CN109998534B - 心外膜标测 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及心外膜的电解剖标测，包括：获取第一心外膜位置和第二心外膜位置的第一电解剖数据和第二电解剖数据；获取心外膜的闭合的三维图像；以及将图像建模为三维三角形网格。第一位置和第二位置与网格的面向前的三角形和面向后的三角形对齐。将第二位置从面向后的三角形投影到最近的面向前的三角形上。将第一电解剖数据和第二电解剖数据分别显示在面向前的三角形和最近的面向前的三角形上。

Description

心外膜标测
版权声明
本专利文献的公开内容的一部分包括受版权保护的材料。版权所有者不反对任何人照专利和商标办公室专利文件或记录原样复制本专利文件或专利公开内容，但除此之外版权所有者保留所有相关的版权。
背景技术
1.技术领域
本发明涉及身体生物电信号的检测、测量或记录。更具体地，本发明涉及用于诊断目的心脏的电信号的分析。
2.相关技术描述
表1中给出了本文使用的某些首字母缩略词和缩写的含义。
表1：首字母缩略词和缩写
LAT 局部激活时间
PDM 电位持续时间标测图
FAM 快速解剖标测
获得心壁外表面的功能性电解剖标测图的心脏壁的心外膜标测可用于诊断某些病症，诸如布鲁加达综合征(Brugada Syndrome)。这种类型的典型标测图包括以下标测图：局部激动时间(LAT)标测图、单极标测图、双极标测图和电位持续时间标测图(PDM)。可以通过与心脏腔室的标测基本上相同的方法来执行标测，但是在这种情况下，标测导管在心脏的外部。
为了执行标测，使标测导管在心脏外壁上的多个点处进行触碰。一般来讲，仅接触外壁的一部分，涉及很小的表面区域。快速解剖标测(FAM)算法用于对心外膜形状进行标测并且获取点用于对标测图进行着色。快速解剖标测描述于例如Altmann等人的美国专利申请公开2011/0152684，该专利的公开内容以引用方式并入本文中。FAM技术自动计算限定传感器(或电极)的移动程度的表面。理想的是，该表面不具有厚度，但在实施过程中，该表面约束了传感器(或电极)在内部而不是在外部移动的体积。
发明内容
如上所述，FAM算法不生成在三维空间中是弯曲的并且准确地表现心外膜表面的理想平面，相反，FAM算法生成闭合的三维形状(具有体积)，形式近似为压扁的香蕉或凸凹镜头。一些获取的测量值映射到FAM产生的体积的面向后的表面，而其它测量值映射到面向前的表面。这样在测量值的空间表示中产生失真。此外，除含有空间误差之外，基于FAM产生的体积的电解剖标测图具有误导性。形状的面向后的部分被面向前的部分遮蔽。因此，观察者不能看到在映射到形状的面向后的部分的点处取得的测量值所产生的结果，而且仅看到与面向前的部分相关的结果。这个问题由下文所述的算法解决。
根据本发明的实施方案提供一种方法，该方法通过以下进行：将导管插入心脏的心包空间；在心脏的心外膜表面上的多个位置处获取电信号，包括第一位置和第二位置；从这些信号推导出关于第一位置的第一电解剖数据和关于第二位置的第二电解剖数据；获取闭合的心脏三维图像；将图像建模为三角形的三维网格，该三角形的三维网格包括面向后的三角形和面向前的三角形。该方法还通过以下进行：将第一位置和第二位置放置成与网格对准，其中第一位置与面向前的三角形的第一部分对齐，并且第二位置与面向后的一部分对齐；将第二位置投影到面向前的三角形的第二部分上；以及在面向前的三角形的第一部分上显示第一电解剖数据并且在面向前的三角形的第二部分上显示第二电解剖数据。
根据该方法的另一个方面，显示包括构造第一位置和第二位置的电解剖标测图。
根据该方法的另一个方面，将第二位置投影包括：识别与面向后的三角形的部分相应的最近的面向前的三角形；以及将第二位置与最近的面向前的三角形相关联。
该方法的另一个方面包括：构造从网格质心到每个三角形的第一向量；构造从每个三角形朝向网格外部的第二向量；计算第一向量和第二向量的相应点积；以及当点积分别为正和负时将三角形识别为面向前的三角形和面向后的三角形。
