。
电极24被电耦接到处理系统32。信号线(未示出)可被电耦接到结构20上的每个电极24。该信号线可延伸通过探针14的本体18，并且将每个电极24电耦接到处理系统32的输入端。电极24感测邻近于其在心脏内的身体位置的解剖区域(例如，心肌组织)中的心脏电活动。感测到的心脏电活动(例如，由心脏产生的电信号，其可包括激活信号)可经处理系统32处理以通过生成经处理的输出、例如解剖映射图(例如，矢量场映射图、激活时间映射图)或Hilbert变换图识别心脏内的适合于诊断和/或治疗程序(诸如消融程序)的一个或多个地点(site)来帮助用户(例如医生)。例如，处理系统32可识别近场信号分量(例如，源自于邻近于映射电极24的细胞组织的激活信号)或相消远场信号分量(例如，源自于非相邻组织的激活信号)。在其中结构20被布置在心脏的心房中的此类示例中，如在图1中，近场信号分量可包括源自于心房心肌组织的激活信号，而远场信号分量可包括源自于心室心肌组织的激活信号。近场激活信号分量可被进一步分析以找到病理的存在并确定适合于针对该病理的治疗(例如，消融疗法)的消融的位置。
处理系统32可包括用于接收和/或处理获取的生理活动的专用电路(例如，离散逻辑元件和一个或多个微控制器；专用集成电路(ASIC)；或者特殊配置可编程装置，诸如可编程逻辑器件(PLD)或现场可编程门阵列(FPGA))。在某些示例中，处理系统32包括执行用以接收、分析和显示与接收到的生理活动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，其可被优化以便处理激活信号)。在此类示例中，处理系统32可以包括程序指令，其在被执行时执行信号处理的一部分。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、微代码或应用代码。上述实施方式仅仅是示例性的，并且读者将认识到处理系统32可以采取用于接收电信号和处理接收到的电信号的任何适当形式。
另外，处理系统32可被配置为测量邻近于电极24的心肌组织中的感测到的心脏电活动。例如，处理系统32可被配置为检测与被映射的解剖特征中的支配转子或发散的激活样式相关联的心脏电活动。支配转子和/或发散的激活样式在心房纤维性颤动的开始以及保持中起到了作用，并且转子路径、转子芯和/或发散的焦点的消融在终止心房纤维性颤动中可以是有效的。处理系统32处理感测到的心脏电活动以生成相关特性的显示。这样的经处理的输出可以包括等时线图、激活时间映射图、相位映射图、作用电位持续时间(APD)映射图、Hilbert变换图、矢量场映射图、等值线图(contour map)、可靠性映射图、电描记图和心脏作用电位等。相关特性可帮助用户识别适合于消融治疗的地点。
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。一个或多个消融电极36被电连接到射频(RF)发生器37，其被配置为向一个或多个消融电极36递送消融能量。消融探针16相对于要处理的解剖特征以及结构20而言可以是可移动的。消融探针16可以随着一个或多个消融电极36相对于要治疗的组织被定位而可位于结构20的电极24之间或邻近于电极24。
处理系统32可向适当的装置输出数据，例如显示装置40，其可为用户显示相关信息。在某些示例中，装置40是CRT、LED或其它类型的显示器或打印机。装置40以对用户有用的格式呈现相关特性。另外，处理系统32可生成位置识别输出以便在装置40上显示，其帮助用户引导一个或多个消融电极36与被识别用于消融的地点处的组织接触。
图2图示出映射导管14，并且示出了适合于在图1中示出的系统中使用的远端处的电极24。映射导管14可包括柔性导管本体18，其远端可承载具有映射电极或传感器24的三维多电极结构20。映射电极24可感测心肌组织中的心脏电活动，包括激活信号。感测到的心脏电活动可经处理系统32处理以帮助用户经由生成的并显示的相关特性来识别具有心律失常或其它心肌病理的一个或多个地点。此信息然后可以用来确定用于向已识别地点施加适当治疗(诸如消融)的适当位置，并将一个或多个消融电极36导航至已识别地点。
