ES2273647T3 - Representacion vectoral para la rec0nstruccion tridimensional de organos intracorporales. - Google Patents
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Abstract
Aparato para la representación del estado de un corazón, que comprende: a) un procesador para crear un mapa de una superficie del corazón; b) un catéter que comprende una porción funcional para medir una respuesta fisiológica en al menos tres puntos de muestra sobre la superficie del corazón; c) un procesador para calcular una función vectorial derivada de un conjunto de mediciones escalares de una superficie del corazón, relacionadas con dicha respuesta; y d) unos medios para mostrar una representación de dicha función vectorial y de dicha respuesta fisiológica sobre dicho mapa, caracterizado porque dicha función vectorial se representa como una flecha y dicha respuesta fisiológica se representa como un mapa de pseudocolores.
Description
Representación vectorial para la reconstrucción
tridimensional de órganos intracorporales.
La presente invención se refiere en general a un
aparato para llevar a cabo cartografías, y concretamente para llevar
a cabo cartografías de órganos intracorporales.
La cartografía cardiaca se utiliza para
localizar trayectorias y corrientes eléctricas anormales dentro del
corazón, así como el funcionamiento mecánico y otros aspectos de la
actividad cardiaca. Se han descrito diversos procedimientos y
dispositivos para llevar a cabo cartografías del corazón. Dichos
procedimientos y dispositivos se describen por ejemplo, en las
Patentes estadounidenses 5,471,982, 5,391,199 y 5,718,241 y en las
publicaciones de Patentes PCT WO94/06349, WO96/05768 y WO97/24981.
La Patente estadounidense 5,391,199, por ejemplo, describe un
catéter que incluye unos electrodos para detectar la actividad
eléctrica cardiaca y una bobinas miniatura para determinar la
posición del catéter con respecto a un campo magnético aplicado
externamente. Utilizando este catéter el cardiólogo puede recoger un
conjunto de puntos de muestra en un corto periodo de tiempo,
determinando la actividad eléctrica al nivel de una pluralidad de
emplazamientos y determinar las coordenadas espaciales de los
emplaza-
mientos.
mientos.
Con el fin de posibilitar que el cirujano
aprecie los datos determinados, se levanta un mapa, preferentemente
un mapa en tres dimensiones (3D), que incluye los puntos de muestra.
La Patente estadounidense 5,391,199 propone la superposición del
mapa sobre una imagen del corazón. Las posiciones de los
emplazamientos se determinan con respecto a un marco de referencia
de la imagen. Sin embargo, no siempre es deseable obtener una
imagen, ni es en general posible obtener una imagen en la cual las
posiciones de los emplazamientos puedan encontrarse con suficiente
precisión.
En la técnica se conocen diversos procedimientos
para reconstruir un mapa en 3D de una cavidad o volumen utilizando
las coordenadas de posición conocidas de una pluralidad de
emplazamientos sobre la superficie de la cavidad o volumen. Algunos
procedimientos incluyen la triangulación, en la cual el mapa se
constituye mediante una pluralidad de triángulos los cuales conectan
los puntos de muestra. En algunos casos se construye una cápsula
convexa alfa de los puntos para constituir la malla, y a
continuación la malla construida es encogida para que se ajuste
sobre los puntos de muestra situados dentro de la cápsula. Los
procedimientos de triangulación no proporcionan una superficie lisa
y, por consiguiente, requieren etapas adicionales de
alisamiento.
Otro procedimiento que ha sido propuesto es
constituir un elipsoide de acotamiento que abarque los puntos de
muestra. Los puntos de muestra son proyectados sobre el elipsoide y
los puntos proyectados son conectados mediante un procedimiento de
triangulación. Los triángulos son a continuación retrotraídos con
los puntos de muestra a sus emplazamientos originales, configurando
una aproximación lineal por segmentos rectilíneos rudimentaria de la
superficie de muestra. Sin embargo, este procedimiento puede
reconstruir únicamente superficies que tengan una forma estrellada,
esto es, una línea recta que conecte un centro de la malla
reconstruida con cualquier punto de la superficie que no intercepte
con la superficie. En la mayoría de los casos las cámaras cardiacas
no tienen forma
estrellada.
estrellada.
Así mismo, los procedimientos de reconstrucción
conocidos en la técnica requieren un número relativamente amplio de
emplazamientos de muestra para obtener un mapa reconstruido
apropiado. Estos procedimientos se extendieron, por ejemplo, para
tratar con sistemas de imágenes de CT (tomografía informática) y MRI
(resonancia magnética nuclear) los cuales proporcionan un gran
número de puntos, y, por consiguiente, en general trabajan
adecuadamente únicamente con un gran número de puntos. Por el
contrario, la determinación de los datos de los emplazamientos
utilizando un catéter insertado es un procedimiento retardatario que
debe acortarse al máximo, especialmente cuando se está manejando un
corazón humano. Por consiguiente los procedimientos de
reconstrucción que requieren un gran número de emplazamientos
determinados no son pertinentes.
Un ejemplo importante de cartografía cardiaca es
la determinación de la velocidad y dirección de propagación de las
señales eléctricas a través del tejido cardiaco. Una velocidad de
propagación anormal, o un flujo de señales vorticales, pueden ser
síntoma de tejido cardiaco localmente enfermo que debe ser tratado,
por ejemplo, mediante ablación. Típicamente, la velocidad de
propagación de las señales cardiacas se mide detectando los frentes
de ondas en una pluralidad de electrodos en contacto con la
superficie interna de una cámara del corazón. Un ejemplo
representativo de la técnica anterior en este campo es Kadish, et
al., "Vector Mapping of Myocardial Activation",
Circulation, Vol. 74, No. 3, Pages 603-615
(September 1986), ["Cartografía Vectorial de la Activación
Miocárdica", Circulación, Vol. 74, No. 3, Páginas 603 a 615
(Septiembre 1986)], trabajo en el cual los vectores basados en los
mapas de activación son trazados en sentido perpendicular a la
tangente isocroma. Kadish, et al., describe la medición del
ritmo de los episodios de despolarización local utilizando una
formación de electrodos, con el fin de derivar las velocidades de
propagación. La técnica de derivación de las velocidades de
propagación también se describe en Gerstenfeld et al.,
"Evidence for Transient LInking of Atrial Excitation During Atrial
Fibrillation in Humans", Circulation, Vol. 86, No. 2, Pages
375-382 (August 1992) [Gerstenfedl et al.,
"Pruebas del Acoplamiento Pasajero de la Excitación Auricular
durante la Fibrilación Auricular en Seres Humanos", Circulación,
Vol. 86, No. 2, Páginas 375 a 382 (Agosto 1992)] y Gerstenfeld et
al., "Detection of Changes in Atrial Endocardial Activation
with Use of an Orthogonal Catheter", J. Am. Coll. Cardiol 1991;
18:1034-42 [Gerstenfedl et al., "Detección
de los Cambios de la Activación Endocárdica Auricular con el Empleo
de un Catéter Ortogonal", J. Am. Coll. Cardiol 1991; 18:1034 a
42] así como a la Patente estadounidense 5,487,391 (Panescu).
La invención se define en la reivindicación 1 y
en las reivindicaciones dependientes 2 a 16. En la exposición que
sigue, cualquier referencia a un procedimiento divulga un objeto que
no forma parte de la invención reivindicada.
En la presente memoria se divulga un
procedimiento mejorado para cartografiar un volumen o cavidad en 3D,
en base a las posiciones de puntos situados sobre una superficie del
volumen o cavidad.
Constituye un objeto de la presente invención
proporcionar un aparato para generar un mapa de un volumen del
cuerpo humano a partir de una pluralidad de puntos de muestra con
independencia de la forma del volumen.
También se divulga un procedimiento sencillo y
rápido para reconstruir un mapa en 3D de un volumen del cuerpo
humano a partir de una pluralidad de puntos de muestra, utilizando
preferentemente menos puntos de muestra que los que son factibles
utilizando procedimientos conocidos en la técnica.
También se divulga un procedimiento para
reconstruir un mapa en 3D de un volumen del cuerpo humano a partir
de una pluralidad de puntos de muestra, sin suponer cualquier tipo
de relación topológica entre los puntos.
También se divulga un procedimiento sencillo
para reconstruir un mapa en 3D de un volumen en movimiento.
También se divulga procedimientos sencillos para
reconstruir un mapa en 3D de un volumen del cuerpo humano a partir
de una pluralidad de puntos de muestra con independencia del orden
del muestreo.
También se divulga un procedimiento rápido para
reconstruir un mapa en 3D de un volumen del cuerpo humano a partir
de una pluralidad de puntos de muestra, de forma que el
procedimiento pueda utilizarse en intervenciones interactivas.
También se divulga un procedimiento para
reconstruir un mapa en 3D liso de un volumen del cuerpo humano a
partir de una pluralidad de puntos de muestra.
En formas de realización preferentes de la
presente invención, un procesador reconstruye un mapa en 3D de un
volumen o cavidad del cuerpo de un paciente (a continuación
designado como el volumen), a partir de una pluralidad de puntos de
muestra situados sobre el volumen cuyas coordenadas de posición han
sido determinadas. Frente a los procedimientos de reconstrucción de
la técnica anterior, en los cuales se emplea un gran número de
puntos de muestra, las formas de realización preferentes de la
presente invención están destinadas a la reconstrucción de una
superficie a base a un número limitado de puntos de muestra. El
número de puntos de muestra es genéricamente inferior a 200 puntos y
puede ser inferior a 50 puntos. Preferentemente, de 10 a 20 puntos
de muestra son suficientes para llevar a cabo una reconstrucción
preliminar de la superficie con una calidad satisfactoria.
Dentro de un espacio de reconstrucción situado
dentro del volumen de los puntos de muestra, se define una
superficie inicial curvada en 3D cerrada, arbitraria en términos
generales (también designada en la presente memoria por razones de
brevedad como curva). La curva cerrada se ajusta aproximadamente a
una forma que se asemeja a una reconstrucción de los puntos de
muestra. A continuación, se lleva a cabo una o más veces,
preferentemente de forma repetida, una etapa de ajuste flexible para
conseguir que la curva cerrada se asemeje exactamente a la forma del
volumen real que está siendo reconstruido. Preferentemente, la
superficie en 3D es transmitida a una pantalla de vídeo u otra
pantalla para su visualización por parte de un médico o de otro
usuario del mapa.
En formas de realización preferentes de la
presente invención, la superficie curvada cerrada inicial abarca
sustancialmente todos los puntos de muestra o es interior a
sustancialmente todos los puntos de muestra. Sin embargo, debe
destacarse que es apropiada cualquier curva en las inmediaciones de
los puntos de muestra. Preferentemente, la superficie curvada en 3D
comprende un elipsoide, o cualquier otra curva cerrada simple.
Alternativamente, puede utilizarse una curva no cerrada por ejemplo,
si se desea reconstruir una única pared y no el volumen entero.
Una cuadrícula con una densidad deseada se
define sobre la curva, y el ajuste de la curva se lleva a cabo
ajustando los puntos de la rejilla. La rejilla preferentemente
divide la superficie curvada en cuadriláteros o cualquier otro
polígono, de forma que la rejilla define uniformemente puntos sobre
la curva. Preferentemente, la densidad de la rejilla es suficiente
para que haya genéricamente más puntos de la rejilla que puntos de
muestra en cualquier proximidad arbitraria. También preferentemente,
la densidad de la rejilla es ajustable mediante un equilibrio entre
la precisión de la reconstrucción y la velocidad.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, la información externa se utiliza para
escoger una curva cerrada inicial que esté más estrechamente
relacionada con el volumen reconstruido, por ejemplo, utilizando la
imagen del volumen, de acuerdo con lo anteriormente descrito. Así,
el procedimiento de reconstrucción puede producir una reconstrucción
más precisa en menos tiempo. Alternativa o adicionalmente, una base
de datos de curvas cerradas pertinentes destinadas a diversos
volúmenes del cuerpo es almacenada en una memoria, y la curva que va
a ser utilizada es escogida de acuerdo con el procedimiento
específico. En una forma de realización preferente adicional de la
presente invención se utiliza un mapa de un volumen reconstruido de
un paciente como curva de arranque destinada a los procedimientos de
cartografía subsecuentes llevados a cabo en momentos posteriores
sobre el mismo volumen.
Preferentemente, el ajuste aproximado de la
curva cerrada se lleva a cabo en una única repetición, como máxima
preferencia calculando un punto de ajuste para cada punto de la
rejilla, y desplazando el punto de la rejilla en una fracción de la
distancia respecto del punto de ajuste. Preferentemente, el punto de
la rejilla es desplazado aproximadamente de un 50 a un 80% de la
distancia entre su punto original y el punto de ajuste, más
preferentemente aproximadamente en un 75%.
El punto de ajuste se determina preferentemente
tomando una suma ponderada sobre sustancialmente todos los puntos de
muestra. Preferentemente, los coeficientes de ponderación están
inversamente relacionados con las distancias del punto de la rejilla
a los puntos de muestra, designados en la presente memoria como
distancias de la rejilla. En una forma de realización preferente de
la presente invención, cada coeficiente de ponderación se define
como el valor recíproco de la suma de una constante pequeña más la
distancia de la rejilla, elevada a una potencia predeterminada, de
forma que a los puntos de muestra próximos al punto de la rejilla se
les concede un peso mayor. Preferentemente, la potencia es
aproximadamente entre 4 y 9, como máxima preferencia 8. La constante
menor es preferentemente más pequeña que la magnitud de la distancia
más pequeña de la rejilla, y es preferentemente del tamaño de la
precisión de la determinación de las coordenadas de los puntos de
muestra. La constante menor se utiliza para impedir la división por
cero cuando un punto de la rejilla está sobre un punto de
muestra.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, las ponderaciones incluyen también un factor
indicativo de la densidad de los puntos en las inmediaciones de su
punto correspondiente. Preferentemente, la ponderación se multiplica
por un valor de densidad entre 0 y 1, indicativo de la densidad, de
forma que los puntos de muestra influencian la suma más que los
puntos de muestra en un área densa. Preferentemente, la influencia
de los puntos es por tanto sustancialmente independiente de la
densidad de los puntos en sus inmediaciones.
En una forma de realización preferente de la
presente invención, se lleva a cabo una igualación flexible
asociando cada punto de muestra con un punto correspondiente de la
rejilla, de forma que cada punto de muestra es asociado con el punto
de la rejilla más próximo a aquél. Un vector de movimiento es
calculado para cada uno de los puntos de la rejilla asociados y no
asociados. Preferentemente, los vectores de movimiento se calculan
en base a unos vectores derivados de los puntos de la rejilla
asociados con respecto a sus puntos respectivos de muestra. Así
mismo de forma preferente, los puntos de muestra influencian el
valor del vector de movimiento de un punto específico de acuerdo con
su proximidad al punto específico. Así mismo, la función mediante la
cual se calculan los vectores de movimiento es preferentemente
uniforme y no incluye cálculos complicados. Preferentemente, la
función es una suma ponderada de los vectores desde los puntos de la
rejilla asociados con los puntos de muestra respectivos. Los puntos
de la rejilla son entonces desplazados de acuerdo con sus vectores
de movimiento respectivos.
Adicional o alternativamente, los puntos de la
rejilla asociados son desplazados hacia sus puntos de muestra
correspondientes en un porcentaje de la distancia entre ellos.
Aquellos puntos de la rejilla que no están asociados con el punto de
muestra son desplazados en una distancia que se determina mediante
la interpolación entre las distancias cuyos puntos circundantes
sobre la rejilla son desplazados. Preferentemente, la rejilla
resultante es alisada utilizando una transformación de alisamiento
apropiada. Preferentemente, el proceso de asociar y desplazar se
repite dos o más veces para posibilitar un ajuste más preciso de la
curva cerrada.