该方法的另一个方面包括在将第二位置投影之后从网格中删除面向后的三角形。
根据该方法的一个方面，使用快速解剖标测算法执行获取闭合的三维图像。
根据该方法的另一个方面，在插入导管之前执行获取闭合的三维图像。
根据本发明的实施方案还提供一种设备，该设备包括适于插入心脏的心包空间的探头。探头具有细长主体、位置传感器、超声成像换能器、至少一个设置在主体远侧部分上的标测电极以及具有存储于存储器中的程序的存储器。该设备包括显示器和处理器，处理器连接到显示器并且访问存储器以执行程序。处理器是可连接的，以接收通过该至少一个标测电极和该超声成像换能器提供的输入，其中这些程序致使处理器执行以下步骤：
在心脏的心外膜表面上的多个位置处从至少一个标测电极获取电信号，包括第一位置和第二位置，其中第一位置和第二位置根据位置传感器的读数确定；从信号推导出关于第一位置的第一电解剖数据和关于第二位置的第二电解剖数据；使用超声成像换能器获取闭合的心脏三维图像；将图像建模为三角形的三维网格，所述三角形包括面向后的三角形和面向前的三角形；将第一位置和第二位置放置成与网格对准，其中第一位置与面向前的三角形的第一部分对齐，并且第二位置与面向后的三角形的一部分对齐；将第二位置投影到面向前的三角形的第二部分上；以及在面向前的三角形的第一部分上显示第一电解剖数据并且在面向前的三角形的第二部分上显示第二电解剖数据。
附图说明
为更好地理解本发明，就本发明的详细说明以举例的方式做出参考，该详细说明应结合以下附图来阅读，其中类似的元件用类似的参考标号来表示，并且其中：
图1为根据本发明所公开的实施方案构造和操作的系统的图解；
图2为根据本发明的实施方案的电解剖标测心外膜的方法的流程图；
图3为根据本发明的实施方案的三角形网格的示意图；
图4为根据本发明的实施方案的心脏心外膜表面的电解剖标测图；
图5示出根据本发明的实施方案的分析三角形网格的过程；
图6为一组根据本发明的实施方案的对FAM产生的体积进行建模的三角形网格的一部分的图；
图7示出根据本发明的实施方案的图4所示的电解剖标测图的隐藏部分的投影；
图8为根据本发明的实施方案的图4所示的电解剖标测图的校正型式的前视图；
图9为根据本发明的实施方案的图4所示的表面的后视图；并且
图10为根据本发明的实施方案的消融和有功电流位置(ACL)电路的示意图。
具体实施方式
在以下描述中，列出了许多具体细节，以便提供对本发明的各种原理的全面理解。然而，对于本领域的技术人员而言将显而易见的是，并非所有这些细节都是实践本发明所必需的。在这种情况下，未详细示出熟知的电路、控制逻辑部件以及用于常规算法和过程的计算机程序指令的细节，以免不必要地使一般概念模糊不清。
以引用方式并入本文的文献将被视作本申请的整体部分，不同的是，就任何术语在这些并入文件中以与本说明书中明确或隐含地作出的定义矛盾的方式定义而言，应仅考虑本说明书中的定义。
综述
现在转向附图，首先参见图1，图1为根据本发明所公开的实施方案构造和操作的系统20的图解。系统20用于确定探头或导管22的位置，用于获取解剖数据和电数据，并且用于使用导管22进行组织消融。在心内膜电标测图的获取期间，使用已知的血管内方法将导管22放置于受检者26的心脏24的腔室中。为了获得心外膜电标测图，可将导管22经皮插入围绕心脏24的心包腔。另选地，可非侵入性地获得心外膜电标测图。用于心脏标测的示例性方法和装置描述于美国专利5,471,982、5,391,199、6,226,542、6,301,496和6,892,091以及PCT专利公开WO94/06349、WO96/05768和WO97/24981中，这些专利的公开内容以引用方式并入本文中。例如，美国专利5,391,199描述包括两个电极和微型线圈的导管，这两个电极用于感测心电活动，微型线圈用于确定导管相对于外部施加的磁场的位置。使用这个导管，可以通过确定多个位置处的电活动并且确定这些位置的空间坐标，从一组在短时间段内取样的点收集数据。