示出的三维多电极结构20包括基部构件41和端帽42，在其之间，柔性样条44大体上以周向间隔开的关系延伸。如在本文中讨论的，结构20可采取限定开口内部空间22的篮状的形式。在某些示例中，样条44由弹性惰性材料制成，诸如Nitinol、其它金属、硅橡胶或适当的聚合物等，并且以弹性、预张状态连接在基部构件41与端帽42之间，以弯曲并符合于其接触的组织表面。在图2中示出的示例中，八个样条44形成三维多电极结构20。在其它示例中可以使用额外或更少的样条44。如所示，每个样条44承载八个映射电极24。在三维多电极结构20的其它示例中，可以在每个样条44上布置额外或更少的映射电极24。在图2中示出的示例中，结构20是相对小的(例如，在直径上为40mm或更小)。在可替代的示例中，结构20甚至更小或更大(例如，在直径上为小于或大于40mm)。
可滑动护套50沿着导管本体18的主轴可以是可移动的。相对于导管本体18向远侧移动护套50可促使护套50在结构20上移动，从而将结构20折叠成适合于引入到解剖结构(诸如心脏)的内部空间中和/或从其去除的紧凑式低姿态状态。相反地，相对于导管本体向近侧移动护套50可使结构20暴露，以允许结构20弹性地扩展并采取图2中示出的预张位置。
信号线(未示出)可被电耦接到每个映射电极24。信号线可通过映射导管20的本体18(或者另外通过和/或沿着本体18)延伸到手柄54中，在那里其被耦接到外部连接件56，该外部连接件56可以是多引脚连接件。连接件56将映射电极24电耦接到处理系统32。应理解的是这些描述仅仅是示例。在美国专利号6,070,094、6,233,491以及6,735,465中可以找到关于用于处理由映射导管生成的处理信号的这些及其它示例性映射系统和方法的某些额外细节，该专利的公开被通过引用明确地结合到本文中。
为了举例说明图10的操作，图3是包括多个映射电极24的篮状结构20的示例的示意性侧视图。在示出的示例中，篮状结构包括64个映射电极24。映射电极24以八个电极的群组(标记为1、2、3、4、5、6、7以及8)被布置在八个样条(标记为A、B、C、D、E、F、G以及H)中的每一个上。虽然六十四个映射电极24的布置被示为布置在篮状结构20上，但映射电极24可替代地以不同的数目(更多或更少的样条和/或电极)、在不同的结构上和/或在不同的位置上布置。另外，可以在相同或不同的解剖结构中部署多个篮状结构以同时地从不同的解剖结构获得信号。
在篮状结构20邻近于要治疗的解剖结构(例如心脏的左心房、左心室、右心房或右心室)定位之后，处理系统32可以被配置为从每个电极24通道记录心脏电活动。此外，记录的心脏电活动可以与相邻解剖结构的生理活动有关。例如，由电极24感测到的心脏电活动可包括激活信号，其可指示生理活动的开始(例如心脏的收缩)。此外，可响应于固有生理活动(例如固有地生成的电信号)或者基于所述多个电极24中的至少一个建立的预定起搏协议(例如由起搏装置递送的递送电信号)来感测对应于生理活动的心脏电活动。
应当注意，虽然本文的许多讨论涉及系统10在心脏内的使用，但是在一些情况下，除了计算出的、模拟的和/或理论计算之外，系统10还可以被用于身体的其他区域中。例如，实施例可以被应用于神经活动、心内膜和/或心外膜活动、单极测量、双极测量、单极和双极测量等。换句话说，公开的实施例和/或技术可以被应用于实际或计算出的任何电测量和/或任何电活动。
电极沿着群集导管或其它映射/传感装置的布置、尺寸、间距和位置与目标解剖结构的特定几何结构组合可有助于电极24能够(或不能)感测、测量、收集并发送细胞组织的电活动。如所述，由于映射导管、群集导管或其它类似传感装置的样条44是可弯曲的，所以其可以以多种形状和/或构造符合于特定的解剖区域。此外，在解剖区域中的任何给定位置处，结构20可被操纵，使得一个或多个样条44可不接触相邻细胞组织。例如，样条44可相互扭绞、弯曲或堆叠，从而将样条44与附近的细胞组织分离。另外，由于电极24被布置在样条44中的一个或多个上，所以其也可不保持与相邻细胞组织的接触。未保持与细胞组织的接触的电极24可能不能感测、检测、测量、收集和/或发送电活动信息。此外，由于电极24可能不能感测、检测、测量、收集和/或发送电活动信息，所以处理系统32可能不能准确地显示诊断信息和/或经处理的输出。例如，某些所需信息可能遗漏和/或被不准确地显示。
除上文所述的之外，电极24可能由于其它原因而未与相邻细胞组织接触。例如，映射导管14的操纵可导致电极24的移动，从而产生不良的电极与组织接触。此外，电极24可邻近于纤维、坏死或功能麻木组织而定位。邻近于纤维性、坏死或功能上麻木组织而定位的电极24可能不能感测电位的变化，这是因为纤维性、坏死或功能上麻木组织可能不能对电位的改变进行去极化和/或响应。最后，远程心室事件和电线噪声可使组织活动的测量结果失真。