En una forma de realización preferente de la
presente invención, un usuario puede ajustar el número de veces que
la igualación flexible se repite de acuerdo con un equilibrio
deseado entre la calidad de imagen y la velocidad. Alternativa o
adicionalmente, en primer término se proporciona al usuario una
reconstrucción rápida, y a continuación el cálculo se repite para
obtener una reconstrucción más precisa. Preferentemente, las
ponderaciones de la suma ponderada utilizadas en la fase de
igualación flexible son ajustados de acuerdo con el número de veces
que se lleva a cabo la igualación. Alternativa o adicionalmente, las
ponderaciones se determinan para cada etapa de igualación flexible
de acuerdo con su colocación en el orden secuencial de la igualación
flexible.
Preferentemente, las distancias utilizadas para
los pesos y/o para la interpolación son distancias geométricas
euclidianas entre los puntos. La distancia euclidiana es fácilmente
computada y determina unos puntos sobre las paredes opuestas del
volumen para repelerse mutuamente, de forma que las paredes no se
intersectan. Alternativamente, pueden utilizarse otras distancias,
como por ejemplo, la distancia situada a lo largo de la rejilla
original o ajustada. En una forma de realización preferente de la
presente invención, durante la primera igualación flexible la
distancia utilizada es la distancia existente a lo largo de la
rejilla original mientras que las subsecuentes igualaciones
flexibles utilizan la distancia euclidiana.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, se aplica un alisamiento a la superficie
reconstruida, preferentemente aplicando una convolución de
superficie con un núcleo de tipo gaussiano. El alisamiento
proporciona una mejor aproximación de la superficie y posibilita una
realización más fácil de los cálculos en base a la superficie
reconstruida. Sin embargo la aplicación de la convolución de
superficie produce una cierta constricción de la superficie y, por
consiguiente, preferentemente se lleva a cabo una transformación
afín sobre la superficie alisada. La transformación afín es
preferentemente escogida de acuerdo con los puntos de muestra
externa con respecto a la superficie reconstruida. La transformación
afín escogida preferentemente reduce al mínimo la distancia al
cuadrado media de los puntos externos a la superficie.
Preferentemente, cuando la reconstrucción ha
terminado, cada punto de muestra sustancialmente coincide con un
punto de la rejilla. En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, se lleva a cabo una etapa de adaptación final
exacta. Cada punto de muestra está asociado con un punto más próximo
de la rejilla, y el punto de la rejilla asociado es desplazado sobre
el punto de muestra. El resto de los puntos de la rejilla
preferentemente no son desplazados. En términos generales, la
mayoría de los puntos de muestra son en esta etapa muy próximos a la
superficie reconstruida y, por consiguiente, no queda afectada
sustancialmente la lisura de la superficie. Sin embargo, algunos
puntos de muestra más exteriores, esto es, los puntos de muestra que
no pertenecen a la superficie, pueden provocar cambios sustanciales
en la superficie. Preferentemente, el usuario puede determinar si se
desplaza la superficie sobre puntos que están separados de la
superficie en más de una distancia máxima predeterminada.
Alternativa o adicionalmente, la entera etapa de igualación exacta
es opcional y se aplica únicamente de acuerdo a petición del
usuario.
Así mismo alternativa o adicionalmente, los
puntos de la rejilla son acercados hasta una distancia fija respecto
de los puntos de muestra. Puede ser deseable mantener una distancia
fija del tipo indicado, por ejemplo, cuando las coordenadas de
muestra están en emplazamientos próximos a la punta distal de un
catéter de muestreo y no en la punta distal misma.
En la presente invención, los datos referentes a
los puntos de muestra se adquieren situando el catéter dentro del
volumen que va a ser reconstruido, por ejemplo, dentro de una cámara
del corazón. El catéter es situado con un extremo distal del mismo
en contacto sucesivo con cada uno de los puntos de muestra,
detectándose en una punta distal del catéter las coordenadas con los
puntos y, opcionalmente, los valores de uno o más parámetros
fisiológicos. Preferentemente, el catéter comprende un sensor de
coordenadas próximo a su extremo distal, el cual suministra de
salida unas señales indicadores de las coordenadas de la punta del
catéter. Preferentemente, el sensor de coordenadas determina la
posición transmitiendo y recibiendo ondas electromagnéticas, como se
describe, por ejemplo, en las publicaciones PCT GB93/01736,
WO94/04938, WO97/24983 y WO96/05768, o en la Patente estadounidense
5,391,199.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, el volumen reconstruido está en movimiento,
por ejemplo, debido al latido del corazón. En dichas formas de
realización, los puntos de muestra son preferentemente registrados
con un marco de referencia respecto del corazón. Preferentemente, un
catéter de referencia está fijado en el corazón, y los puntos de
muestra se determinan junto con la posición del catéter de
referencia que se utiliza para registrar los puntos, como se
describe, por ejemplo, en la Patente estadounidense anteriormente
mencionada 5,391,199 y en la Solicitud PCT WO96/05768.
Alternativa o adicionalmente cuando al menos
parte el movimiento es un movimiento cíclico, como en el corazón, la
adquisición de los puntos de muestra es sincronizada hasta un punto
temporal específico del ciclo. Preferentemente, cuando el volumen de
muestra es el corazón una señal de ECG es recibida y utilizada para
sincronizar la adquisición de los puntos de muestra. Por ejemplo,
los puntos de muestran pueden adquirirse en una telediástole. Así
mismo, alternativa o adicionalmente, las coordenadas de cada uno de
los puntos de muestra se determina junto con una indicación del
punto temporal con respecto al movimiento cíclico en el cual las
coordenadas fueron adquiridas. Preferentemente, la indicación
incluye el tiempo relativo desde el inicio del ciclo y la frecuencia
del movimiento cíclico. De acuerdo con la frecuencia del tiempo
relativo, las coordenadas determinadas son corregidas en la
telediástole, o en cualquier otro punto del movimiento cíclico.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, para cada punto de muestra se determina una
pluralidad de coordenadas en diferentes puntos temporales del
movimiento cíclico. En una de estas formas de realización
preferentes, cada punto de muestra tiene dos coordenadas que definen
la amplitud del movimiento del punto. Preferentemente, si la
pluralidad de coordenadas de diferentes puntos está asociada con
diferentes frecuencias cíclicas, las coordenadas son transformadas
para que correspondan a un conjunto de coordenadas dentro de un
movimiento cíclico de frecuencia única. Así mismo, preferentemente,
las coordenadas son procesadas para reducir o sustancialmente
eliminar cualquier contribución debida a un movimiento distinto del
movimiento cíclico específico (cardiaco), por ejemplo, el movimiento
del pecho debido a la respiración. La reconstrucción se lleva a cabo
para una pluralidad de configuraciones del volumen en diferentes
puntos temporales del movimiento cíclico. Preferentemente, se lleva
a cabo una primera reconstrucción de acuerdo con lo anteriormente
descrito para constituir una superficie de reconstrucción de anclaje
y la reconstrucción de las superficies destinada a otros puntos
temporales del ciclo se llevan a cabo con respecto a la superficie
de reconstrucción de anclaje.
Preferentemente, para cada punto temporal
adicional del movimiento cíclico, la superficie de anclaje se ajusta
de acuerdo con las coordenadas de los puntos de muestra al nivel del
punto temporal adicional con respecto a las coordenadas de los
puntos de muestra de la superficie de anclaje. Preferentemente, la
superficie de anclaje se ajuste mediante una transformación
cuadrática que reduce al mínimo un error de la media cuadrática,
presentando el error las distancias entre los puntos de muestra del
punto temporal adicional y la superficie ajustada. Alternativa o
adicionalmente, una transformación afín se utiliza en lugar de la
transformación cuadrática. Así mismo alternativa o adicionalmente,
se utiliza una transformación simple para superficies que tienen
relativamente pocos puntos de muestra, mientras que en superficies
que tienen unos puntos de muestra relativamente numerosos se utiliza
una transformación cuadrática. La transformación simple puede ser
una transformación afín, una transformación de rotación y escala,
una transformación de rotación, o cualquier otro tipo de
transformación apropiada.
Preferentemente, el ajuste de la superficie
respecto de los puntos temporales adicionales incluye, después de la
transformación, una o más, preferentemente 2, etapas de igualación
flexibles y/o una etapa de igualación exacta.
Alternativa o adicionalmente, la reconstrucción
se lleva a cabo separadamente para cada uno de los puntos temporales
adicionales. Así mismo alternativa o adicionalmente, se lleva a cabo
una primera reconstrucción de las superficies para los puntos
temporales adicionales con respecto a la superficie de anclaje, y
posteriormente se lleva a cabo una reconstrucción más precisa
independientemente para cada punto temporal.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, se utiliza, para llevar a cabo las etapas de
reconstrucción anteriormente descritas un hardware de gráficos
dedicado que está diseñado para manipular polígonos.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, uno o más parámetros fisiológicos son
adquiridos en cada punto de muestra. Los parámetros fisiológicos
para el corazón pueden comprender una medición de la actividad
eléctrica cardiaca, por ejemplo, y/o pueden comprender cualquier
otro tipo de información local relativa al corazón, de acuerdo con
lo descrito en la publicación de patente PCT anteriormente
mencionada W097/24981. Los uno o más parámetros fisiológicos pueden
ser o bien escalares o bien vectores y pueden comprender, por
ejemplo, el voltaje, la presión, la impedancia, la velocidad de
conducción o cualquier otro valor deseado.
Debe destacarse que la respuesta fisiológica es
un momento de llegada de una señal fisiológica que se propaga dentro
de la estructura biológica y la función vectorial puede tener
cualquier número indeterminado de funciones vectoriales (como se
indicó anteriormente). Por ejemplo, la función vectorial puede ser
una velocidad de conducción de la actividad eléctrica.
Preferentemente, después de que el volumen es
reconstruido en base a las coordenadas, los valores del parámetro
fisiológico son determinados para cada uno de los puntos de la
rejilla en base a la interpolación del valor del parámetro al nivel
de los puntos de muestra circundantes. Preferentemente, la
interpolación del parámetro fisiológico se lleva a cabo de manera
proporcional a la interpolación agregada de las coordenadas.
Alternativamente, los parámetros fisiológicos son interpolados de
acuerdo con la interpolación geométrica entre los puntos de la
rejilla. Alternativa o adicionalmente, los parámetros fisiológicos
son interpolados de manera similar a la etapa de igualación flexible
anteriormente descrita.
La superficie reconstruida puede ser
representada en movimiento, y/o un doctor puede solicitar una
representación de un punto temporal específico del ciclo.
Preferentemente, el parámetro fisiológico es representado mediante
la superficie reconstruida en base a una escala de color
predefinida. En una forma de realización preferente de la presente
invención, la fiabilidad de la reconstrucción de las zonas de la
superficie reconstruida se indica sobre la superficie representada.
Preferentemente, las zonas que están por debajo del umbral de un
usuario definido son representadas como semitransparentes,
utilizando un mezcla \alpha. Preferentemente, la fiabilidad de
cualquier punto de la rejilla se determina de acuerdo con la
proximidad de los puntos de muestra. Aquellos puntos situados sobre
la rejilla que están más allá de una distancia predeterminada
respecto del punto de muestra más próximos son menos fiables.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, las imágenes adquiridas como por ejemplo
imágenes VI-gramos (electrografías del ventrículo
izquierdo) y se utilizan junto con los puntos de muestra para
potenciar la velocidad y/o la precisión de la reconstrucción.
Preferentemente, el procesador lleva a cabo un procedimiento de
reconocimiento del objeto sobre la imagen para determinar la forma
de la superficie curvada cerrada en 3D para su utilización en la
construcción de la rejilla inicial de la reconstrucción. Alternativa
o adicionalmente, la imagen se utiliza por el médico para
seleccionar áreas en las cuales se desea en mayor medida recibir los
puntos de
muestra.
muestra.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención, el médico puede definir determinados puntos,
líneas o áreas sobre la rejilla que deben permanecer fijos y que no
van a ser ajustados. Alternativa o adicionalmente, algunos puntos
pueden ser adquiridos como puntos interiores que no van a situarse
en el mapa, debido a que no están sobre una superficie del volumen.
El procedimiento de reconstrucción se lleva a cabo en consonancia,
de forma que la curva cerrada no es desplazada demasiado próxima a
los puntos interiores.
En algunas formas de realización preferentes de
la presente invención la superficie de reconstrucción se utiliza
para determinar una estimación precisa del volumen de la cavidad. La
superficie es dividida por los puntos de la rejilla en
cuadriláteros, y cada cuadrilátero se subdivide en dos triángulos.
En base a estos triángulos se estima el volumen definido por la
superficie. Alternativamente, el volumen es calculado utilizando una
representación volumétrica. Pueden también llevarse a cabo otras
mediciones, como por ejemplo mediciones superficiales geodésicas en
la superficie, utilizando la superficie reconstruida.
Debe destacarse que algunas de las etapas
descritas anteriormente pueden ser ignoradas en algunas formas de
realización preferentes de la invención, con el fin de ahorrar
tiempo de procesamiento y acelerar el procedimiento de
reconstrucción.
Un ejemplo de un aparato fisiológico al cual es
particularmente aplicable la presente invención es el tiempo de
activación local (LAT) del tejido cardíaco. La presente invención
posibilita la medición del LAT, con respecto al ciclo cardiaco, en
una pluralidad de puntos de muestra sobre la superficie interior de
una cámara del corazón, utilizando un dispositivo, situado en la
punta de un catéter, que detecta la actividad eléctrica únicamente
en un solo punto de contacto de la punta del catéter con la
superficie interior de la cámara del corazón. Estas mediciones del
LAT son enviadas a los correspondientes puntos de una rejilla que se
corresponden con un concreto tiempo del ciclo cardiaco,
preferentemente una telediástole y son interpolados con los otros
puntos de la rejilla. Los puntos de la rejilla definen polígonos,
por ejemplo, triángulos; y una velocidad de propagación vectorial se
determina para cada polígono de la rejilla a partir de los valores
LAT en los puntos de la rejilla que son los vértices del polígono. A
cada rejilla se le asigna entonces la media de las velocidades de
propagación del polígono del cual es un vértice, y las velocidades
de propagación en las rejillas son alisadas y representadas
preferentemente como flechas colocadas en los puntos de la rejilla,
representando las direcciones de las flechas la dirección de
propagación y representando las longitudes de las flechas la
velocidad de propagación. Estas flechas proporcionan una
representación visual de la velocidad de propagación y de la
vorticidad de la propagación que permite que el electrofisiólogo
verifique el emplazamiento del tejido cardiaco enfermo que debe ser
tratado. Nótese que la medición y la representación de la velocidad
de propagación se basa en mediciones consecutivas en puntos
concretos sobre la superficie interior de la cámara del corazón, a
diferencia de los procedimientos de la técnica anterior, los cuales
requieren mediciones simultáneas en al menos dos puntos
claramente
separados.
separados.
En términos más generales, dicha representación
puede construirse con destino a cualquier función vectorial que se
relacione con una respuesta fisiológica medida en puntos
discontinuos sobre la superficie de una estructura biológica. La
función vectorial puede ser cualquiera entre un número indeterminado
de funciones vectoriales. Por ejemplo, la función vectorial puede
ser una velocidad de conducción de la respuesta fisiológica.