导管22的远侧端部44的电极和换能器由缆线通过导管22的插入管连接到控制单元28(图1)，控制单元28控制系统20的其它元件，包括图像处理器21和EKG处理器29。处理器访问存储器以执行存储在其中的程序，以便执行下文详述的规程。控制单元28确定导管22相对于心脏24的具体界标或特征的位置坐标。控制单元28驱动显示器40，显示器40示出身体内部的导管位置。控制单元28还驱动通常定位在导管22的尖端处的消融换能器。
导管22用于生成解剖图像或心外膜电标测图。导管22的远侧端部包括本领域中熟知的超声成像装置，超声成像装置通常是换能器相控阵列。如本领域中所知，超声成像装置被操作成在扫描超声束平面(称为“束平面”或“图像平面”)中捕集二维“扇形”图像，这个图像包含导管的纵向轴线。这些换能器可接收从束平面中的对象反射的超声波，并根据反射的超声波输出信号。通常，这些信号由穿过导管22的线被传送至图像处理器21，图像处理器21处理信号以形成并显示超声图像和三维标测图。
在一些实施方案中，导管上的电极可交替地用于标测和消融。一种体现系统20的上文所述的特征的系统是3系统(可购自Biosense Webster,Inc.,33Technology Drive,Irvine,CA 92618)。此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。
在本发明的一些实施方案中，可使用体表电极31非侵入性地获得心外膜电标测图，代表性地示出三个体表电极31，本领域中已知当使用非侵入技术时，通常需要大得多的电极阵列以获得准确的心外膜电标测图。如以下任一文档中所述，电极31可方便地安装在多电极胸板(chest panel)中，所有这些文档均以引用方式并入本文：Ransbury等人，美国专利申请公开2004/0015194；Sippensgroenewegen，美国专利申请公开2001/0056289；Ramanathan等人，Noninvasive Electrocardiographic Imagingfor CardiacElectrophysiology and Arrhythmia,Nature Medicine,2004年3月14日在线公开；和Modre等人，Atrial Noninvasive Activation Mapping of Paced Rhythm Data,J.Cardiovasc.Electrophysiology 14:712-719(2003年7月)，电极31通过缆线33连接到控制单元28并且连接到EKG处理器29。
另选地，上述心包内技术可用于生成心外膜电标测图。这种方法还比用于获得心内膜电标测图的血管内导管插入技术的侵入性小。这项技术采用心外膜接触探头作为导管22，使用已知的引入技术将导管22穿过胸部壁插入心包膜。
在任一种情况下，心外膜电标测图通常示出心外膜上的电位，但是它也可示出心内膜电位。然而，本文采用术语“心外膜电标测图”，因为主要感兴趣的数据是从心脏外部获得的。
第一实施方案。
现在参见图2，图2为根据本发明的实施方案的电解剖标测心外膜的方法的流程图。为了显示的清晰性，在图2中以特定线性顺序示出过程步骤。然而，将显而易见的是，这些步骤中的多个可并行地、异步地或以不同的顺序执行。本领域的技术人员还应当理解，另选地，过程可例如在状态图表中被表示为多个相互联系的状态或事件。此外，可能不需要所有示出的过程步骤来实现该方法。
在初始步骤46，将标测导管定位在心外膜处。在步骤48，如上文所述取得标测位置处的电读数。