然而，接触健康的响应性细胞组织的电极24可以感测传播的细胞激活波前的电压电位的改变。可以感测、收集和显示细胞组织的电压电位的改变作为电描记图。电描记图可以是细胞组织的电势随时间改变的视觉表示。另外，可以期望将电描记图的特定特性定义为电信号的“基准(fiducial)”点。出于本公开的目的，基准点可以被理解为电描记图的以下特性，其可以被用作细胞激活的识别特征。基准点可以对应于电信号的峰值幅度、斜率改变和/或偏转。可以设想的是，基准点可以包括被用于生成诊断和/或经处理的输出的电描记图或其他信号的其它特性。此外，可以由临床医生手动识别和/或由处理系统32自动识别基准点。
表示电压电位随时间改变的电描记图可以被定义为视觉地显示“时域”中的电信号。然而，通常理解的是，任何电信号在“频域”中具有推论表示。根据需要，可以利用变换(例如，傅立叶、快速傅立叶、小波、Wigner-Ville)来在时域和频域之间变换信号。电信号在分析域中也具有推理表示，其可以通过诸如Hilbert变换之类的变换来获得。
此外，在正常机能的心脏中，心肌细胞的放电可以以系统化的线性方式发生。因此，细胞激励波前的非线性传播的检测可以以异常方式指示细胞启动。例如，旋转样式中的细胞启动可指示出支配转子和/或发散的激活样式的存在。此外，由于异常细胞启动的存在可在局部化的目标组织区域上发生，所以可能的是电活动当在有病或异常细胞组织周围、内部、之间或附近传播时可改变形式、强度或方向。有病或异常组织的这些局部化区域的识别可为用户提供对其执行治疗和/或诊断程序的位置。例如，包括折返或转子电流的区域的识别可指示出有病或异常细胞组织的区域。可将该有病或异常细胞组织确定为用于消融程序的目标。可使用诸如上面描述的那些的各种经处理的输出来识别圆形、粘着、转子或其它异常细胞激励波前传播的区域。
在至少一些实施例中，生成经处理的输出的过程可以通过从结构20上的六十四个电极24中的一个或多个收集信号(例如，对应于第一电极的第一信号和对应于第二电极的第二信号)开始。如上所述，可以在时域中收集和显示感测到的信号。然而，在至少一个实施例中，在时域中显示的信号可以被变换到频域中以进一步生成经处理的输出。如上所述，诸如傅立叶变换、快速傅里叶变换或产生信号的频率和功率信息的任何其它变换之类的变换可以被用于在时域和频域之间变换信号。图4示出了时域60中的示例性电描记图信号及其在频域62中的对应频率表示。
另外，在一些情况下，可以期望在时间间隔上分析频率表示。例如，可以期望将收集到的信号数据分析为时间-频率表示。在一些情况下，时间-频率表示可以被称为频谱图(spectrogram)。出于本公开的目的，术语时间-频率表示和频谱图可互换使用。
频谱图可以表示对应于细胞组织响应的频率随着时间(或另一变量)变化的幅度。在一些情况下，可以利用诸如傅里叶变换、短时傅立叶变换、小波变换或产生信号的频率和功率信息的任何其它变换之类的变换来生成频谱图。图5示出了示例性频谱图58的三维视觉表示。频谱图58可以对应于多个电极结构20上的示例性电极24。应当理解，尽管频谱图58在图5中被视觉地显示，但是在没有实际地创建频谱图的视觉显示的情况下，处理系统32可以生成重建频谱图所需的数据。此外，处理系统32可以独立于视觉地显示频谱图来利用收集到的数据。
如图5中示出的，频谱图可以显示在频率范围62上的幅度变化的频谱60。实际上，频率范围62可以对应于被包括在原始的、收集到的电信号中的频率和/或由用户选出的频率范围。另外，处理系统32可以从结构20上的64个电极24收集到的一个或多个信号中选择利用数据的频率范围。例如，3-7Hz的频率范围(经验地)被示出为发生异常心脏电活动的频率范围。例如，心房颤动可主要在3-7Hz的频率范围内发生。可以设想的是，其他异常心房事件也可以在该频率范围内发生。然而，应当理解，异常心脏活动可能在除3-7Hz之外的频率范围内发生。
另外，应当理解，选出的和/或经过滤的频率范围可以大于或小于3-7Hz(例如，每个限制可以被修改±2-10Hz)。选择或忽略特定频率范围内的数据(例如，根据针对特定应用所期的范围)可以改进本文公开的实施例的技术和/或经处理的输出。例如，频率范围可以是更窄的范围(例如，3-7Hz、2-10Hz、5-20Hz)，或者可以是更大的范围(例如，0-60Hz、5-100Hz、0-200Hz)。