El LAT es un intervalo de tiempo entre un tiempo
de referencia determinado, por ejemplo, desde el ECG de la
superficie del cuerpo o del electrograma intracardiaco, y el tiempo
del episodio de despolarización local. Otras funciones escalares
útiles de los parámetros fisiológicos, pueden ser calculados y
representados, superpuestos sobre una pantalla combinada del LAT
(informa de pseudocolor) y de la velocidad de propagación (en forma
de flechas). Una función escalar útil es la amplitud de la tensión
medida en cada punto de muestra representada como un pseudocolor:
una amplitud anormalmente baja constituye un sistema de tejido
cicatricial, tras lo cual la velocidad de conducción puede ser
representada en forma de flechas.
Se proporciona, por consiguiente, de acuerdo con
la presente invención, un aparato para reconstruir un mapa de un
volumen, que incluye unos medios para determinar las coordenadas de
una pluralidad de emplazamientos sobre una superficie del volumen
que tiene una configuración, la generación de una rejilla de puntos
que define una superficie de reconstrucción en un espacio de 3D en
proximidad a unos emplazamientos determinados, para cada uno de los
puntos sobre la rejilla, que definen un vector respectivo,
dependiendo de un desplazamiento entre uno o más de los puntos
situados sobre la rejilla y uno o más de los emplazamientos, y para
ajustar la superficie de reconstrucción desplazando sustancialmente
cada uno de los puntos sobre la rejilla en respuesta al vector
respectivo, de forma que la superficie de reconstrucción se deforma
para asemejarse a la configuración de la superficie.
Preferentemente, el aparato constituye un medio
para representar la superficie de reconstrucción.
Preferentemente, la generación de la rejilla
incluye la generación de una rejilla de forma que la superficie de
reconstrucción abarque sustancialmente todos los emplazamientos
determinados o sea interior a sustancialmente todos los
emplazamientos determinados.
Preferentemente, la generación de la rejilla
incluye la definición de un elipsoide.
Preferentemente, la superficie de reconstrucción
se define y se ajusta sustancialmente de forma independiente de
cualquier presunción con respecto a la topología del volumen.
También preferentemente, la superficie de
reconstrucción se define y se ajusta sustancialmente sin referencia
a ningún punto dentro del volumen.
Alternativa o adicionalmente, la generación de
la rejilla incluye la adquisición de una imagen del volumen y la
definición de la superficie de reconstrucción de forma que se
asemeje a la imagen del volumen.
Así mismo, alternativa o adicionalmente, la
generación de la rejilla incluye la elección de una rejilla de una
biblioteca de memoria de acuerdo con al menos una característica del
volumen.
Preferentemente, el ajuste de la superficie
incluye una etapa de ajuste aproximado y una etapa de igualación
flexible.
Preferentemente, la etapa de ajuste aproximado
incluye el desplazamiento de cada punto sobre la rejilla hacia un
centro de masa ponderado respectivo de los emplazamientos
determinados, y a los emplazamientos más próximos al punto sobre la
rejilla se les otorga un peso mayor.
Preferentemente, el desplazamiento de cada punto
de la etapa de ajuste aproximado incluye la definición, para cada
uno de los puntos de la rejilla, de un respectivo vector de ajuste
aproximado que incluye una suma ponderada de vectores desde el punto
hasta cada uno de los emplazamientos determinados y el
desplazamiento de los puntos en una distancia proporcional al vector
respectivo.
Preferentemente, la definición del vector de
ajuste aproximado incluye el cálculo de una ponderación para cada
uno de los vectores sumados que es en general inversamente
proporcional a la magnitud del vector sumado elevada a una
predeterminada potencia.
Preferentemente, la ponderación incluye el
inverso de una suma de una constante y la magnitud del vector
elevada a una potencia entre 4 y 10.
Preferentemente, la constante es más pequeña que
una precisión de la determinación de los emplazamientos.
Preferentemente, el desplazamiento de cada punto
incluye el desplazamiento de cada punto hacia un punto escogido como
objetivo respectivo en una distancia entre el 50 y el 90% de la
distancia entre un punto y el punto elegido como objetivo.
Preferentemente, la etapa de igualación flexible
incluye la selección de un punto de la rejilla que va a ser asociado
respectivamente con cada uno de los emplazamientos determinados.
Preferentemente, la selección del punto de la
rejilla incluye el hallazgo para cada emplazamiento determinado de
un punto sobre la rejilla que esté sustancialmente más próximo a
aquél.
También preferentemente, la etapa de igualación
flexible incluye el desplazamiento de los puntos seleccionados de la
rejilla hacia sus respectivos emplazamientos determinados.
Preferentemente, el desplazamiento de los puntos
seleccionados de la rejilla incluye el desplazamiento de los puntos
de la rejilla sustancialmente sobre sus respectivos emplazamientos
determinados.
Preferentemente, la etapa de igualación flexible
incluye el desplazamiento de los puntos de la rejilla que no fueron
seleccionados en una cantidad dependiente de los desplazamientos de
los puntos circundantes de la rejilla.
Preferentemente, el desplazamiento de los puntos
de la rejilla que no fueron seleccionados incluye el desplazamiento
de los puntos de la rejilla en una cantidad sustancialmente
dependiente solo de los desplazamientos de los puntos de la rejilla
circundantes seleccionados.
Preferentemente, el desplazamiento de los puntos
de la rejilla incluye el cálculo de un desplazamiento de un punto de
la rejilla que no fue seleccionado en base a los desplazamientos de
los puntos de la rejilla seleccionados circundantes y de las
distancias desde estos puntos de la rejilla circundantes.
Preferentemente, el cálculo del desplazamiento
del punto de la rejilla incluye la interpolación entre los
desplazamientos de los puntos de la rejilla circundantes.
Preferentemente, las distancias incluyen
distancias geométricas.
Alternativa o adicionalmente, las distancias
incluyen una longitud de la superficie de la reconstrucción entre
los puntos de la rejilla.
Preferentemente, la etapa de igualación flexible
incluye la definición de una función de desplazamiento que incluye
una suma ponderada de vectores, conectando cada vector un
emplazamiento y su punto asociado.
Preferentemente, la etapa de igualación flexible
incluye el emplazamiento de los puntos de la rejilla de acuerdo con
la función de desplazamiento para alisar la superficie.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas incluye la colocación de la punta de un catéter en la
pluralidad de emplazamientos.
Preferentemente, la colocación de la punta del
catéter incluye la colocación del catéter en una pluralidad de
emplazamientos dentro de una cámara del corazón.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas incluye la colocación de la punta de un catéter en la
pluralidad de emplazamientos.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas incluye la transmisión y recepción de ondas no
ionizantes.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas incluye la colocación en la pluralidad de emplazamientos
de un dispositivo que genere señales indicativas de la posición del
dispositivo.
Preferentemente, el dispositivo genera unas
señales indicadoras de los 6 grados de posición y orientación del
dispositivo.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas incluye la recepción de las coordenadas procedente de
una fuente externa.
Preferentemente, el aparato incluye unos medios
para adquirir una señal indicadora de un valor de la actividad
fisiológica en sustancialmente cada uno de entre la pluralidad de
emplazamientos.
Preferentemente, la adquisición de la señal
incluye la adquisición de una señal indicadora de un valor de la
actividad eléctrica en el emplazamiento.
Preferentemente, el aparato incluye unos medios
para estimar un valor de la actividad fisiológica en los puntos de
la rejilla ajustados.
Preferentemente, la estimación del valor de la
unidad fisiológica incluye una estimación en base a un valor
adquirido de la actividad fisiológica en un emplazamiento en
proximidad a los puntos de la rejilla ajustados.
Preferentemente, la estimación en base al valor
adquirido incluye la interpolación del valor en respuesta a la
deformación de la superficie de reconstrucción.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas de una pluralidad de emplazamientos incluye la
determinación de las coordenadas de menos de 200 emplazamientos, más
preferentemente de menos de 50 emplazamientos, y como máxima
preferencia de menos de 20 emplazamientos.
Preferentemente, el volumen está en movimiento,
y la determinación de las coordenadas incluye la determinación de un
factor de corrección en respuesta al movimiento.
Preferentemente, el movimiento incluye un
movimiento cíclico, y la determinación del factor de corrección
incluye la determinación de un factor en respuesta a una respuesta
cíclica del movimiento.
Preferentemente, la determinación del factor
incluye un movimiento de filtrado a una frecuencia sustancialmente
diferente de la frecuencia cíclica.
Preferentemente, el movimiento incluye un
movimiento cíclico, y la determinación de las coordenadas incluye la
determinación de las coordenadas en una fase predeterminada del
movimiento cíclico.
Preferentemente, la determinación de las
coordenadas en la fase predeterminada incluye la determinación de
las coordenadas en una pluralidad de puntos temporales y el ajuste
de las coordenadas con respecto al movimiento cíclico.
Preferentemente, el ajuste de las coordenadas
incluye la determinación de una cadencia del movimiento cíclico
junto con las coordenadas para sustancialmente la determinación de
cada coordenada.
Preferentemente, la generación de la rejilla y
el ajuste de la superficie de reconstrucción se llevan a cabo
separadamente con respecto a las coordenadas determinadas en cada
fase del movimiento cíclico.
Alternativa o adicionalmente, la generación y el
ajuste se llevan a cabo para las coordenadas de una pluralidad de
fases del movimiento cíclico para constituir un mapa del movimiento
del volumen.
Preferentemente, la generación de la rejilla y
el ajuste de la superficie de reconstrucción se llevan a cabo para
un primer grupo de coordenadas determinado en una primera fase del
movimiento cíclico, y la superficie reconstruida del primer grupo se
ajusta para constituir una superficie reconstruida en una o más
fases adicionales.
Preferentemente, el aparato incluye unos medios
para alisar la superficie reconstruida.
Preferentemente, el aparato incluye unos medios
para aplicar una transformación afín a la superficie
reconstruida.
Preferentemente, el aparato incluye unos medios
en una etapa final en la cual cada emplazamiento determinado está
asociado con un punto respectivo de la rejilla, y los puntos
asociados de la rejilla son desplazados sobre emplazamientos
determinados mientras que los puntos de la rejilla no asociados son
sustancialmente no desplazados.
Preferentemente, el aparato incluye unos medios
para estimar una medición del volumen en respuesta a la superficie
reconstruida.
Preferentemente, la estimación de la medición
del volumen incluye la elección de un punto arbitrario dentro de la
rejilla y el cálculo de los volúmenes de los tetrahedos definidos
por el punto arbitrario y grupos de tres puntos sobre la rejilla que
cubren la entera superficie de la rejilla.
Se proporciona así mismo de acuerdo con una
forma de realización preferente de la presente invención un aparato
para reconstruir un mapa de un volumen a partir de las coordenadas
de una pluralidad de emplazamientos determinados sobre una
superficie del volumen que tiene una configuración, que incluye un
procesador, el cual recibe las coordenadas y genera una rejilla de
puntos que define una superficie de reconstrucción en un espacio de
3D en proximidad a los emplazamientos determinados, y que define un
vector respectivo para cada uno de los puntos sobre la rejilla,
dependientes de un desplazamiento entre uno o más de los puntos
sobre la rejilla y uno o más de los emplazamientos, y el cual ajusta
la superficie de reconstrucción desplazando cada uno de los puntos
de la rejilla en respuesta al vector respectivo, para que la
superficie de reconstrucción se deforme y se asemeje a la
configuración de la superficie del volumen.
Preferentemente, el aparato incluye una pantalla
de representación para representar una superficie ajustada.
Preferentemente, el procesador analiza la
superficie de ajuste para determinar una característica del
volumen.
Preferentemente, el aparato incluye una memoria
para almacenar una superficie ajustada.
Preferentemente, la rejilla inicialmente abarca
sustancialmente todos los emplazamientos determinados.
Preferentemente, el aparato incluye un
dispositivo de representación de imágenes para adquirir una imagen
del volumen, y el procesador define la rejilla inicialmente de forma
que se asemeje a la imagen del volumen.
Preferentemente, el aparato incluye una
biblioteca de memoria que incluye una pluralidad de curvas cerradas,
y el procesador define la rejilla inicialmente escogiendo una curva
cerrada de la biblioteca de memoria de acuerdo con al menos una
característica del volumen.
Preferentemente, el procesador genera y define
la superficie de reconstrucción sustancialmente de manera
independiente de cualquier presunción con respecto a la topología
del volumen.
Preferentemente, el procesador genera y define
la superficie de reconstrucción sustancialmente sin referencia a
ningún punto dentro del volumen.
Preferentemente, el procesador constituye la
rejilla ajustada en dos etapas: una etapa de ajuste aproximado y una
etapa de igualación flexible.
Preferentemente, en la etapa de ajuste
aproximado, el procesador desplazada cada punto sobre la rejilla
hacia un respectivo centro de masa ponderado de los emplazamientos
determinados, y a los emplazamientos más próximos al punto sobre la
rejilla se les otorga un peso mayor.
Preferentemente, el procesador calcula el centro
de masa utilizando una ponderación que es sustancialmente
proporcional para cada emplazamiento al inverso de la suma de una
constante pequeña y de la distancia entre el punto y el
emplazamiento elevada a una potencia entre 4 y 10.
Preferentemente, la constante es más pequeña que
una precisión de la determinación de los emplazamientos.
Preferentemente, en la etapa de igualación
flexible, el procesador selecciona un respectivo punto de la rejilla
para asociarlo con cada uno de los emplazamientos determinados.
Preferentemente, el punto seleccionado de la
rejilla para cada emplazamiento seleccionado incluye un punto sobre
la rejilla que está más próximo al emplazamiento.
Preferentemente, en la etapa de igualación
flexible, el procesador desplaza los puntos seleccionados de la
rejilla hacia sus respectivos emplazamientos asociados.
Preferentemente, el procesador desplaza los
puntos seleccionados de la rejilla sobre los emplazamientos
asociados.
Preferentemente, el procesador desplaza los
puntos de la rejilla no seleccionados en una cantidad dependiente de
los desplazamientos de los puntos circundantes de la rejilla.
Preferentemente, la cantidad de desplazamiento
de los puntos no seleccionados de la rejilla es dependiente de los
desplazamientos de los puntos circundantes seleccionados de la
rejilla.
Preferentemente, la cantidad de movimiento de
cada uno de los puntos no seleccionados de la rejilla es calculado
por el procesador en base a las distancias desde los puntos
circundantes no seleccionados de la rejilla al punto no seleccionado
de la rejilla.
Preferentemente, la cantidad de desplazamiento
de los puntos no asociados de la rejilla se calcula por el
procesador en base a la interpolación de los desplazamientos de los
puntos circundantes seleccionados de la rejilla.
Preferentemente, las distancias incluyen
distancias geométricas.
Preferentemente, el aparato incluye una sonda,
la cual es situada en conexión con la superficie para determinar los
desplazamientos sobre ella.
También preferentemente, la sonda incluye un
sensor de posición que indica la posición de una punta de la
sonda.
Preferentemente, el sensor incluye al menos una
bobina.
Preferentemente, el sensor genera unas señales
indicadoras de la posición y orientación del sensor.
Alternativa o adicionalmente la sonda incluye
una porción funcional para adquirir un valor de una actividad
fisiológica en una pluralidad de emplazamientos.
Preferentemente, la porción funcional incluye un
electrodo.
Preferentemente, el procesador estima un valor
de la actividad fisiológica en los puntos ajustados de la
rejilla.
Preferentemente, el procesador estima el valor
de la actividad fisiológica en base a los valores adquiridos de la
actividad fisiológica en puntos circundantes a los puntos ajustados
de la rejilla.
Preferentemente, el procesador estima el valor
por interpolación a partir de los valores adquiridos en respuesta a
la deformación de la superficie de reconstrucción.