在步骤50，使用上文所述的FAM技术生成表示心脏体积的闭合的三维图像。然后，在步骤52，将包括标测位置的心外膜表面建模为三角形网格。现在参见图3，图3为根据本发明的实施方案的包括点56的三角形网格54的示意图。尽管为了清楚起见，图3中示出了几何网格，但是这些三角形可有利地实现为列表或阵列。当与心脏24的心外膜表面接触时(图1)，在步骤52中记录点56。通常在上文提及的标测期间，图像处理器21最初存储点56的三维坐标，如在通过场生成线圈(未示出)限定的三维参照系58中所测量。然后，图像处理器21通过线段60连接点56(本文也称为三维顶点)的三维坐标以产生一组连接的三维三角形，例如三角形62、64、66。共同转让的标题为Dynamic Feature Rich Anatomical Reconstructionfrom a Point Cloud的美国专利申请公开20150164356和标题为High DefinitionColoring of Heart Chambers的美国专利申请公开20170221254中所述的规程可用于产生网格54，这些专利以引用方式并入本文中。其它合适的算法包括产生网格54的滚球(ball-pivoting)算法。另选地，网格可生成为狄罗尼(Delaunay)三角形划分。网格的元素各自具有三维坐标。
回到图2，在步骤68，使用在步骤48取得的读数，在网格上构造电解剖标测图70。当显示这种标测图时，如图4所示，仅一侧即前心外膜表面是可见的，在此视图中后面的方面是不可见的。
继续参见图2，在步骤72中，对网格的三角形进行分析和分类。从观察者的角度看，一些三角形是面向前，即它们通常朝向观察者，而其它三角形背离观察者。后者被称为面向后的三角形。术语“面向后的”和“面向前的”在本文中任意用于区分网格中三角形的不同取向，这些术语对于网格的实际配置没有物理意义。
接下来，在步骤74中，对于每个映射到面向后的三角形的测量点，识别与那个点最近的面向前的三角形。
图5示出步骤74的过程的各方面。三角形网格76对通过FAM算法创建的表示心外膜的心脏体积进行建模。网格76被外部包围，外部包括质心82并且还包括在网格76的相对侧的观察者92。向量78、80从质心82指向网格76上的三角形84、86。从三角形84、86朝向体积的外部绘制法向量88、90，例如在顺时针方向上进行。在容纳网格76的显示屏处观察的观察者92可看到面向前的三角形84，但看不到面向后的三角形86，因为面向后的三角形86被网格76的面向前的表面遮蔽。
映射到面向后的三角形的点向面向前的三角形上的投影示出于图6，图6是一组对FAM产生的体积进行建模的三角形网格的一部分的图。图示94、96、98、99中示出四种相。在图示94中，面向后的三角形100、102、104和面向前的三角形106、108、110识别于步骤72(图2)。这两类三角形通过FAM产生的体积的内部112隔开。测量点114、116分别映射到面向后的三角形100、104。测量点118映射到面向前的三角形108。在图示94中，与点118相关联的伪彩色在显示器例如显示器40(图1)上是可见的。与点114、116相关联的伪彩色在显示器上是不可见的。
在图示96中，面向前的三角形106、110在步骤74(图2)中分别被识别为与点114、116最近的面向前的三角形。在研究中省略面向后的三角形以找到与测量点最近的三角形。
在图示98中，现将点114、116和它们的数据分别与面向前的三角形106、110相关联。现在，面向前的三角形106、110以伪彩色显示，这些伪彩色先前呈现在面向后的三角形100、104上。
在图示99中，已经去除了面向后的三角形100、102、104。现在，面向前的三角形106、108、110将心外膜表面建模为弯曲平面并且显示心外膜的一部分的完整电解剖标测图。这在图2中指示为步骤122，步骤122可以参见图7、图8和图9进行理解。在步骤122中，从体积的面向后的表面上的读数取得的标测图的部分被投影到前表面上。它们在图7中显示为区域124(由虚线勾画)。在图8中，将与面向前的三角形相关联的着色与面向后的三角形的投影点的着色结合以形成图8中的校正标测图，在图8中对应于面向后的三角形的区域是叠加的而不是被遮蔽的。图8的优点在于，可在单个视图中理解对应于面向前的三角形和面向后的三角形两者的区域。测量点不需要涵盖所有面向后的三角形，如通过区域120所指示，区域120在区域124之外。