如图5中示出的，频谱60可以对应于其内感测和收集原始电信号的时间间隔的一部分。此外，频谱可以在该时间间隔内改变。例如，第二频谱64可以在第二时间间隔(与对应于频谱62的时间间隔相比而言)处发生。如示出的，频谱64可以不同于频谱60。频谱64和频谱60之间的差可以是由于频谱幅度相关于频率值随时间的改变而造成。此外，频谱幅度相关于频率值随时间的改变可对应于原始感测到的和收集到的电信号潜在下的改变的细胞组织响应。
除了在图5中被显示之外，在图6中示出了二维频谱图66。如图6中示出的，频谱图66可以传达与频谱图58相同的信息。然而，该信息可以以不同的格式来呈现。例如，在图6中，时间间隔可以被显示在Y轴上，而频率范围可以被显示在X轴上。此外，可以视觉地传达每个频率的幅度值。例如，可以通过色谱来传达幅度值。换句话说，颜色范围可以指示出给定频率的相对幅度。这里公开的示例仅仅是说明性的，可以设想用于显示频谱图(包括随时间的频率变化)和/或给定频率的幅度的其他方法。例如，幅度值可以由纹理来指示出。
在一些情况下，由电极24感测到和收集到的电信号可以在给定时间间隔内展示出相同或非常相似的频率特性。例如，由电极24感测到和收集到的电信号可以在给定时间间隔内在给定频率处展示出相同或相似的幅度。换句话说，给定电极可以感测和收集在时间间隔内在给定频率处展示出一致幅度的电信号。此外，可以在频谱图上显示、重现和/或识别出类似的频率特性。例如，频谱图可以传达在时间间隔内在给定频率处一致的幅度值。
图6示出了显示时间间隔的示例性频谱图66，其中幅度值在给定频率和/或频率范围处一致。例如，在给定频率处和时间间隔内幅度值一致的频率由粗体圆圈68来标识。在该示例中，粗体圆圈68示出了在给定的时间间隔内在相同的频率处基本上彼此相等的幅度值(由一致的交叉影线指示出)。从图6中可以看出，在该处幅度值基本上相等的示例频率(由粗体圆68指示出)大约为4.7Hz。此外，幅度值在大约45ms至67.5ms的时间间隔内发生。可以设想在一些情况下，幅度值可能跨给定频率或时间间隔不一致。
如上所述，幅度值可以在单个频率处或跨频率范围保持一致。如图6中示出的，频率幅度在大约4至5Hz的频率范围内保持一致。在一些情况下，在该处幅度值保持基本一致的单个频率可以被称为“主频率”。类似地，在该处幅度值保持基本一致的频带可以被称为“主频带”。例如，在图6中，4.5Hz可被认为是主频率。类似地，4-5Hz可以被认为是主频带。应当理解，在给定的频谱图中可以呈现多于一个的主频率和/或主频带。
此外，应当理解，上面描述的实施例可适用于多个电极结构20上的一个或多个电极24。例如，在一些情况下，可以期望针对多个电极结构20上的一个或多个电极24生成频谱图。此外，可以期望对由针对多个电极结构20上的一个或多个电极24生成的频谱图所提供的信息进行比较。例如，可以期望比较和/或关联幅度、主频率、主频带、和/或在该幅度、主频率、主频带跨多个电极结构20上的一个或多个电极24发生所在的时间点或时间间隔。
在一些实施例中，可以期望将单个电极24的唯一频谱图“特性(characteristic)”与多个电极结构20上的剩余电极24的频谱图进行识别和比较和/或关联。在一些情况下，唯一频谱图特性可以被称为“最频值(mode)”。可以设想的是多种特性/最频值可以被用于比较多个电极结构20上的电极24的频谱图。例如，特定特性/最频值可以是具有最大幅度的频率值(这里被称为“最大频率值”)、啁啾、具有最大幅度的持续频率值(这里被称为“持续最大频率值”)、具有最大幅度的局部频率值(这里被称为“局部最大频率值”)和/或其它主频率特性。这些只是示例。可以设想其它特性/最频值。在一些情况下，最频值可以被称为“主特性”。主特性可以发生在被称为“主频率”的频率处以及被称为“主时间点”的时间点处。在一些实例中，在被称为“主频率”的频率以及被称为“主时间点”的时间点处发生的主特性的值(例如，功率、幅度)可以被称为“主频率值”和/或“主频率值表示”。此外，在一些情况下，该最频值可以被称为“主频率值”。另外，可以设想的是其他用户定义的主频率值可以被定义为最频值。在一些情况下，针对单个电极的单个频谱图可以展示出由处理系统32识别出的一个或多个最频值。
在一些情况下，处理系统32可以对展示出特定特性的电极进行分组。此外，处理系统32可以仅当共同特性在基本上相同的频率处和基本上相同的时间点和/或时间间隔处发生时才选择性地将展示出特定特性的电极分组。换句话说，当个别电极的特定特性基本上彼此相关时，处理系统32可以选择性地将展示出特定特性的电极分组。例如，在一些情况下，被用于对电极进行分组的特性可以是在特定频率处发生的最大幅度。最大幅度在特定频率处发生。在该特定频率处发生的最大幅度可以在单个时间点处发生或者可以在时间间隔内发生。如上所述，被用于将电极分组的特性可以是具有最大幅度的频率值(这里被称为“最大频率值”)、啁啾、具有最大幅度的持续频率值(这里被称为“持续最大频率值”)、具有最大幅度的局部频率值(这里被称为“局部最大频率值”)和/或在针对任何电极24的给定频谱图上呈现的其它主频率特性。