Preferentemente, el aparato incluye un catéter
de referencia para registrar los emplazamientos determinados con
respecto a un marco de referencia asociado con el volumen.
Preferentemente, el aparato incluye un monitor
para ECG para transmitir el funcionamiento de la sonda para
determinar los puntos en una fase fija de un movimiento cíclico del
volumen.
También se proporciona de acuerdo con una forma
de realización preferente de la invención, un aparato para
representar los valores de un parámetro que varía sobre una
superficie, incluyendo la determinación de un valor de un parámetro
en cada uno de entre una pluralidad de puntos sobre la superficie, y
ofrecer una imagen de la superficie en una pantalla con un grado
diferente de transparencia en áreas diferentes de la superficie, que
responden en cada una de las áreas al valor del parámetro en uno o
más puntos del área.
Preferentemente, la determinación del valor
incluye el muestreo de una pluralidad de puntos y la creación de un
mapa de la superficie en respuesta a aquél, y el suministro de la
imagen incluye el suministro de una representación gráfica del
mapa.
Preferentemente, la creación del mapa incluye la
creación de un mapa en 3D.
Preferentemente, la determinación del valor
incluye la determinación de una medición de la fiabilidad del mapa
en cada una de las áreas.
Preferentemente, el suministro de la imagen
incluye el suministro de una o más de las áreas que tienen una
medida baja de fiabilidad con respecto a otra o más de las áreas con
un grado de transparencia relativamente mayor.
Preferentemente, la determinación de la medida
de la fiabilidad incluye la determinación de una densidad de los
puntos de muestra.
Preferentemente, el suministro de la imagen
incluye la definición de una escala de color y la representación de
un color asociada con el valor, en cada uno de la pluralidad de
puntos.
Preferentemente, la pluralidad de puntos incluye
unos puntos de muestra y unos puntos interpolados, y la
determinación de la medida de la fiabilidad incluye la asignación de
una medida de alta fiabilidad a los puntos de muestra.
Preferentemente, la determinación de la medida
de la fiabilidad incluye la asignación de unas medidas de la
fiabilidad en los puntos interpolados de acuerdo con su respectiva
distancia desde un punto de muestra más próximo.
También se proporciona de acuerdo con una forma
de realización preferente de la presente invención, un aparato para
diagnosticar un estado de una estructura biológica que incluye la
medición de una respuesta fisiológica en al menos tres puntos de
muestra sobre una superficie de la estructura biológica, el cálculo
de una función vectorial con relación a la respuesta, y la
visualización de una representación de la función vectorial.
Preferentemente, la función vectorial está
relacionada con un gradiente de la respuesta fisiológica.
Preferentemente, la respuesta fisiológica es una
función del tiempo.
Más preferentemente, la respuesta fisiológica es
un tiempo de llegada de una señal fisiológica que se propaga dentro
de la estructura biológica, y la función vectorial puede tener
cualquier número indeterminado de funciones vectoriales, como máxima
preferencia es una velocidad de conducción.
Preferentemente, la representación incluye una
flecha en cada punto de muestra, estando la longitud de la flecha
relacionada con la magnitud de la función vectorial en cada punto de
muestra, y estando la dirección de la flecha relacionada con la
dirección de la función vectorial en cada punto de muestra.
Preferentemente, el aparato así mismo incluye
unos medios para hacer encajar una superficie con unos puntos de
muestra y visualizar la superficie, superponiéndose la visualización
de la representación sobre la visualización de la superficie.
También aquí, es preferente que la representación incluya una flecha
en cada punto de muestra, estando la longitud de la flecha
relacionada con la magnitud de la función vectorial en cada punto de
muestra; y estando la dirección de la fecha relacionada con la
dirección de la función vectorial en cada punto de muestra.
Preferentemente, el ajuste de la superficie
sobre los puntos de muestra incluye la representación de la
superficie como una rejilla que incluya al menos tantos puntos de la
rejilla como puntos de muestra. Más preferentemente, al menos uno de
los puntos de la rejilla coincide con uno de los puntos de
muestra.
Preferentemente, la rejilla incluye una
pluralidad de polígonos, siendo los puntos de la rejilla los
vértices de los polígonos, siendo cada punto de la rejilla un
vértice de al menos un polígono, y el cálculo de la función
vectorial incluye las etapas de interpolación de la respuesta en los
puntos de la rejilla, la asignación de un valor de la función
vectorial a cada polígono, basándose el valor de la función
vectorial asignada a cada polígono en la respuesta interpolada en
los puntos de la rejilla que son los vértices de ese polígono, y la
determinación de un valor de la función vectorial en cada punto de
la rejilla, basándose el valor de la función vectorial en cada
punto de la rejilla en los valores de la función vectorial asignados
a los polígonos de los cuales ese punto de la rejilla es un vértice.
Como máxima preferencia, los polígonos son triángulos.
Más preferentemente, el cálculo de la función
vectorial así mismo incluye el alisamiento de los valores de la
función vectorial en los puntos de la rejilla. Como máxima
preferencia, los parámetros de alisamiento pueden determinarse en
base al conocimiento a priori acerca del corazón
específico.
Preferentemente, el aparato así mismo incluye
unos medios para calcular las funciones escalares relacionadas con
la respuesta fisiológica y la visualización de las representaciones
de estas funciones escalares superpuestas sobre la visualización de
la superficie junto con la representación de la función vectorial.
Un importante ejemplo de una función escalar del tipo indicado es
una amplitud de las mediciones de respuesta fisiológicas en los
puntos de muestra. En otro ejemplo importante, útil en el
diagnóstico de una cardiopatía, las mediciones son mediciones de
voltaje, una función escalar es la amplitud de las mediciones de
voltaje en cada punto de muestra y la función vectorial es una
velocidad de conducción inferida a partir del tiempo de activación
local.
Preferentemente, la respuesta fisiológica es una
impedancia, en la que una función escalar es una amplitud de las
impedancias, y la función vectorial es una velocidad de
conducción.
Preferentemente, el aparato así mismo incluye
unos medios para inferir la anomalía a partir de la representación
de la función vectorial. Preferentemente, la inferencia de la
anomalía incluye la identificación de al menos un emplazamiento
sobre la superficie que esté afectada por la anomalía, y el aparato
así mismo incluye unos medios para tratar aquellos
emplazamientos.
Preferentemente, el tratamiento incluye la
ablación de la estructura biológica en aquellos emplazamientos.
Preferentemente, la respuesta fisiológica se
mide consecutivamente en los puntos de muestra.
Se proporciona también, de acuerdo con una forma
de realización preferente de la presente invención, un aparato con
unos medios para el diagnóstico de un estado de una estructura
biológica, que incluye la medición de una respuesta fisiológica en
al menos tres puntos de muestra sobre una superficie de la
estructura biológica, el cálculo de una función vectorial
relacionada con la respuesta y la inferencia del estado a partir de
la función vectorial.
Preferentemente, la función vectorial está
relacionada con un gradiente de la respuesta fisiológica.
Preferentemente, la respuesta fisiológica es una
función del tiempo.
Más preferentemente, la respuesta fisiológica es
un tiempo de llegada de una señal fisiológica que se propaga dentro
de la estructura biológica, y la función vectorial es una velocidad
de la propagación.
Preferentemente, la inferencia del estado
fisiológico incluye la identificación de al menos un emplazamiento
sobre la superficie que esté afectada por una anomalía, y el aparato
así mismo incluye unos medios para tratar aquellos
emplazamientos.
Preferentemente, el tratamiento incluye la
ablación de la estructura biológica en aquellos emplazamientos.
Preferentemente, la respuesta fisiológica se
mide consecutivamente en los puntos de muestra.
La invención se describe en la presente memoria,
únicamente a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos que se
acompañan, en los cuales:
la Fig. 1 es una vista, en perspectiva
esquemática, de un sistema de cartografía cardiaca, de acuerdo con
una forma de realización preferente de la presente invención;
la Fig. 2 muestra un catéter de cartografía
dentro de un corazón de un paciente, de acuerdo con una forma de
realización preferente de la presente invención;
la Fig. 3 es un diagrama de flujo que ilustra un
muestreo de puntos y una reconstrucción de un mapa, de acuerdo con
una forma de realización preferente de la presente invención;
la Fig. 4 es un diagrama de flujo que ilustra un
procedimiento de reconstrucción, de acuerdo con una forma de
realización preferente de la presente invención;
las Figs. 5A a 5E son gráficos simplificados, de
dos dimensiones, que ilustran la reconstrucción ilustrativa de un
mapa a partir de unos puntos de muestra, de acuerdo con una forma de
realización preferente de la presente invención;
la Fig. 6 es una ilustración esquemática de un
volumen de un corazón reconstruido representado, de acuerdo con una
forma de realización preferente de la presente invención;
la Fig. 7 es una ilustración de la estimación de
un volumen de acuerdo con otra forma de realización preferente de la
presente invención;
la Fig. 8 es una ilustración de una
reconstrucción de acuerdo con otra forma de realización preferente
de la presente invención;
la Fig. 9 muestra un frente de ondas planar que
cruza el triángulo de una rejilla;
la Fig. 10 muestra una representación combinada
de LAT - velocidad de conducción de una aurícula humana afectada por
un aleteo auricular;
la Fig. 11 muestra una representación combinada
de LAT - velocidad de conducción de una aurícula humana afectada de
aleteo auricular.
la Fig. 12 muestra un modelo, sobre un trazado
combinado de amplitud de voltaje - velocidad de conducción que es
sintomático de una taquicardia ventricular de un ventrículo
humano;
la Fig. 13 muestra una representación de una
velocidad de conducción del ventrículo izquierdo de un perro en la
que el corazón está embarcado en un ritmo sinusal procedente del
ápice de la ventrículo derecha; y
la Fig. 14 muestra una representación de la
velocidad de conducción de la aurícula derecha de un corazón humano
afectado de aleteo auricular.
La Fig. 1 muestra un sistema de cartografía 18
destinado a la cartografía de un volumen del corazón de un paciente,
de acuerdo con una forma de realización preferente de la presente
invención. El sistema 18 comprende una sonda alargada,
preferentemente un catéter 20 para su inserción dentro del cuerpo
humano. El extremo distal 22 del catéter 20 incluye una porción
funcional 24 para efectuar el diagnóstico y/o determinadas funciones
terapéuticas, adyacente a la punta distal 26. La porción funcional
24 preferentemente comprende unos electrodos (no mostrados en la
figura) para llevar a cabo unas mediciones electrofisiológicas,
según se describe, por ejemplo, en la Patente estadounidense
5,391,199 o en la publicación PCT WO97/24983.
Alternativa o adicionalmente, la porción
funcional 24 puede incluir otros aparatos de diagnóstico destinados
al registro de valores de determinados parámetros en puntos situados
dentro del cuerpo. Dichos aparatos pueden incluir un sensor químico,
un sensor de la temperatura, un sensor de la presión y/o cualquier
otro sensor deseado. La porción funcional 24 puede determinar un
único valor para cada punto del parámetro, o alternativamente una
pluralidad de valores dependientes del tiempo de su obtención. La
porción funcional 24 puede también incluir aparatos terapéuticos
según es conocido en la técnica.
El extremo distal 22 del catéter 20 incluye así
mismo un dispositivo 28 que genera unas señales utilizadas para
determinar la posición y, preferentemente, la orientación del
catéter dentro de cuerpo. El dispositivo 28 está preferentemente
adyacente a la porción funcional 24, en relación fija con la punta
26. El dispositivo 28 preferentemente comprende tres bobinas no
concéntricas, como las que se describen en la publicación de patente
PCT WO96/05768. Este dispositivo permite la generación continua de
información en seis dimensiones de la orientación y posición con
respecto a un campo magnético aplicado externamente.
Alternativamente, el dispositivo 28 comprende otros sensores de la
posición y/o de las coordenadas según lo descrito en la Patente
estadounidense 5,391,199, la Patente estadounidense 5,443,489 y la
Publicación PCT WO94/04938. También alternativa o adicionalmente la
punta 26 está marcada con un marcador cuya posición puede
determinarse desde fuera del cuerpo, por ejemplo, un marcador
radioopaco para su uso con un fluoroscopio.
El catéter 20 preferentemente incluye un asidero
30 que tiene unos controles 32 que se utilizan por el cirujano para
dirigir el extremo distal 22 del catéter en una dirección deseada,
para situarlo y orientarlo según se desee. El catéter 20
preferentemente comprende un mecanismo de dirección situado en el
extremo distal 22, según es conocido en la técnica, para facilitar
la recolocación de la punta 26.
El catéter 20 está acoplado, mediante un cable
de extensión 21, a una consola 34 que permite al usuario observar y
regular las funciones del catéter 20. La consola 34 preferentemente
incluye una computadora 36, un teclado 38, unos circuitos de
procesamiento de señales 40, los cuales están situados típicamente
dentro de la computadora, y una pantalla 42. Los circuitos de
procesamiento de señales 40 típicamente reciben, amplifican, filtran
y digitalizan las señales procedentes del catéter 20, incluyendo las
señales generadas por el dispositivo 28 de generación de las señales
de la posición, por medio de lo cual estas señales digitalizadas son
recibidas y utilizadas por la computadora 36 para computar la
orientación y posición del catéter. Alternativamente, puede
asociarse una circuitería apropiada con el catéter mismo para que
los circuitos 40 reciban unas señales que estén ya amplificadas,
filtradas y/o digitalizadas. Preferentemente, la computadora 36
incluye una memoria para almacenar las posiciones y los parámetros
determinados de los puntos. La computadora 36 incluye también
preferentemente un hardware de gráficos dedicados para la
manipulación poligonal, el cual posibilita el llevar a cabo las
etapas de reconstrucción descritas a continuación en la presente
memoria utilizando técnicas gráficas rápidas de computadora.
Preferentemente, el sistema 18 incluye también
un monitor 73 de ECG, acoplado para recibir señales procedentes de
uno o más electrodos 52 de la superficie del cuerpo y transmitir las
señales hasta la computadora 36. Alternativamente, la función de
vigilancia del ECG puede llevarse a cabo por los circuitos 40.
La Fig. 2 muestra una porción distal del catéter
de cartografía 20 situado dentro de un corazón 70 de un paciente, de
acuerdo con una forma de realización preferente de la presente
invención. El catéter 20 está insertado en el corazón 70 y la punta
26 es situada en contacto con una pluralidad de emplazamientos, como
por ejemplo los emplazamientos 75 y 77 situados sobre una superficie
interior 72 del corazón 70. La superficie 72 limita el volumen que
va a ser reconstruido, y son los emplazamientos de esta superficie
los que van a ser objeto de muestra. En cada una de las pluralidades
de emplazamientos, las coordenadas de la punta 26 se determinan por
el dispositivo 28, preferentemente junto con la información
fisiológica determinada por la porción funcional 24. Las coordenadas
determinadas y, opcionalmente, la información fisiológica
constituyen un punto de datos locales. Los puntos de datos locales
procedentes de una pluralidad de emplazamientos se utilizan para
levantar un mapa del corazón 70, o de una porción del corazón.
Al menos un catéter de referencia 78 es
preferentemente insertado dentro del corazón 70 y es situado en una
posición fija con respecto al corazón. Comparando las posiciones de
los catéteres 20 y 78, la posición de la punta 70 está determinada
con precisión con respecto al corazón, con independencia del
movimiento de corazón. Alternativamente, puede utilizarse cualquier
otro procedimiento apropiado para compensar el movimiento del
corazón 70.