在一些实施方案中，执行最终步骤126。图9是标测图70的后视图，包括对应于网格的面向后的三角形的区域120。如图示99(图6)所示，从网格中去除面向后的三角形。保留在网格中的面向前的三角形现在对厚度不显著的弯曲平面进行建模，并且现在提出包括先前隐藏数据的电解剖标测图的显示器。
上文所述的方法还可用于将从心内膜读数取得的标测图投影到前表面上。
通过列表1的伪码汇总上文所述的算法。
列表1
确定网格质心。
根据投影点重新着色标测图
第二实施方案
通常并且在取得心外膜读数的患者会话期间生成FAM产生的体积。在这项实施方案中，从在与心外膜读数不同的时间预先获取的图像生成FAM产生的体积。然后通过已知方法将心外膜读数的位置放置成与FAM产生的体积对准，例如共同转让的标题为IntegrativeAtrial Fibrillation Ablation的美国专利申请公开2013012377、和标题为Registrationof Coronary Sinus Catheter Image的美国专利申请公开20160354049、和标题为Registration Maps Using Intra-Cardiac Signals的美国专利申请公开20160120426中所述的方法，所有这些专利都以引用方式并入本文中。然后可使用FAM产生的体积执行图2讨论中所述的以步骤52开始的过程。
实施细节。
现在参见图10，图10为用于与图1中所示的系统一起使用的消融和有功电流位置(ACL)电路244的示意图。这种构造类似于Govari等人的美国专利申请公布2006/0173251和Osadchy的美国专利申请公布2007/0038078中所描述的那种布置，这些申请公布均以引用方式并入本文。该构造可进行修改以根据本发明的原理进行操作。为了便于呈现，下文进行简要描述：(ACL)电路244可用于确定步骤48中的标测位置(图2)。
将多个体表电极246联接到受试者250的体表248(例如，皮肤)，这些体表电极246可为粘合剂皮肤贴片。体表电极246在本文中有时称为“贴片”。在心脏应用中，体表电极246通常被分布成围绕着心脏，三个在受试者的胸部上并且三个在背部上。然而，体表电极246的数量并非关键因素，并且它们可以放置在身体表面248上大体上在医疗规程部位附近的便利位置处。
控制单元252包括电流测量电路254和一个或多个导管电极发射器256，该一个或多个导管电极发射器256用于将电流以相应的工作频率通过一个或多个电极246驱动到一个或多个体表电极246。控制单元252连接到定位处理器(图1)。控制单元252连接到消融器258，该消融器258包括至少一个消融发生器260。流过体表电极246和消融器体表电极262的电流在具有消融发生器260的电路中流动，并且由设置在体电极接收器264内的相应电流测量电路(在本文中有时称为“贴片测量电路”)来测量。体电极接收器264通常并入控制单元252中。另选地，它们可附连到体表电极246。导管电极被表示为测量电极266(圆形)和两用电极268(椭圆形)。两用电极268既用作消融电极，也用作测量电极中的一个。
体表电极246经由贴片盒270连接到体电极接收器264，该贴片盒270保护该系统免受消融和除颤电流。通常，该系统被配置成具有六个体电极接收器264。贴片盒寄生阻抗272(Z)在生产过程中测量，因此是先验已知的。下面将讨论这些阻抗。
通常，虽然为方便起见只示出了两个测量电极266，但是使用了约80个测量电极进行阻抗测量。通常具有一个或两个消融电极。通过在导管上的电极和体表电极246之间传送电流，在定位系统内确定导管在体内的坐标。
控制单元252还可控制包括消融器258和两用电极268的消融电路。消融器258通常设置在控制单元252的外部并且并入了消融发生器260。消融器260与消融器体表电极262连接并连接到消融器滤波器276，该消融器滤波器276在此示例中被示出为位于控制单元252内。然而，这个位置并非必需的。开关278将消融器电路配置用于不同操作模式，如下所述。电压测量电路提供用于确定导管电极发射器256的输出。从观察中将注意到，消融电路连接到导管电极发射器256中的一个。