在一些情况下，处理系统32可选择性地将展示出在共同频率和共同时间点或时间间隔处发生的特定共同特性的电极进行分组。换句话说，处理系统32可以首先针对特定频率特性(例如，具有最大幅度的持续频率值等)分析给定电极的频谱图。一旦处理系统32识别出频率特性，处理系统32就可以确定频率特性发生所处的时间点和频率。在确定出频率特性、该特性发生所处的频率和该特性发生所处的时间点之后，处理系统32可以分析剩余电极24的频谱图以搜索与初始电极的共同特性、共同频率和共同时间点的匹配。然后可以将具有展示出共同特性、频率和时间点的频谱图的电极分组在一起。共同特性、频率和时间点可以被称为“吸引点(attraction point)”。另外，具有展示出的特性、频率和时间点的频谱图的电极的群组可以被称为“吸引点”。
此外，应当理解，来自给定电极的单个频谱图可以在频谱图的时间间隔内展示出一个或多个特性和/或主频率值。换句话说，不同类型的可识别特性(例如，针对任何电极24在给定频谱图上呈现的最大频率值、啁啾、持续最大频率值、局部最大频率值和/或其它主频率特性)可以在不同频率处和在不同的时间点处发生。处理系统32可以分析、比较、关联、匹配和/或分组所有电极24中的一个或多个电极当中的一个或多个特性。此外，匹配特性可以导致一个或多个不同的吸引点和得到的最频值。在一些情况下，最频值可以定义电激活样式。此外，在一些情况下，电激活样式的一个或多个最频值可以由一个或多个吸引点来定义和/或包括一个或多个吸引点。另外，电激活样式的最频值可以对应于一个或多个解剖特征。
图7示出了显示针对两个示例性电极的最大幅度值72、74的示例性频谱图70。出于说明的目的，应当理解，针对每个电极在频谱图70上识别出的特性是最大幅度。然而，该特性可以是针对任何电极24在给定频谱图上呈现的最大频率值、啁啾、持续最大频率值、局部最大频率值和/或其它主频率特性。
如图7中示出的，最大幅度值72、74(以及它们发生的频率和时间点)由示出的左右对角交叉阴影线识别出。此外，粗体圆圈78示出了两个电极的最大幅度值72、74基本上匹配(如由公共交叉阴影线指示出的)的频率和时间间隔。换句话说，粗体圆圈78示出了展示出最大幅度值72、74的个别电极在共同时间点上在共同频率处共享共同幅度。如上所述，该特定组合可以被称为吸引点。此外，展示出最大幅度值72、74的电极可在该特定时间间隔内维持相同的最频值。应当理解，在实践中，展示出特定最频值的电极通常可以在多个电极结构20上空间相关。因此，在一些情况下，特定电极最频值的识别可以提供用于靶向治疗的应用的特定空间位置。最频值和对应的位置信息还可以通知应用最佳治疗或消除对于给定情况可能无效的治疗替代方案。治疗可以包括消融治疗、药物治疗或刺激治疗等。
应当理解，虽然上述一些实施例可以确定吸引点，这是因为它们涉及在共同时间间隔内在共同频率处发生的共同特性，但是其他实施例可以设想的是，吸引点可以被定义为在单个频率处和单个时间点处发生。
此外，通过其来定义频率特性的方法可以根据多个不同因素而变化。例如，特定频率特性可以包括必须满足的阈值，以便当在电极24的频谱图中搜索吸引点时，处理系统32使用该特定特性。在包括与频谱幅度相关联的频率特性一些实施例中，阈值可以是最小期望幅度值，由此当幅度值等于或实质超过阈值时满足该特性。
如上所述，当在特定频率和时间点处发生的特定特性或最频值在频谱图群组中被共同共享时，可定义吸引点。另外，吸引点还可以不仅在特性在单个频率或时间点处发生时而且在特定特性在频率范围或时间间隔上发生时被限定。例如，在一些情况下，处理系统32可以识别出两个示例性电极之间的吸引点，尽管在共同特性发生所处的频率在两个电极之间变化的事实下。类似地，在一些情况下，处理系统32可以定义两个示例性电极之间的吸引点，尽管在共同特性发生所处的时间点在两个电极之间变化的事实下。另外，在一些情况下，处理系统32可以定义两个示例性电极之间的吸引点，尽管在共同特性发生所处的频率和时间点在两个电极之间变化的事实下。