Preferentemente, las coordenadas de la punta 26
de la pluralidad de emplazamientos se determinan en un punto -
tiempo común en el ciclo cardíaco, preferentemente en una
telediástole. Alternativa o adicionalmente cada posición determinada
es registrada justo con un punto - tiempo, preferentemente con
respecto a un punto - tiempo predeterminado del ciclo cardíaco y
junto con la indicación del ritmo cardiaco actual. El punto - tiempo
relativo y el ritmo del ciclo se utilizan para corregir el
movimiento del corazón. De esta forma es posible determinar las
posiciones de un gran número de puntos, de manera simple, dentro de
un periodo de tiempo limitado.
También alternativa o adicionalmente la posición
de la punta 26 se determina en cada emplazamiento en dos o más
puntos - tiempo del ciclo cardiaco, de forma que, para cada
emplazamiento, se determina una gama de posiciones. Así, un mapa
geométrico de la pluralidad de emplazamientos puede comprender una
pluralidad de "imágenes instantáneas" del corazón 70 estando
cada imagen instantánea asociada con una fase diferente del ciclo
cardiaco. El ciclo cardiaco se determina preferentemente utilizando
el monitor de ECG 73, de acuerdo con las lecturas fisiológicas
procedentes de la porción funcional 24 o de acuerdo con los
movimientos del catéter de referencia 78. Preferentemente, cada
posición se determina junto con el ritmo cardiaco en el momento de
la determinación. Una transformación de cambio de la frecuencia y
fase se aplica preferentemente a una pluralidad de posiciones en
cada emplazamiento para llevar las posiciones hasta un estado tal
como si estuvieran determinadas en puntos - tiempos comunes con
respecto a un ritmo cardiaco común predeterminada.
Preferentemente, la transformación aplicada a
las posiciones sirve también para reducir o eliminar los efectos de
cualquier movimiento del corazón que no sea debido al ciclo
cardiaco, particularmente el movimiento del pecho debido a la
respiración u otros movimientos del paciente. Estos efectos son
eliminados definiendo una trayectoria cíclica de los puntos asociada
con cada emplazamiento, y a continuación filtrando las frecuencias
de trayectoria del movimiento distintas de las frecuencias asociadas
con el ritmo cardiaco. Preferentemente, cualquier frecuencia cuya
longitud de onda correspondiente no dividan uniformemente la
longitud del ciclo cardiaco, es eliminada. El resultado para cada
emplazamiento es una trayectoria modificada, que incluye un punto
telediastólico corregido, el cual a continuación se utiliza en la
reconstrucción del mapa del corazón, de acuerdo con lo descrito más
adelante en la presente memoria.
Preferentemente, en cada emplazamiento en el que
está situado la punta 26, se verifica que el catéter 20 esté en
contacto con la superficie, utilizando cualquier procedimiento
pertinente, por ejemplo, según lo descrito en la publicación PCT
WO97/24981.
La Fig. 3 es un diagrama de flujo que ilustra el
proceso de muestreo de puntos y de reconstrucción de un mapa, de
acuerdo con una forma de realización preferente de la presente
invención. De acuerdo con lo anteriormente descrito, el catéter 20
es situado en contacto con la superficie 72 del corazón 70. Y las
señales son recibidas desde el catéter 20 para constituir una
característica de puntos de datos locales del emplazamiento de la
punta 26. El punto de datos locales preferentemente incluye las
coordenadas del punto en una pluralidad de puntos de tiempo y uno o
más valores asociados con el punto, de al menos un parámetro
fisiológico. Preferentemente, de acuerdo con lo antes señalado, el
punto de datos locales incluye una indicación del ritmo cardiaco y
del punto de tiempo del ciclo cardiaco para cada coordenada
determinada. Los valores de parámetro pueden estar asociados con
puntos de tiempo específicos o pueden estar asociados genéricamente
con el punto.
Preferentemente, se verifica el contacto entre
la punta 26 y la superficie 72 y el punto es añadido al mapa
únicamente si hay suficiente contacto entre la punta y la
superficie. En una forma de realización preferente de la invención,
los puntos para los cuales no existe un adecuado contacto son
añadidos a una base de datos de puntos interiores. Estos puntos son
interiores a la superficie reconstruida e indican áreas en el mapa
que no son parte de la superficie reconstruida. Alternativa o
adicionalmente, el usuario puede indicar los puntos de muestra que
no van a ser utilizados como parte de la superficie reconstruida,
por ejemplo porque están marcadamente fuera del área de los otros
puntos de muestra. La punta 26 es a continuación desplazada hasta un
emplazamiento adicional sobre la superficie 72 y los datos son
igualmente determinados con respecto al punto adicional. Este
procedimiento se repite para una pluralidad de puntos de muestra
hasta que se determinan datos para un número suficiente de puntos
para elaborar el mapa, o durante una cantidad de tiempo
predeterminada. Preferentemente, la computadora 36 cuenta el número
de puntos de muestra y compara el número de puntos con respecto a un
número mínimo de puntos requerido predeterminado. Preferentemente,
el número de puntos predeterminado oscila entre aproximadamente 10 y
20 puntos en procedimientos rápidos que alcanzan hasta los 100
puntos en procedimientos largos. Alternativa o adicionalmente, el
médico hace saber a la computadora 36 cuándo se ha obtenido una
muestra de un número suficiente de puntos.
Se reconstruye un mapa del corazón 70 o de un
volumen dentro del corazón, según se describe más adelante, y el
médico decide si el mapa incluye una información suficientemente
detallada y parece ser preciso. Si el mapa no es suficiente, se
obtienen más puntos y el mapa es, de acuerdo con estos datos,
ampliado, o es reconstruido de nuevo. El mapa reconstruido es a
continuación utilizado para el análisis del funcionamiento del
corazón 70 y el médico puede decidir sobre un tratamiento requerido
acorde con esta reconstrucción.
La Fig. 4 es un diagrama de flujo que ilustra un
procedimiento de reconstrucción, de acuerdo con una forma de
realización preferente de la presente invención. La reconstrucción
se lleva inicialmente a cabo para posiciones determinadas en un
punto de tiempo de anclaje (t_{0}) del ciclo cardiaco, como por
ejemplo una telediástole. En una primera etapa de la reconstrucción
inicial, se construye una rejilla que encierra los puntos de
muestra. A continuación, se aplica una etapa de distorsión del
modelo a la rejilla, en la cual la rejilla es ajustada
aproximadamente a la forma definida por los puntos de muestra. A
continuación, se lleva a cabo una etapa preferentemente repetitiva
de igualación flexible para ajustar con precisión los puntos de la
rejilla de acuerdo con las coordenadas de los puntos de muestra. El
ajuste final se aplica preferentemente a la rejilla incluyendo el
alisado, una transformación afín y/o una etapa de igualación exacta
que determina que la rejilla incluya sustancialmente todos los
puntos de muestra. Los valores de parámetro asociados con los puntos
de muestra son preferentemente interpolados con los puntos de la
rejilla y la rejilla es a continuación representada. Este
procedimiento se describe con mayor detalle más adelante con
referencia a las figuras que siguen.
Las Figs. 5A a 5E son gráficos simplificados, de
dos dimensiones, que ilustran el procedimiento de reconstrucción de
un punto - tiempo único, de acuerdo con una forma de realización
preferente de la presente invención. Por razones de claridad de la
presente invención, las figuras y la descripción subsecuente se
refieren a un ejemplo simplificado, de dos dimensiones. La extensión
de los principios ilustrados en la presente memoria a la
reconstrucción en 3D resultará clara para los expertos en la
materia. Los puntos S_{i} son puntos de muestra situados sobre la
superficie del volumen que va a ser reconstruido, cuyas coordenadas
fueron recibidas durante el proceso de muestreo anteriormente
descrito.
Como se muestra en la Fig. 5A, en la primera
etapa, se define una rejilla inicial 90 en proximidad a los puntos
de muestra, abarcando preferentemente los puntos de muestra.
Alternativamente, la rejilla 90 puede ser interior a los puntos de
muestra o pasar entre los puntos. Preferentemente la rejilla 90
comprende una serie de puntos sustancialmente mayor que el número de
puntos de muestra. La densidad de los puntos es preferentemente
suficiente para levantar un mapa con la suficiente precisión
requerida para cualquier procedimiento médico. En una forma de
realización preferente de la presente invención, el médico puede
ajustar la densidad de los puntos sobre la rejilla de acuerdo con un
equilibrio deseado entre velocidad de reconstrucción y precisión.
Preferentemente, la rejilla 90 tiene forma elipsoidal o cualquier
otra forma cerrada simple.
Alternativa o adicionalmente la rejilla 90 tiene
una forma basada en características conocidas del volumen sobre cuya
superficie están situados los puntos de muestra, por ejemplo, una
forma determinada elaborando un VI-grama
(electrografía del ventrículo izquierdo) u otra representación del
corazón en imágenes por fluoroscopio o por ultrasonidos. En una
forma de realización preferente de la presente invención, la
computadora 36 contiene una base de datos de rejillas iniciales de
acuerdo con los volúmenes habitualmente objeto de muestra. El médico
indica, preferentemente a través del teclado 38, qué volumen está
siendo objeto de muestra y se escoge la rejilla inicial de acuerdo
con ello. La rejilla escogida puede inicialmente alinearse con los
puntos de muestra utilizando cualquier procedimiento conocido en la
técnica, por ejemplo, el descrito por Paul J. Besl y Neil D. McKay,
"A method for registration of 3-D shapes" IEEE
Transactions on Pattern Análisis and Machine Intelligence, 14 (2):
239-258, February 1992 [Paul J. Besl y Neil D.
McKay, "Procedimiento para el registro de formas en 3D".
Transacciones del IEEE sobre Análisis de Modelos e Inteligencia
Computerizada, 14 (2): 239 a 258. Febrero 1992]. La rejilla inicial
puede alternativamente ser escogida de la biblioteca de rejillas
utilizando una refundición o alineación geométrica, de acuerdo con
lo descrito, por ejemplo, por Haim J. Wolfson,
"Model-based object recognition by geometric
hashing", en: O. Faugeras, ed., Computer
Vision-ECCV90 (First European Conference on Computer
Vision, Antibes, France. April 23-27, 1990),
Springer, Berlin 1990, 526-536 [Haim J. Wolfson,
"Reconocimiento de objetos basados en modelos mediante refundición
geométrica", en O. Faugeras, ed., Visión Informática - ECCV90
(Primera Conferencia Europea sobre Visión Informática, Antibes,
Francia, Abril 23 a 27, 1990), Springer, Berlin 1990, 526 a 536], o
por P. Huttenlocher and S. Ullman, "Recognizing solid objects by
alignment with an image", Internacional Journal of Computer
Vision, 5: 195-212, 1990. [P. Huttenlocher y S.
Ullman, "Reconocimiento de objetos sólidos mediante su alineación
con una imagen", Revista Internacional de Visión Informática, 5:
195 a 212, 1990]. Después de la alineación inicial, el procedimiento
de la presente invención avanza, preferentemente como se muestra en
la Fig. 4 y se describe con mayor detalle más adelante en la
presente memoria.
Como se muestra en la Fig. 5B, la rejilla 90 es
transformada en una rejilla 92 de puntos G', la cual es un ajuste
aproximado hacia la estructura del volumen de muestra. Para cada
punto Gj sobre la rejilla 90 se construye un vector de ajuste
\overline{V}_{j}, y el punto Gj es sustituido por un punto
correspondiente Gj' sobre la rejilla 92 el cual es desplazado en
\overline{V}_{j} del punto Gj sobre la rejilla 90. El vector de
ajuste \overline{V}_{j} es preferentemente una suma ponderada de
vectores \overline{V}_{ji} de Gj a los puntos de muestra S_{i}
como se muestra en la Fig. 5A.
Preferentemente, las ponderaciones de los
vectores \overline{V}_{ji} de la suma son de manera acusada
inversamente dependientes de la magnitud de los vectores.
Preferentemente, las ponderaciones son
inversamente dependientes de la magnitud elevada a una potencia (k).
Donde k preferentemente oscila entre 4 y 10 y, como máxima
preferencia entre 6 y 8. En una forma de realización preferente de
la presente invención, los vectores de ajuste \overline{V}_{j}
se calculan de acuerdo con la ecuación (1):
En la ecuación (1), épsilon es una cantidad
escalar pequeña, preferentemente, más pequeña que la magnitud del
vector más pequeño que no es cero, y es preferentemente del tamaño
de la precisión de la determinación de los puntos de muestra, por
ejemplo, aproximadamente 10º. Epsilon se utiliza para impedir la
división por cero cuando el punto de la rejilla no es punto de
muestra, y, por consiguiente, la magnitud del vector es cero.
C_{f} es un factor constante entre 0,1 y 1, preferentemente entre
0,5 y 0,9 y como máxima preferencia aproximadamente 0,75, el cual se
ajusta para determinar la proximidad de los puntos G_{j}' respecto
de los puntos S_{i} en el ajuste aproximado.
En una forma de realización preferente, la
influencia del punto de muestra Si sobre el punto Gj de la rejilla,
tiene en cuenta no solo la distancia entre el punto de muestra Si y
Gj como se muestra en la ecuación (1) anterior sino también la
densidad de los puntos de muestra S en las inmediaciones de Si. Por
tanto, el vector de ponderación aplicado a cada punto de muestra
\frac{1}{r^{i}_{j} + \varepsilon} se multiplica por un valor de
densidad \delta_{i},
el cual preferentemente adopta unos valores
entre 0 y 1. Preferentemente, \delta_{i}, se define en la
ecuación (2):
Cuantos más puntos haya en las inmediaciones de
S_{i} más pequeño es el valor que adopta \delta_{i} y menor
influencia tiene cada punto. Preferentemente, la suma de influencias
de una pluralidad de puntos en inmediata proximidad es la misma que
la influencia de un punto aislado único, el cual preferentemente
tiene un valor de densidad \delta de aproximadamente 1.
La Fig. 5C ilustra una primera panorámica de una
etapa de igualación flexible, en la cual cada uno de los puntos de
muestra S_{i} está asociado con un punto Gj de la rejilla 92 a
partir de la rejilla aproximadamente ajustada. Los puntos asociados
de la rejilla son desplazados hacia sus respectivos puntos de
muestra, mientras que el resto de los puntos G' situados sobre la
rejilla aproximadamente ajustada son desplazados de acuerdo con la
interpolación de los desplazamientos de los puntos vecinos situados
sobre la rejilla 92, según se describe con mayor detalle más
adelante en la presente memoria. Preferentemente, cada uno de los
puntos de muestra S_{1} está asociado con el punto de la rejilla
más próximo. Por ejemplo, el punto de la rejilla más próximo a
S_{1} es G_{1}' y estos puntos están, por consiguiente,
asociados. Preferentemente, la computadora 36 crea una lista de
memoria en la cual están enumerados estos pares de puntos. Por
razones de claridad en la exposición, los puntos asociados están
marcados con unos óvalos en líneas de puntos 96 en la Fig. 5C.
Preferentemente, se genera una función de
transformación f, la cual desplaza los puntos asociados de la
rejilla hacia sus respectivos puntos de muestra. Los puntos de la
rejilla no asociados son también desplazados de acuerdo con la
función f. La función f es preferentemente calculada con facilidad,
y transforma la rejilla en una forma lisa. Preferentemente, la
función f es una suma ponderada de las distancias entre los pares
asociados de los puntos de muestra y de la rejilla, de forma que los
pares de puntos asociados próximos al punto de la rejilla
influencian su desplazamiento más que los pares de puntos asociados
alejados del punto de la rejilla. La función f se ofrece
preferentemente en la ecuación (3) inferior, dependiendo w (Gj) de
las distancias entre el punto Gj de la rejilla y los puntos de la
rejilla asociados Si preferentemente como se define en la ecuación
(4). Alternativamente, w (Gj) depende de la distancia entre el punto
Gj de la rejilla y los puntos de muestra Si, como en la ecuación
(1). En la etapa de igualación flexible, k es preferentemente más
pequeña que la ley de la potencia en la etapa de ajuste aproximado
con el fin de generar una superficie de la rejilla más lisa.