本领域技术人员应当理解，本发明不限于上文具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合两者，以及本领域的技术人员在阅读上述说明书时可想到的未在现有技术范围内的上述各种特征的变型和修改。

Claims (8)

1.一种用于标测心外膜的方法，包括以下步骤：
在心脏的心外膜表面上获取第一位置处的第一电解剖数据和第二位置处的第二电解剖数据；
获取所述心外膜表面的闭合的三维图像；
将所述图像建模为三角形的三维网格，所述三角形包括面向后的三角形和面向前的三角形；
将所述第一位置和所述第二位置放置成与所述网格对准，其中所述第一位置与第一面向前的三角形对齐，并且所述第二位置与面向后的三角形对齐；
将所述第二位置投影到第二面向前的三角形上；以及
在所述第一面向前的三角形上显示所述第一电解剖数据并且在第二面向前的三角形上显示所述第二电解剖数据，
其中将所述第二位置投影包括：识别相应的与所述面向后的三角形最近的面向前的三角形；以及将所述第二位置与所述最近的面向前的三角形相关联，
其中所述方法还包括以下步骤：
构造从所述网格的质心到每个所述三角形的第一向量；
构造从每个所述三角形朝向所述网格的外部的第二向量；
计算所述第一向量和所述第二向量的相应点积；以及
当所述点积分别为正和负时，将所述三角形识别为面向前的三角形和面向后的三角形。
2.根据权利要求1所述的方法，其中显示包括构造所述第一位置和所述第二位置的电解剖标测图。
3.根据权利要求1所述的方法，还包括在将所述第二位置投影之后从所述网格中删除所述面向后的三角形。
4.根据权利要求1所述的方法，其中获取闭合的三维图像使用快速解剖标测算法执行。
5.一种用于标测心外膜的设备，包括：
适于插入心脏的心包空间的探头，所述探头包括细长主体、位置传感器、超声成像换能器以及设置在所述主体的远侧部分上的至少一个标测电极；
存储器，所述存储器具有存储于所述存储器中的程序；
显示器；以及
处理器，所述处理器连接到所述显示器并被联接成访问所述存储器以执行所述程序，所述处理器是可连接的，以接收由所述至少一个标测电极和所述超声成像换能器提供的输入，其中所述程序致使所述处理器执行以下步骤：
在所述心脏的心外膜表面上从所述探头获取第一位置处的第一电解剖数据和第二位置处的第二电解剖数据；
获取所述心外膜表面的闭合的三维图像；
将所述图像建模为三角形的三维网格，所述三角形包括面向后的三角形和面向前的三角形；将所述第一位置和所述第二位置放置成与所述网格对准，其中所述第一位置与第一面向前的三角形对齐，并且所述第二位置与面向后的三角形对齐；
将所述第二位置投影到第二面向前的三角形上；以及
利用所述显示器在所述第一面向前的三角形上显示所述第一电解剖数据并且在第二面向前的三角形上显示所述第二电解剖数据，
其中将所述第二位置投影包括：识别相应的与所述面向后的三角形最近的面向前的三角形；以及将所述第二位置与所述最近的面向前的三角形相关联，
其中所述处理器还被编程用于执行以下步骤：
构造从所述网格的质心到每个所述三角形的第一向量；
构造从每个所述三角形朝向所述网格的外部的第二向量；
计算所述第一向量和所述第二向量的相应点积；以及
当所述点积分别为正和负时，将所述三角形识别为面向前的三角形和面向后的三角形。
6.根据权利要求5所述的设备，其中显示包括构造所述第一位置和所述第二位置的电解剖标测图。
7.根据权利要求5所述的设备，其中所述处理器还被编程用于在将所述第二位置投影之后从所述网格中删除所述面向后的三角形。
8.根据权利要求5所述的设备，其中获取闭合的三维图像使用快速解剖标测算法执行。
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