在一些情况下，这里描述的实施例可以包括被预编程以实现、利用和/或处理步骤、方法、计算和/或算法的处理系统32。然而，应当理解，任何给定的特性、值、阈值等可以是用户定义的。换句话说，处理系统可以被配置为允许与特定特性和/或输入变量有关的来自用户(例如，临床医生)的输入。允许用户定义的输入可以允许用户“定制”特定算法或系统输出。
如上面描述的，处理系统32可以寻找、靶向和/或选择一个或多个具体限定的频谱图特性。应当理解，给定的频谱图可以包括一个或多个最频值。例如，图8示出了针对单个电极24的示例频谱图76。此外，图8示出了在频率F1处和时间点T1处发生的峰值幅度78(对应于示例性幅度值A1)。在该图示中，处理系统可以寻找、靶向和/或选择峰值幅度78作为去比较和确定剩余电极24中的吸引点的特性。可替代地，可以比较来自多个电极的频谱以强调它们之间共同的特性特征。在一些情况下，电极群组可以与特定解剖特征(例如，心室中的位置)直接相关。因此，识别与特定电极群组相关联的共同频谱特性可以允许对应的解剖特征的识别。
在一些情况下，频谱图特性的多个集合可以涉及不同和/或重叠的电极群组(并且因此，不同的和/或重叠的解剖特征)。这些电极群组和对应的解剖特征可以由在相同时间段内发生的多个最频值来限定。多个最频值可以随时间推移而彼此独立或彼此依赖(例如，彼此影响)。可以从局部电极群组、全局地在所有电极上、从个别电极和/或从电极的任何组合来评估个别最频值和/或多个相关最频值之间的关系的识别，这是因为最频值被识别并且与不同的电极子群组相关联。
此外，给定最频值可以被“解构”以识别在特定时间时期内有助于特定病理的潜在电活动。例如，特定的频谱图可以在频率和时间上展示出相对复杂的频谱样式(例如频谱图特性、最频值等)。通过解构过程，可以从复杂样式中移除一个或多个最频值。这可以允许先前不可识别的特定样式的识别，其可以与特定病理相关，并且因此可以相应地被治疗。换句话说，可以应用将特定最频值与特定电样式相关的处理技术。例如，处理技术可以能够确定特定最频值与转子、异位电活动等相关，随时间推移具有不同的相对功率。然后，这些样式可被解构成随时间推移的多个最频值，并由特定治疗进行靶向。
在一些情况下，特定类型的观察到的病理(例如心律失常)可以是主最频值和亚主最频值之间的协作的结果。理解多个最频值之间的关系可以指示出是否去处理一个或多个特定电样式(对应于一个或多个最频值)。
例如，给定的主频谱特性(在其表面上)可被识别为目标最频值。然而，实际上，观察到的频谱特性可以包括随时间推移有助于电样式的两个或更多个亚主最频值。此外，两个或更多个最频值(例如，主和亚主)可以随时间推移以不同的相对功率影响彼此的发生。在该示例中，可以期望识别两个个别最频值的存在且使用解构技术来识别对应于个别最频值的潜在电样式。此外，可以对于与每个个别最频值和电样式相对应的特定病理来裁制治疗。
然而，在一些情况下，频谱图特性(例如峰值幅度)可以包括处理系统32可能最初不能识别的一个或多个特性。例如，图9示出了如上面描述的示例性频谱76。然而，如图9中可以看出的，峰值幅度78(实际上)包括分别在示例性频率F1和F2处发生的两个分离的峰值幅度值80、82。应当理解，频率F1和F2可以在值上非常接近，并且因此在初始处理步骤期间由处理系统32无法区分。
在一些情况下，可以期望处理系统32进一步细化频谱信号以便处理系统32准确地选择、分组和定义吸引点。例如，图9中示出的峰值幅度值80、82可以反映在源自两个不同的细胞病理(例如心律失常)的频率处发生的频率值。在这种情况下，将峰值振幅值80、82(及其对应的频率)分组到相同的吸引点和/或最频值是不准确的。此外，从其导出频谱图76的电极可以被分组成对应于发生峰值频率值所处的两个不同峰值频率的两个不同最频值。因此，为了更精确地确定吸引点和/或最频值，可以期望应用信号处理技术(例如，频率估计技术)来细化和/或修改有助于给定频谱图的频谱信号。在一些实施例中，时间-频率表示的帧可以在时间维度中被加宽，从而产生更高的频率分辨率。
在一些实施例中，可以期望利用给定频谱的谐波分量来细化和/或修改频谱。例如，可以并入任何基础频率的整数倍处的功率值(例如，主频率、发生最大频率值的频率等)。此外，发生在基础频率的整数倍处的功率值可以与基础频率的功率值组合，从而产生取决于基础频率的谐波频谱的相对功率或幅度的修改的测量。期望该测量在对应于潜在的周期性频率的频率处产生峰值，并且实际上可以是基础频率的修改的或细化的值。