Preferentemente k en la etapa de igualación flexible está entre 2 y
6 y, como máxima preferencia, 4. Preferentemente, k es un número
par con el fin de simplificar los cálculos. Aunque por razones de
conveniencia las ecuaciones de abajo se exponen en anotación
escalar, debe entenderse que S_{i}, G_{j} y f (G_{j}) son
cantidades vectoriales, como en la ecuación (1) de arriba:
\vskip1.000000\baselineskip
La constante C determina lo próximos que los
puntos de la rejilla asociados están desplazados hacia sus puntos de
muestra asociados. Para valores muy pequeños de C, los puntos
asociados G_{i} de la rejilla están desplazados sustancialmente
sobre los puntos de muestra S_{i}. Preferentemente, C es
aproximadamente 0,3 y 0,7; más preferentemente, de modo aproximado,
0,5. Alternativa o adicionalmente, C es modificada de acuerdo con el
número de veces que se va a llevar a cabo la igualación flexible.
También alternativa o adicionalmente, en la primera etapa de
igualación flexible, C es relativamente grande, mientras que las
sucesivas etapas de igualación flexible C se reduce
gradualmente.
La definición de la distancia utilizada en las
ecuaciones (2), (3) y (4) es preferentemente la distancia euclidiana
en R^{3}, debido a la simplicidad de su cálculo y al hecho de que
provoca que los puntos situados sobre las paredes opuestas del
volumen reconstruido se repelan entre sí.
En una forma de realización preferente
alternativa de la presente invención, los puntos de la rejilla que
tienen un punto de muestra asociado son desplazados hacia sus puntos
de muestra asociados en una porción de la distancia entre ellos.
Preferentemente, el arco de puntos se desplazó en un porcentaje de
la distancia entre el par asociado. Por ejemplo, en la Fig. 5C los
puntos son desplazados aproximadamente 2/3 de la distancia.
Alternativamente, los puntos de la rejilla son desplazados en
cualquier otra cantidad dependiendo de la distancia entre el par
asociado.
Como se muestra en la Fig. 5D, aquellos puntos
G'_{k} de la rejilla que no están asociados con los puntos de
muestra S_{i} son a continuación desplazados de acuerdo con el
vector de movimiento \overline{V}_{k} que depende de los
movimientos de los puntos G'_{1} de la rejilla que rodean el
punto. Preferentemente, los puntos G'_{k} no asociados son
desplazados a una distancia que es una interpolación lineal de los
desplazamientos de los puntos circundantes G'_{1}.
Preferentemente, la distancia entre los puntos de la rejilla se
determina como la distancia geométrica entre los puntos como están
situados sobre la presente rejilla ajustada. Por ejemplo, la
distancia geométrica entre G'_{15} y G'_{16} se indica mediante
X_{2}, y puede calcularse de acuerdo con las coordenadas de los
dos puntos. Alternativa o adicionalmente, la distancia utilizada es
la distancia - rejilla X_{2} a lo largo de la presente rejilla
ajustada, la distancia - rejilla L_{2} a lo largo de la rejilla
original, con la distancia geométrica L_{2} sobre la rejilla
original. En una forma de realización preferente de la presente
invención, en una primera etapa de igualación flexible, la distancia
utilizada es la distancia - rejilla, o bien I_{2} o bien X_{2} -
mientras que en las sucesivas etapas de igualación flexible la
distancia utilizada es la distancia geométrica X_{2}.
Por ejemplo, como se muestra en la Fig. 5D, el
punto G'_{15} es desplazado en una distancia definida por un
vector, el cual es una suma ponderada de dos vectores
\overline{V}_{14} y \overline{V}_{16} de los puntos
G'_{14} de la rejilla y G'_{16}, respectivamente.
Preferentemente, \overline{V}_{15} es como se describe la
ecuación (2) inferior, en la cual d_{1} es un tipo seleccionado de
distancia entre G_{15} y G_{14} , y puede incluir X_{1},
X_{1}, T_{1} o cualquier otra definición de distancia
pertinente. Así mismo, d_{2} es un tipo seleccionado de distancia
entre G_{15} y G_{16} y puede incluir X_{2}, X_{2}, T_{2},
o cualquier otra definición de distancia. Preferentemente, en la
primera etapa de igualación flexible ilustrada en la Fig. 15D,
d_{1} y d_{2} son tomadas como X_{1} y X_{2}
respectivamente.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Aunque la ecuación (8) ilustra una interpolación
lineal de primer orden, debe entenderse que también pueden
utilizarse procedimientos de interpolación de orden más alto y no
lineales.
Preferentemente, durante la etapa de igualación
flexible, las etapas de igualación flexibles se repiten unas pocas
veces (N_{0} veces, como se muestra en la Fig. 4). Cada vez, los
puntos de la rejilla se asocian con los puntos de muestra, y los
puntos de la rejilla asociados y no asociados son desplazados
consiguientemente.
El ajuste aproximado y la igualación flexible
tienden a provocar que la rejilla no resulte uniforme. Por
consiguiente, durante una etapa de ajuste final la rejilla es
preferentemente alisada, por ejemplo, aplicando una convolución
superficial con un núcleo de tipo gaussiano. Preferentemente, el
núcleo es un núcleo gaussiano de 3 x 3, y se aplica a la rejilla
varias veces, preferentemente entre 5 y 10 veces. Alternativamente,
puede utilizarse un núcleo mayor en cuyo caso puede aplicarse a la
rejilla un número mayor de veces, como máxima preferencia una sola
vez. La convolución superficial, sin embargo, generalmente provoca
la contracción de la superficie, y, por consiguiente, una
transformación simple, preferentemente una transformación afín, se
aplica a la rejilla para eliminar la contracción y mejorar la
igualación de la rejilla con los puntos de muestra. La
transformación afín se escoge preferentemente como transformación
que reduce al mínimo la distancia de la media cuadrática entre los
puntos de muestra situados fuera de la rejilla y la superficie
definida por la rejilla. Esta elección de la transformación provoca
que sustancialmente todos los puntos de muestra estén sobre o dentro
de la superficie definida por la rejilla. Esta elección está de
acuerdo con la estructura anatómica del corazón en la cual los
puntos exteriores, esto es, los puntos que no están sobre la
superficie de muestra, están en términos generales dentro de la
superficie de muestra, esto es, dentro de una cámara cardiaca y no
sobre la pared del miocardio. Así, la rejilla reconstruida se
reconstruye adecuadamente ignorando los puntos exteriores los cuales
en otro caso pueden deformar incorrectamente la rejilla.
Para concluir la etapa de ajuste final, el
usuario puede opcionalmente requerir una etapa de igualación exacta
en la cual la superficie de la rejilla es deformada para incluir
sustancialmente todos los puntos de muestra. Preferentemente para
cada punto de muestra no situado sobre la superficie de la rejilla
como resultado de las etapas anteriores, se escoge un punto de la
rejilla más próximo y se desplaza hasta la posición del punto de
muestra. El resto de los puntos de la rejilla preferentemente no son
desplazados. Preferentemente, los puntos interiores que están más
allá de una determinada distancia respecto de la superficie de la
rejilla no son desplazados en esta etapa y son considerados como
puntos exteriores. Debe destacarse que los puntos exteriores no
están genéricamente distanciados de la superficie de la rejilla
debido a la transformación afín anteriormente descrita.
Alternativa o adicionalmente, se lleva a cabo
una última etapa de igualación flexible en la cual los puntos de la
rejilla asociados son desplazados sobre los puntos de muestra, como
se ilustra en la Fig. 5E. La línea curvada 100 de la Fig. 5E
representa la configuración final de la rejilla y comprende una
aproximación precisa del volumen de muestra.
Alternativamente la igualación flexible se lleva
a cabo en una etapa, y los puntos asociados derivados de la rejilla
de ajuste aproximado son inmediatamente desplazados sobre los puntos
de muestra. En una forma de realización preferente de la presente
invención, la computadora 36 primeramente levanta un mapa
aproximado, en el cual se lleva a cabo una etapa la igualación
flexible. El mapa aproximado se utiliza por el médico para decidir
si se necesitan más puntos de muestra. Una vez que el médico decide
que no se necesitan más puntos, la computadora 36 reconstruye un
mapa más preciso en el cual la igualación flexible se lleva a cabo
varias veces. Mientras tanto, el médico puede utilizar el mapa
aproximado para ahorrar tiempo. En otras formas de realización
preferentes el primer mapa reconstruido se levanta con una densidad
de puntos sobre la rejilla relativamente baja, mientras que
reconstrucciones posteriores utilizan una rejilla más densa.
Con referencia de nuevo a la Fig. 4, cuando los
puntos de muestra incluyen datos procedentes de un punto de tiempo,
la rejilla reconstruida y el punto de tiempo de anclaje (en adelante
designado como rejilla de anclaje) se utiliza preferentemente para
reconstruir de manera rápida la rejilla para otros puntos de tiempo
t_{i}. Para cada uno de los otros puntos de tiempo, se lleva a
cabo una transformación simple sobre la rejilla de anclaje para
aproximar la rejilla a la forma de los puntos de muestra del tiempo
t_{i}. La transformación simple es preferentemente una
transformación cuadrática o una transformación afín.
Alternativamente, la transformación comprende una transformación de
rotación y/o escalar. En algunas formas de realización preferentes
de la presente invención, la transformación se escoge de acuerdo con
el número de puntos de muestra. Preferentemente, cuando hay un
número de puntos de muestra relativamente grande, se aplica una
transformación cuadrática, mientras que para unos puntos de muestra
menores, se emplean transformaciones más simples.
A continuación se efectúa preferentemente la
igualación flexible sobre la rejilla transformada una o más veces
(N_{T}), preferentemente menos veces que las requeridas en la
reconstrucción de la rejilla de anclaje - tiempo (N_{T} <
N_{0}), como máxima preferencia, dos veces. Preferentemente se
aplican entonces unos ajustes finales a la rejilla, y puede ser
representada la rejilla resultante en el tiempo T_{i}. El valor de
parámetro puede también ser interpolado separadamente para el tiempo
t_{i}, sustancialmente de acuerdo con lo descrito con anterioridad
con respecto a la rejilla de anclaje. Cuando se ha concluido la
reconstrucción para todos los puntos de tiempo, las rejillas
reconstruidas pueden representarse en secuencia con una función del
tiempo, o de cualquier otro modo. Preferentemente, el proceso de
reconstrucción continúa mientras que se representa la rejilla de
anclaje, de manera que un médico puede utilizar los datos
reconstruidos sin demora.
Preferentemente, como se señaló anteriormente,
cada punto de los datos incluye al menos un parámetro fisiológico,
como por ejemplo un indicador de la actividad eléctrica del corazón,
medida utilizando una porción funcional 24 del catéter 20. Después
de que el mapa está construido, de acuerdo con lo anteriormente
descrito, a los puntos situados sobre la rejilla, G_{1}, G'_{4},
G'_{7}, etc., que estaban asociados con los puntos de muestra
S_{1}, S_{2}, S_{6}, etc., se les asigna el valor de parámetro
fisiológico de sus respectivos puntos de muestra. Los puntos de la
rejilla no asociados reciben valores de parámetro mediante
interpolación entre los valores de los parámetros de los puntos de
la rejilla asociados vecinos de manera similar a la forma en que
recibieron sus coordenadas en la igualación flexible.
También alternativa o adicionalmente, a los
puntos de la rejilla no asociados se les otorga unos valores de
parámetro utilizando un procedimiento de relleno de retención de
orden cero. Empezando por los puntos de muestra, a todos los puntos
de la rejilla circundantes se les otorga el mismo valor de parámetro
que tiene el punto de muestra, propagándose hacia fuera hasta que se
tropieza con otro punto de la rejilla con un parámetro diferente. A
continuación, preferentemente se aplica un proceso de alisado
gaussiano a los valores de parámetro. Así, los valores de parámetro
se otorgan, en un procedimiento muy simple, a todos los puntos de la
rejilla, sustancialmente sin pérdida de claridad visual.
Así, se reconstruye un mapa en 3D que muestra
tanto la forma geométrica de la cámara cardiaca como los parámetros
eléctricos u otros parámetros fisiológicos como función de la
posición dentro del corazón. Los parámetros locales pueden incluir
amplitud del electrograma, tiempo de activación, dirección y/o
amplitud del vector de conducción eléctrica, u otros parámetros y
pueden representarse utilizando un pseudocolor u otros medios de
plasmación gráfica de acuerdo con lo conocido en la técnica.
Preferentemente, una escala de color predefinida se asocia con el
parámetro, fijando un primer color, por ejemplo el azul, para
valores altos del parámetro, y un segundo color, por ejemplo el
rojo, para valores bajos del parámetro.
La Fig. 6 es una ilustración esquemática de un
volumen cardiaco reconstruido representado 130, de acuerdo con una
forma de realización preferente de la presente invención. Una
pluralidad de puntos de muestra 134 se utilizan para construir una
superficie 132 del volumen 130. Una rejilla (no mostrada) se ajusta
de acuerdo con lo anteriormente descrito para constituir la
superficie 132. Preferentemente, cada punto sobre la rejilla recibe
un valor de fiabilidad indicativo de la precisión de la
determinación. También preferentemente, el valor de fiabilidad es
una función de la distancia desde el punto de la rejilla al punto
más próximo de muestra sobre la superficie 132 y/o de una densidad
de puntos de muestra 134 en las inmediaciones del punto de la
rejilla. Preferentemente, las áreas de superficie 132 cubiertas por
puntos de la rejilla menos fiables, como por ejemplo un área 140, se
representan como semitransparentes, preferentemente utilizando una
mezcla \alpha. Debido a la transparencia, se representan los
puntos 136 sobre una superficie interior del volumen 130,
apreciándose a través del volumen 130. Preferentemente, el usuario
puede definir la distancia predeterminada y/o la densidad de la
muestra que define puntos menos fiables. Alternativa o
adicionalmente, se utilizan niveles de semitransparencia junto con
una escala de fiabilidad multinivel.
La Fig. 7 es una ilustración esquemática de una
estimación de volumen de acuerdo con una forma de realización
preferente de la presente invención. En algunos casos se desea
estimar el volumen abarcado por una o más superficies reconstruidas,
por ejemplo, para comparar el volumen de una cámara cardiaca en
diferentes puntos de tiempo del ciclo cardiaco. En la Fig. 7 se
representa la superficie reconstruida de la rejilla, por razones de
claridad, mediante una esfera 150. La superficie de la esfera 150
está tabicada en cuadriláteros por los puntos de la rejilla, y estos
puntos son utilizados para una estimación del volumen. Se escoge un
punto arbitrario "O" en una inmediación de la superficie,
preferentemente dentro del volumen, como preferencia máxima próximo
al centro de la masa de esfera definiendo así una pirámide 152 para
cada cuadrilátero de la superficie de la esfera. Una estimación de
la suma de los volúmenes de las pirámides 152 representa con
precisión el volumen de la esfera 150.