另外，该技术可以被用于沿着频谱的多于一个频率，从而沿着部分或整个频谱修改频率值，产生可被称为“周期性频谱”。因此，该技术可提供紧密相关的幅度频率峰值之间的区分。在一些实施例中，该技术可以被称为跨信号、信号和/或频谱的导数应用梳状滤波器。另外，还可以在给定频谱图的整个时间间隔内跨频谱应用该技术，导致周期性频谱的时间-频率表示。在一些情况下，可以将梳状滤波器直接应用于一个或多个吸引点。
图10示出了图9的频谱90的二维表示88，包括双幅度峰值80、82以及分别发生在幅度峰值80、82的第一整数倍处的谐波峰值84、86。如上面讨论的，可以期望将发生在基础频率F1(对应于峰值幅度80)的第一整数倍F3(例如2*F1)处的幅度值84加上峰值80的幅度值。此外，还可以期望将发生在基础频率F2(对应于峰值幅度82)的第一整数倍F4(例如2*F2)处的幅度值86加上峰值82的幅度值。应当理解，发生在整数倍处的幅度值可以不同，并且因此，将它们中的每个加上它们相应的基础频率可以导致针对基础频率的峰值幅度值的区分。该示例示出了利用基础频率F1、F2的第一整数倍F3、F4(例如2*F1、2*F2)。然而，可以设想的是，可以加上在额外整数倍(例如，3、4、5、6、7等)处发生的频率值以进一步区分基础频率值。出于说明的目的，图10还示出了发生在非整数倍F5处的伪峰值92。
图11示出了在频率F1和F2处发生的基础频率值加上幅度值84和86之后的峰值幅度80和82的区分。如可以看出的，幅度峰值80和82示出了彼此的垂直分离。这种区分可以允许处理系统32更精确地对频谱特性进行识别和分组。具体地，其可以允许处理系统32包括或排除来自从一个或多个最频值导出频谱88的电极。
如图11中示出的，在已经被加到幅度峰值80和82之后，幅度值84和86相对于图10中的幅度值80和82以及幅度值84和86而基本地减小。另外，相对于幅度值80和82，伪峰值92(对应于非整数倍数F5)的幅度值相对于其图10中的值基本上减小。另外，相对于幅度值80和82(并且如图11中示出的)，围绕峰值84、86和92的基线幅度值随着频率增加而趋势向下(与图10中示出的幅度值相比而言)。
可以设想的是，在识别出吸引点之前、在已经识别出吸引点之后或者在已经识别出吸引点之前和之后都可以应用本文公开的谐波技术(例如，包括诸如梳状滤波器的滤波器的使用)。还设想谐波技术可以被应用于从多个电极组合的频谱。此外，可以预期的是，在应用谐波技术并且对幅度峰值进行区分之后，可以在吸引点中包括一个或多个幅度峰值。类似地，可以从吸引点排除一个或多个峰值。
另外，在处理系统32确定吸引点和/或最频值之后，处理系统32可以利用吸引点和/或最频值发生所处的频率来创建与有助于吸引点和/或最频值的电极的空间关系相对应的诊断显示。
例如，处理系统32可以确定与从结构20上的电极24收集到的吸引点和/或最频值的主频率相关的正弦曲线表示和/或相位值。例如，傅里叶变换可以被用于在所选频率处(例如最频值和/或吸引点的频率)确定和/或生成每个电极24的正弦曲线和/或相位值。可替代地，可以使用信号处理领域中充分证明的估计方法为每个电极24估计这种正弦曲线模型，并且在与吸引点相关联的时间时期内将其应用于电极波形。此外，具有对应相位偏移的每个导出的正弦曲线可以被用于创建与从其导出所选频率的特定吸引点和/或最频值对应的动态“影视(movie)”或“动态映射图”。影视或动态映射图可以提供媒介，以允许经由汇总特性(例如，激活时间、相位等)更好地可视化特定病理的波前传播和/或聚焦脉冲。在一些实施例中，可以在感兴趣的心室的解剖表示上描绘视觉显示(例如，影视、动态映射图、相位映射图等)。另外，视觉显示(例如，影视、动态映射图、相位映射图等)可对应于在多个心搏上和/或在各种心脏区域或心室上改变的第一主频率值和/或第二主频率值。关于从正弦曲线表示创建动态相位映射图的一些额外细节可以在题为“Medical Devices for MappingCardiac Tissue”(代理案卷号1001.3562100)的美国专利申请中找到，其公开内容通过引用明确地并入本文。
应当理解，处理系统32可以在执行本文公开的技术和/或实施例之前选择性地消除一些收集到的信号。例如，可能是有益的是，消除由不与心脏的可激发的细胞组织电接触或电接触不良的电极收集到的信号。这样的信号可能不提供有用的信息并且可能偏斜上面描述的技术的结果。
可替代地，代替消除未提供有用信息的收集到的信号，处理系统32可以替代地内插或估计否则不提供所需信息的任何信号的值。处理系统32可以利用内插或估计的数据(例如，信号数据)以更期望的方式更好地计算、确定或生成有用的经处理的数据和/或平滑、细化或呈现经处理的数据。