Preferentemente, cada cuadrilátero está
comprendido en dos triángulos, y el volumen se estima sumando los
volúmenes de los tetraedros definidos por estos triángulos como
bases del ápice 0 del vértice. Suponiendo que A_{m}, B_{m},
C_{m}, designan los vértices del triángulo m enésimo dispuestos en
sentido dextrorso de forma que las normales de los triángulos
apuntan hacia fuera desde la superficie de la esfera 105. El volumen
V de la esfera 150 se estima mediante la ecuación (6):
La Fig. 8 es una ilustración de una
reconstrucción de acuerdo con otra forma de realización preferente
de la presente invención. En esta forma de realización preferente
los puntos de muestra se sitúan sobre una única superficie abierta
más bien rodeando un volumen 3D y, por consiguiente, la rejilla
inicial puede consistir en un plano abierto, más que en una curva
cerrada. El catéter 20 se sitúa en contacto con una pluralidad de
emplazamientos sobre la pared interior 76 del corazón 70 y las
coordenadas de estos emplazamientos se determinan de forma que
proporcionen unos puntos de muestra 120. Preferentemente, un médico
indica a la consola 34 la dirección desde la cual el catéter 20
contacta con la superficie 76. La computadora 36 consecuentemente
genera una rejilla inicial 122 la cual incluye una pluralidad de
puntos 124 de la rejilla, de tal forma que todos los puntos de la
rejilla estén preferentemente sobre un lado de los puntos de
muestra. El procedimiento de ajuste se lleva a cabo sustancialmente
de acuerdo con lo anteriormente descrito, hasta conseguir que los
puntos 124 de la rejilla se asemejen lo máximo a la superficie
76.
En una forma de realización preferente de la
presente invención, el procedimiento de ajuste debe llevarse a cabo
paso a paso sobre la pantalla 42, posibilitando que el médico
interrumpa y dirija el procedimiento en caso necesario.
Debe destacarse que, aunque la descripción
anterior presupone que los datos referentes a los puntos de muestra
se adquieren por el sistema que lleva a cabo la reconstrucción, el
procedimiento de reconstrucción puede también llevarse a cabo a base
de los puntos recibidos de cualquier fuente, como por ejemplo de una
computadora diferente, una base de datos de biblioteca o un sistema
de representación por imágenes. Así mismo, aunque en la presente
memoria se describen formas de realización preferentes con
referencia a la cartografía del corazón, debe apreciarse que los
principios y procedimientos de la presente invención pueden
aplicarse de modo similar a una reconstrucción en 3D de otra
estructura y otras cavidades fisiológicas, así como en una
reconstrucción de imagen en 3D en áreas no médicas.
Como se indicó anteriormente, un ejemplo
importante de un parámetro fisiológico del corazón, que se mide
utilizando la porción funcional 24 del catéter 20 y que se asigna a
los puntos de la rejilla que están asociados con los puntos de
muestra es el tiempo de activación local (LAT) del tejido cardiaco.
Este tiempo se determina refiriendo el tiempo de una característica
de la señal (específicamente un voltaje) medida por la porción
funcional 24 en cada punto de muestra, por ejemplo, el tiempo en el
ciclo cardiaco en el cual la primera señal excede un cierto umbral,
hasta el tiempo dentro del ciclo cardiaco de una característica
fiducial de la señal del ECG, como se mide, por ejemplo, utilizando
el monitor de ECG 73. Preferentemente, la rejilla sobre la cual el
LAT está situado es la rejilla correspondiente a la telediástole
porque el corazón alcanza su máxima expansión en ese punto dentro
del ciclo cardiaco, y las superficies interiores de la cámara del
corazón, por consiguiente, son más lisas en ese punto del ciclo
cardiaco.
Los valores del LAT que están situados en los
puntos de la rejilla asociados con los puntos de muestra, son
interpolados con otros puntos de la rejilla, de acuerdo con lo
anteriormente descrito. Preferentemente, esta interpolación se
efectúa utilizando una variante del procedimiento de relleno de
retención de orden cero, en base a la distancia d(V) desde
cada punto de la rejilla V hasta los puntos de muestra más próximos,
medidos a lo largo de la rejilla.
Inicialmente, a los puntos de la rejilla que
coinciden con los puntos de la muestra se les asignan unos valores
d(V) de cero, y a todos los demás puntos de la rejilla se les
asignan unos valores d(V) de infinito. A continuación, en
cada una de las secuencias de repetición, cada punto de la rejilla V
es visitado por turno, y se le asigna un nuevo valor d(V), en
base a la distancia d(V,N_{1}) entre el punto de rejilla V
y sus m puntos vecinos de la rejilla N_{i} \varepsilon {N_{i},
... N_{m}}. Concretamente, d(V) es sustituido por
min[d(V), min(d(N_{i}) +
d(V), N,))]. Como a cada punto V de la rejilla se
{}\hskip8,1cm^{t} le asigna un nuevo valor d(V), a ese punto V de la rejilla se le asigna el valor LAT asociado con el N_{i} vecino sobre el cual se base el nuevo valor d(V). Estas repeticiones continúan hasta tanto al menos un d(V) cambia en el curso de una repetición. Finalmente, los valores situados LAT son alisados por convolución, de acuerdo con lo anteriormente descrito en el contexto del ajuste final de la geometría de la rejilla.
{}\hskip8,1cm^{t} le asigna un nuevo valor d(V), a ese punto V de la rejilla se le asigna el valor LAT asociado con el N_{i} vecino sobre el cual se base el nuevo valor d(V). Estas repeticiones continúan hasta tanto al menos un d(V) cambia en el curso de una repetición. Finalmente, los valores situados LAT son alisados por convolución, de acuerdo con lo anteriormente descrito en el contexto del ajuste final de la geometría de la rejilla.
La rejilla de 3D preferente es una en la cual
los puntos de la rejilla están conectados por líneas de una forma
que define la rejilla como una colección de polígonos, por ejemplo
triángulos, constituyendo los puntos de la rejilla los vértices de
los triángulos y conectando las líneas los puntos de la rejilla que
constituyen los bordes de los triángulos. En una rejilla de este
tipo, una versión preliminar de la velocidad de propagación de la
señal de activación, esto es, la velocidad de conducción del tejido
cardiaco, se obtiene asignando un vector de velocidad a cada
triángulo, en base a los valores LAT en los vértices del triángulo.
Se supone que la rejilla es lo suficientemente fina para que, en
cada triángulo, la señal de activación se propague como una onda
plana. La Fig. 9 muestra un triángulo 200 con unos vértices
\overline{a}, \overline{b} y \overline{c} y con un frente de
ondas planar 202 que se propaga a través del triángulo 200 hacia la
parte superior derecha a una velocidad \overline{v}. Nótese que el
frente de ondas 202 es perpendicular a la dirección de propagación.
El frente de ondas 202 se muestra en el tiempo t_{b} el cual el
frente de ondas 202 alcanza el vértice \overline{b}. Este tiempo
es al menos tan grande como el tiempo t_{a} en el cual el frente
de ondas 202 alcanzaba el vértice \overline{a} y no es mayor que
el tiempo t_{r} en el cual el frente de ondas 202 alcanzará el
vértice \overline{c}: t_{a} \leq t_{b} \leq t_{c}. El
frente de ondas 202 intersecta el lado ac del triángulo 200 opuesto
al vértice \upbar{b} en un punto \upbar{d}. El punto \upbar{d}
se encuentra por interpolación lineal:
El vector unitario en la dirección de
\overline{v} se encuentra tomando el producto vectorial de
\overline{d} - \overline{b} con el vector unitario
\overline{N} normal al triángulo 200 y normalizando:
Finalmente, la magnitud de \overline{v} se
encuentra proyectando la velocidad aparente de \overline{a} a
\overline{c} sobre este vector unitario:
Habiendo asignado así un vector de velocidad a
cada triángulo de la rejilla, a cada punto de la rejilla se le
asigna un vector de velocidad en bruto sacando la media de las
velocidades de todos los triángulos de los cuales ese punto de la
rejilla es un vértice. Finalmente, las velocidades en bruto son
alisadas reiteradamente, como sigue:
- 1.
- A cada triángulo se le asigna, como nueva velocidad, la media de las velocidades asignadas a los puntos de la rejilla que son los vértices del triángulo.
- 2.
- A cada punto de la rejilla se le asigna, como nueva velocidad, la media de las velocidades asignadas a los triángulos de los cuales el punto de la rejilla es un vértice.
Preferentemente, la función del vector de
velocidad de conducción así obtenida se representa superpuesta sobre
una pantalla de la superficie representada por la rejilla, ya sea
como mapa de pseudocolor de acuerdo con lo anteriormente descrito,
ya sea como flechas que emergen de los puntos de la rejilla en una
variante de esta representación, la dirección de \overline{v} la
flecha en cada punto de la rejilla se corresponde con la dirección
de como se sitúa y se alisa en ese punto de la rejilla: y la
longitud de la flecha se corresponde con la magnitud de
\overline{v} como se sitúa y se alisa en ese punto de la rejilla.
Alternativamente, todas las flechas tienen la misma longitud, y las
flechas se representan de forma monocroma o acromática, utilizando
una escala de grises que codifica las magnitudes de \overline{v}.
Alternativamente, las flechas pueden representarse de acuerdo con un
esquema de colores específico. Los parámetros de alisamiento
repetitivos pueden determinarse mediante un conocimiento a priori
del corazón específico.
Debe apreciarse que cualquier función vectorial
que se derive de un conjunto de mediciones escalares sobre la
superficie de una estructura biológica puede representarse de esta
manera. Así mismo, la función vectorial puede representarse junto
con las mediciones escalares de las cuales se deriva, junto con una
función escalar de las mediciones escalares de las cuales se deriva
la función vectorial. Por ejemplo el LAT puede representarse como un
mapa de pseudocolor, y la correspondiente función vectorial de
velocidad de conducción puede representarse como unas flechas
superpuestas sobre el mapa de pseudocolor, de acuerdo con lo
anteriormente descrito.
La Fig. 10 muestra una representación del tipo
indicado de una aurícula humana normal. El LAT está normalmente
representado como una escala en pseudocolor, pero aquí se representa
con una escala numérica. La escala numérica con respecto al LAT
oscila entre un mínimo de (1) que es el tipo de activación más
temprano, hasta un máximo (10) que es el tiempo de activación más
tardío. La dirección del correspondiente campo vectorial de
velocidad de conducción se muestra mediante las flechas. Las flechas
se representan de forma monocroma, correspondiendo el nivel de la
escala de los grises de cada flecha a la magnitud del vector de
conducción de velocidad asociado. Como se muestra en la porción de
la izquierda inferior de la figura, la escala de la magnitud de la
velocidad oscila entre un mínimo (flecha negra continua) hasta un
máximo (flecha de punta abierta), el nivel medio se muestra mediante
la flecha de puntos. El flujo de señales discurre predominantemente
en sentido radial lejos de la zona con el número (1) en la cual se
inicia la activación.
La Fig. 11 es una representación similar del LAT
y de la velocidad de conducción en una aurícula humana afectada por
aleteo auricular. El flujo de señales tiende a ser vertical más que
radialmente hacia fuera. Este flujo vortical se manifiesta mediante
unos patrones nítidos y separados de las flechas del vector de
velocidad de la conducción mostradas.
La Fig. 12 muestra un patrón de una
representación que revela una taquicardia ventricular: una zona de
tejido cicatricial asociada con un campo de velocidad de la
conducción cortical que se representa mediante unos patrones
circulares de flechas. El LAT se muestra en una escala numérica del
1 al 10. Un médico trata la taquicardia ventricular así
diagnosticada extirpando el tejido cardiaco en la zona del patrón
mostrado en la Fig. 12. Dicha representación proporciona también
unos diagnósticos de control de calidad, en tanto en cuanto la
magnitud de la velocidad de conducción se espera que sea
anormalmente baja en el tejido cicatricial.
La Fig. 13 muestra los vectores de velocidad de
la conducción solos (sin la representación de las zonas del LAT) en
el ventrículo izquierdo de un perro. El corazón ha entrado en un
ritmo sinusal desde el ápice del ventrículo derecho. Las flechas
vectoriales de la velocidad están distribuidas de acuerdo con la
densidad de la rejilla subrayada. Cada flecha representa la
velocidad de conducción local. La dirección de las flechas es la
dirección computerizada de la conducción y su color de escala de
gris representa la magnitud de velocidad de la conducción (las
flechas de color negro indican una velocidad de conducción lenta,
las flechas de color gris indican una velocidad de conducción de
medio nivel y las flechas de color blanco indican una velocidad de
conducción rápida).
La Fig. 14 es la aurícula derecha de un corazón
humano aquejada de aleteo auricular. Los vectores de velocidad de la
conducción se representan también solos, esto es, sin representación
de zonas del LAT u otros parámetros. Lejos de tener un foco bien
definido que inicie la activación del corazón, como la observada en
el ejemplo del corazón en la Fig. 10, la onda cardiaca, como se
representa mediante los vectores de la velocidad de la conducción,
se desplaza en patrones circulares nítidos. Estos patrones
circulares producen una convergencia de la onda cardiaca como se
muestra a lo largo de la porción central inferior de la aurícula. Un
tipo de tratamiento consiste en unas ablaciones practicadas a lo
largo de esta área de la aurícula con el fin de inhibir el anormal
funcionamiento de los circuitos cardiacos. Después de la ablación,
la cámara puede ser recartografiada para asegurar que el
procedimiento se ha llevado a cabo con éxito.
Otras funciones escalares de las mediciones del
ECG utilizadas para derivar el LAT también son útiles. Una función
escalar del tipo indicado es la amplitud
(máxima-mínima) de los voltajes medidos en cada
punto de muestra a lo largo del curso del ciclo cardiaco. Una
amplitud baja revela un tejido cicatricial. Como máxima preferencia,
la amplitud del voltaje, el LAT y la velocidad de conducción se
representan conjuntamente. La amplitud de voltaje es codificada en
un mapa pseudocolor convencional. El LAT es codificado como puntos
coloreados situados sobre puntos de muestra. La velocidad de
conducción se representa en forma de flechas, de acuerdo con lo
anteriormente descrito.
Como se indicó anteriormente, una vez que los
vectores de velocidad de conducción, (indicados mediante flechas) se
representan superpuestos en el mapa de 3D de la superficie del
corazón, puede administrarse un tratamiento sobre aquellas áreas del
corazón que aparecen como problemáticas en base a los vectores de
velocidad representados. Por ejemplo, se administra un tratamiento
ablativo en aquellas áreas que representan la dirección de los
vectores de velocidad, por ejemplo, haciendo converger las flechas
tal como se muestra en las Figs. 11 y 14. Se incluye en el ámbito
de la presente invención cualquier tipo de modalidad de tratamiento,
como por ejemplo la aplicación de energía, por ejemplo láser,
ultrasonido terapéutico, radiofrecuencia, etc., así como terapia
farmacéutica o biológica. Así mismo, el tratamiento terapéutico
puede administrarse en base a la magnitud de los vectores de
velocidad. Por ejemplo, en la forma de realización de la escala de
gris, aquellas flechas de los vectores de velocidad que se
identifican por el color negro indican una velocidad de conducción
baja. Dado que la onda de propagación se identifica desplazándose
lentamente a lo largo de esta porción del corazón, ello puede ser
indicativo de tejido enfermo o de tejido cicatricial.
Otro diagnóstico de control de calidad útil se
obtiene representando también un tercer campo escalar. Este campo
escalar se obtiene llevando a cabo cálculos de la velocidad de
conducción de acuerdo con lo anteriormente descrito, pero
excluyendo, de cada cálculo, uno de los puntos de muestra,
excluyéndose un punto de muestra diferente de cada cálculo. Esto se
efectúa para cada punto de muestra, obteniendo con ello tantos
cálculos del campo de velocidad de la conducción como puntos de
muestra hay. El campo escalar asociado es, en cada punto de la
rejilla, la extensión (máxima-mínima) de las
magnitudes de velocidad de la conducción obtenidas en ese punto de
la rejilla. Este campo escalar, representado en pseudocolor,
proporciona una medida de la viabilidad del campo de la velocidad
de la conducción calculada en cada punto de la rejilla.