可设想的是可跨多个心搏、激励或心脏起搏时间间隔实现任何的公开方法。此外，可使用统计方法来分析在多个心搏内收集的数据和/或激励并将其应用于公开的方法。例如，可在一系列的心搏和/或脉冲内收集激活次数。可对收集到的激活次数的统计分布进行计算、分析并且并入公开的方法中。
应理解的是本公开在许多方面仅仅是说明性的。在不超过本发明的范围的情况下，可在细节方面进行改变，特别是在形状、尺寸以及步骤的布置方面。这可在适当的程度上包括在其他实施例中使用的一个示例性实施例的任何特征的使用。当然，在其中表达所附权利要求的语言中定义了本发明的范围。
在不脱离本发明的范围的情况下，可以对讨论的示例性实施例进行各种修改和添加。例如，尽管上述实施例涉及特定特征，但是本发明的范围还包括具有特征的不同组合的实施例和不包括所有描述的特征的实施例。因此，本发明的范围意图包括落入权利要求及其所有等同物的范围内的所有这些替代、修改和变化。

Claims (15)

1.一种用于映射心脏的电活动的系统，所述系统包括：
导管轴，其中多个电极与其耦接，并且其中所述多个电极包括第一电极和第二电极；
处理器，其中所述处理器能够：
收集对应于所述第一电极的第一信号和对应于所述第二电极的第二信号，其中收集所述第一信号和第二信号在一段时间内发生；
生成对应于所述第一信号的第一时间-频率分布；
识别在第一主频率和第一时间点处发生的第一主频率值；
生成对应于所述第二信号的第二时间-频率分布；
识别在第二主频率和第二时间点处发生的第二主频率值；并且
确定吸引点，其中当所述第一主频率值基本上与所述第二主频率值有关时，定义所述吸引点。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，生成第一频率分布和第二频率分布利用至少一个傅里叶变换、短时傅立叶变换或者小波变换。
3.根据权利要求1-2中任一项所述的系统，其中生成所述第一频率分布和/或所述第二频率分布包括生成所述第一信号和/或所述第二信号的频谱图。
4.根据权利要求1-3中任一项所述的系统，其中所述第一主频率值或第二主频率值基本上等于最大频率值、啁啾、持续最大频率值、局部最大频率值和/或主频率特性。
5.根据权利要求1-4中任一项所述的系统，其中所述处理器被配置为确定主频率阈值，其中所述最大频率值和/或所述局部最大频率值大于或基本上等于所述主频率阈值。
6.根据权利要求1-5中任一项所述的系统，其中所述第一主频率基本上等于所述第二主频率，并且其中第一主时间点基本上等于第二主时间点。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的系统，其中所述处理器被配置为识别时间间隔，其中所述时间间隔包括所述第一时间点和第二时间点，并且其中所述第一主频率值在所述时间间隔内基本上与所述第二主频率值有关。
8.根据权利要求1-7中任一项所述的系统，还包括在一段时间内收集来自第三电极的信号，其中所述处理器生成第三主频率值，并且其中所述处理器被配置为在所述第一主频率值、第二主频率值和第三主频率值基本上彼此相关时定义所述吸引点。
9.根据权利要求1-8中任一项所述的系统，其中所述处理器被配置为识别频率间隔，其中所述频率间隔包括所述第一主频率值和第二主频率值，并且其中所述第一主频率值在所述频率间隔内基本上与所述第二主频率值有关。
10.根据权利要求1-9中任一项所述的系统，还包括在一段时间内收集来自第三电极的信号，其中所述处理器生成第三主频率值，并且其中所述频率间隔包括所述第一主频率值、所述第二主频率值和所述第三主频率值，并且其中所述第一主频率值、第二主频率值和第三主频率值在所述频率间隔内基本上彼此相关。
11.根据权利要求1-10中任一项所述的系统，还包括生成视觉显示，并且其中所述视觉显示包括显示至少一个视觉指示符，并且其中所述视觉指示符对应于所述第一主频率值和/或第二主频率值。
12.根据权利要求11所述的系统，其中生成视觉显示包括显示对应于所述第一主频率和/或第二主频率的至少一个正弦曲线。
13.根据权利要求11-12中任一项所述的系统，其中所述视觉显示包括显示相位映射图。
14.根据权利要求11-13中任一项所述的系统，其中所述视觉指示符是颜色、纹理或两者。
15.根据权利要求11-14中任一项所述的系统，其中所述视觉显示包括被显示在解剖室上的影视。
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