Es también posible representar la velocidad de
la conducción con otros mapas fisiológicos, por ejemplo, el mapa de
voltaje o el mapa de la impedancia generados para los mismos
registros del órgano.
Debe destacarse que las representaciones
anteriores pueden ser representadas al menos de dos maneras:
mediante un color de la escala de pseudocolores cuando el valor
representa uno que tiene un determinado nivel de confianza y, en
cuanto tal, puede situarse directamente sobre el mapa de
pseudocolor; y mediante otro, diferente color o transparencia,
cuando el color es de confianza baja y en cuanto tal, se despliega
así sobre el mapa. En este último caso, el facultativo puede ser
guiado para adquirir más muestras.
Debe, por tanto, apreciarse que las formas de
realización preferentes de la invención anteriormente descritas se
han expuesto a modo de ejemplo, y que el alcance total de la
invención queda únicamente limitado por las reivindicaciones que
siguen.
Claims (16)
1. Aparato para la representación del estado de
un corazón, que comprende:
- a)
- un procesador para crear un mapa de una superficie del corazón;
- b)
- un catéter que comprende una porción funcional para medir una respuesta fisiológica en al menos tres puntos de muestra sobre la superficie del corazón;
- c)
- un procesador para calcular una función vectorial derivada de un conjunto de mediciones escalares de una superficie del corazón, relacionadas con dicha respuesta; y
- d)
- unos medios para mostrar una representación de dicha función vectorial y de dicha respuesta fisiológica sobre dicho mapa, caracterizado porque dicha función vectorial se representa como una flecha y dicha respuesta fisiológica se representa como un mapa de pseudocolores.
2. El aparato de la reivindicación 1, en el que
dicha función vectorial está relacionada con un gradiente de dicha
respuesta fisiológica.
3. El aparato de la reivindicación 2, en el que
la respuesta fisiológica es una función del tiempo.
4. El aparato de la reivindicación 3, en el que
dicha respuesta fisiológica es un tiempo de activación local (LAT)
de una señal fisiológica que se propaga en el corazón.
5. El aparato de la reivindicación 4, en el que
dicha función vectorial es una velocidad de dicha propagación.
6. El aparato de la reivindicación 1, en el que
dicha representación de dicha función vectorial incluye una flecha
en cada uno de dichos puntos de muestra.
7. El aparato de la reivindicación 6, en el que
dicha superficie de dicho corazón se representa como una cuadrícula
que incluye una serie de puntos de la cuadrícula, siendo dicho
número de puntos de la rejilla al menos tan grande como dichos al
menos tres puntos de muestra.
8. El aparato de la reivindicación 7, en el que
cada punto de la cuadrícula sustancialmente coincide con un punto
correspondiente de dichos al menos tres puntos de muestra.
9. El aparato de la reivindicación 8, en el que
dicha cuadrícula incluye una pluralidad de polígonos definidos por
una pluralidad de vértices siendo cada vértice de cada dicho
polígono uno de dichos puntos de la cuadrícula, y en el que dichos
medios para calcular dicha función vectorial son un procesador
programado para
- i)
- interpolar un valor de tiempo de activación local (LAT) en cada punto de la rejilla
- ii)
- para cada uno de dichos polígonos asignar un valor de dicha función vectorial a cada uno de dichos polígonos, en base a dicho valor interpolado del LAT en dichos puntos de la cuadrícula que son los vértices de cada uno de dichos polígonos y
- iii)
- para cada uno de dichos puntos determinar un valor de dicha función vectorial para cada uno de dichos puntos de la cuadrícula, en base a dichos valores de dicha función vectorial que se asignan a dicho al menos un polígono, del cual dicho punto de la cuadrícula es un vértice.
10. El aparato de la reivindicación 9, en el que
dicha procesador está programado así mismo para:
- iv)
- alisar dichos valores de dicha función vectorial en dichos puntos de la cuadrícula.
11. El aparato de la reivindicación 10, en el
que una extensión de dicho alisamiento está basada en una
información a priori acerca del estado.
12. El aparato de la reivindicación 11, en el
que dichos polígonos son triángulos.
13. El aparato de la reivindicación 6, en el que
dicha flecha indica una dirección de dicha función vectorial en cada
punto de muestra.
14. El aparato de la reivindicación 13, en el
que dicha flecha tiene una longitud que indica una magnitud de dicha
función vectorial en cada punto de muestra.
15. El aparato de la reivindicación 13, en el
que dicha flecha se representa de acuerdo con una escala de grises
que indica una magnitud de dicha función vectorial en cada punto de
muestra.
16. El aparato de la reivindicación 13, en el
que dicha flecha se representa de acuerdo con un esquema de color
que indica una magnitud de dicha función vectorial en cada punto de
muestra.
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---|---|---|---|
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Families Citing this family (414)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19709960A1 (de) * | 1997-03-11 | 1998-09-24 | Aesculap Ag & Co Kg | Verfahren und Vorrichtung zur präoperativen Bestimmung der Positionsdaten von Endoprothesenteilen |
US6626899B2 (en) | 1999-06-25 | 2003-09-30 | Nidus Medical, Llc | Apparatus and methods for treating tissue |
US6892091B1 (en) | 2000-02-18 | 2005-05-10 | Biosense, Inc. | Catheter, method and apparatus for generating an electrical map of a chamber of the heart |
US6992665B2 (en) * | 2000-03-29 | 2006-01-31 | Minolta Co., Ltd. | Method and device for fitting surface to point group, modeling device, and computer program |
US6569160B1 (en) | 2000-07-07 | 2003-05-27 | Biosense, Inc. | System and method for detecting electrode-tissue contact |
US7840393B1 (en) | 2000-10-04 | 2010-11-23 | Trivascular, Inc. | Virtual prototyping and testing for medical device development |
US7024024B1 (en) * | 2000-11-14 | 2006-04-04 | Axle International | System for contrast echo analysis |
US6584345B2 (en) | 2001-03-13 | 2003-06-24 | Biosense, Inc. | Apparatus and method for measuring a plurality of electrical signals from the body of a patient |
US20040152974A1 (en) * | 2001-04-06 | 2004-08-05 | Stephen Solomon | Cardiology mapping and navigation system |
US20030018251A1 (en) * | 2001-04-06 | 2003-01-23 | Stephen Solomon | Cardiological mapping and navigation system |
JP3902765B2 (ja) * | 2001-05-17 | 2007-04-11 | シーメンス コーポレイト リサーチ インコーポレイテツド | Mr心臓画像における左心室のセグメンテーションに対する様々なアプローチ |
US7095890B2 (en) * | 2002-02-01 | 2006-08-22 | Siemens Corporate Research, Inc. | Integration of visual information, anatomic constraints and prior shape knowledge for medical segmentations |
US6931281B2 (en) * | 2002-04-12 | 2005-08-16 | Pacesetter, Inc. | Method and apparatus for monitoring myocardial conduction velocity for diagnostics of therapy optimization |
US20030214537A1 (en) * | 2002-05-16 | 2003-11-20 | Heloise Bloxsom Lynn | Method for displaying multi-dimensional data values |
WO2003099372A2 (de) * | 2002-05-27 | 2003-12-04 | Celon Ag Medical Instruments | Vorrichtung zum elektrochirurgischen veröden von körpergewebe |
US6957101B2 (en) | 2002-08-21 | 2005-10-18 | Joshua Porath | Transient event mapping in the heart |
US7239314B2 (en) * | 2002-08-29 | 2007-07-03 | Warner Bros. Animation | Method for 2-D animation |
US7001383B2 (en) * | 2002-10-21 | 2006-02-21 | Biosense, Inc. | Real-time monitoring and mapping of ablation lesion formation in the heart |
JP4653938B2 (ja) * | 2003-01-14 | 2011-03-16 | ザイオソフト株式会社 | ボリュームレンダリング画像処理方法、ボリュームレンダリング画像処理装置及びプログラム |
US7613497B2 (en) * | 2003-07-29 | 2009-11-03 | Biosense Webster, Inc. | Energy transfer amplification for intrabody devices |
US7154498B2 (en) * | 2003-09-10 | 2006-12-26 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | System and method for spatio-temporal guidepoint modeling |
US7787951B1 (en) | 2003-12-24 | 2010-08-31 | Pacesetter, Inc. | System and method for determining optimal stimulation sites based on ECG information |
US20050149138A1 (en) * | 2003-12-24 | 2005-07-07 | Xiaoyi Min | System and method for determining optimal pacing sites based on myocardial activation times |
US20050154282A1 (en) * | 2003-12-31 | 2005-07-14 | Wenguang Li | System and method for registering an image with a representation of a probe |
US20050154279A1 (en) * | 2003-12-31 | 2005-07-14 | Wenguang Li | System and method for registering an image with a representation of a probe |
US7966058B2 (en) * | 2003-12-31 | 2011-06-21 | General Electric Company | System and method for registering an image with a representation of a probe |
US20050154286A1 (en) * | 2004-01-02 | 2005-07-14 | Neason Curtis G. | System and method for receiving and displaying information pertaining to a patient |
US20050154285A1 (en) * | 2004-01-02 | 2005-07-14 | Neason Curtis G. | System and method for receiving and displaying information pertaining to a patient |
ATE482664T1 (de) * | 2004-01-20 | 2010-10-15 | Koninkl Philips Electronics Nv | Vorrichtung und verfahren zur navigation eines katheters |
US8046049B2 (en) | 2004-02-23 | 2011-10-25 | Biosense Webster, Inc. | Robotically guided catheter |
US7976539B2 (en) | 2004-03-05 | 2011-07-12 | Hansen Medical, Inc. | System and method for denaturing and fixing collagenous tissue |
EP1720480A1 (en) | 2004-03-05 | 2006-11-15 | Hansen Medical, Inc. | Robotic catheter system |
US20050209524A1 (en) * | 2004-03-10 | 2005-09-22 | General Electric Company | System and method for receiving and storing information pertaining to a patient |
US9750425B2 (en) * | 2004-03-23 | 2017-09-05 | Dune Medical Devices Ltd. | Graphical user interfaces (GUI), methods and apparatus for data presentation |
US20050228251A1 (en) * | 2004-03-30 | 2005-10-13 | General Electric Company | System and method for displaying a three-dimensional image of an organ or structure inside the body |
US20050228252A1 (en) * | 2004-04-02 | 2005-10-13 | General Electric Company | Electrophysiology system and method |
US20050222509A1 (en) * | 2004-04-02 | 2005-10-06 | General Electric Company | Electrophysiology system and method |
US20050254708A1 (en) * | 2004-04-09 | 2005-11-17 | Marie-Pierre Jolly | Segmentation of the left ventricle in apical echocardiographic views using a composite time-consistent active shape model |
US8010175B2 (en) * | 2004-05-05 | 2011-08-30 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Patient-specific coronary territory mapping |
US7633502B2 (en) * | 2004-05-19 | 2009-12-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | System and method for graphically representing anatomical orifices and vessels |
US8788029B2 (en) | 2004-10-05 | 2014-07-22 | Cuoretech Pty Ltd. | Heart analysis method and apparatus |
US20060089637A1 (en) | 2004-10-14 | 2006-04-27 | Werneth Randell L | Ablation catheter |
US8617152B2 (en) | 2004-11-15 | 2013-12-31 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Ablation system with feedback |
US7429261B2 (en) | 2004-11-24 | 2008-09-30 | Ablation Frontiers, Inc. | Atrial ablation catheter and method of use |
US7468062B2 (en) | 2004-11-24 | 2008-12-23 | Ablation Frontiers, Inc. | Atrial ablation catheter adapted for treatment of septal wall arrhythmogenic foci and method of use |
JP2008523929A (ja) * | 2004-12-21 | 2008-07-10 | シドニー ウエスト エリア ヘルス サービス | 電気生理学データの自動処理 |
JP3836487B2 (ja) * | 2005-01-26 | 2006-10-25 | 独立行政法人科学技術振興機構 | モデリング装置、プログラム、及びコンピュータ読み取り可能な記録媒体、並びに対応付け方法及びモデリング方法 |
JP4904293B2 (ja) * | 2005-03-03 | 2012-03-28 | セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド | 卵円窩の位置を決定し、仮想卵円窩を作り、中隔横断穿刺を実行するための方法及び装置 |
US7751874B2 (en) * | 2005-04-25 | 2010-07-06 | Charles Olson | Display for ECG diagnostics |
US8412314B2 (en) * | 2005-04-25 | 2013-04-02 | Charles Olson | Location and displaying an ischemic region for ECG diagnostics |
US8094895B2 (en) * | 2005-06-08 | 2012-01-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Point subselection for fast deformable point-based imaging |
AU2006262447A1 (en) | 2005-06-20 | 2007-01-04 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Ablation catheter |
EP1906858B1 (en) | 2005-07-01 | 2016-11-16 | Hansen Medical, Inc. | Robotic catheter system |
US8834461B2 (en) | 2005-07-11 | 2014-09-16 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Low power tissue ablation system |
US8657814B2 (en) | 2005-08-22 | 2014-02-25 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | User interface for tissue ablation system |
US7756576B2 (en) * | 2005-08-26 | 2010-07-13 | Biosense Webster, Inc. | Position sensing and detection of skin impedance |
US8038625B2 (en) * | 2005-09-15 | 2011-10-18 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for three-dimensional mapping of electrophysiology information |
US8229545B2 (en) | 2005-09-15 | 2012-07-24 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for mapping complex fractionated electrogram information |
US20070071295A1 (en) * | 2005-09-27 | 2007-03-29 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Orientation-based assessment of cardiac synchrony in medical imaging |
JP5270365B2 (ja) * | 2005-12-15 | 2013-08-21 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 電気生理マッピングおよび治療の際の心臓形態可視化のシステムおよび方法 |
US7879029B2 (en) | 2005-12-30 | 2011-02-01 | Biosense Webster, Inc. | System and method for selectively energizing catheter electrodes |
US9629567B2 (en) * | 2006-01-12 | 2017-04-25 | Biosense Webster, Inc. | Mapping of complex fractionated atrial electrogram |
US7918850B2 (en) * | 2006-02-17 | 2011-04-05 | Biosense Wabster, Inc. | Lesion assessment by pacing |
US7774051B2 (en) * | 2006-05-17 | 2010-08-10 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for mapping electrophysiology information onto complex geometry |
US7988639B2 (en) * | 2006-05-17 | 2011-08-02 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for complex geometry modeling of anatomy using multiple surface models |
DE102006026695A1 (de) | 2006-06-08 | 2007-12-13 | Tomtec Imaging Systems Gmbh | Verfahren, Vorrichtung und Computerprogrammprodukt zum Auswerten von dynamischen Bildern einer Kavität |
WO2007146864A2 (en) * | 2006-06-13 | 2007-12-21 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including moving catheter and multi-beat integration |
US7729752B2 (en) | 2006-06-13 | 2010-06-01 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including resolution map |
US7515954B2 (en) | 2006-06-13 | 2009-04-07 | Rhythmia Medical, Inc. | Non-contact cardiac mapping, including moving catheter and multi-beat integration |
CA2659898C (en) | 2006-08-03 | 2017-08-29 | Christoph Scharf | Method and device for determining and presenting surface charge and dipole densities on cardiac walls |
US9370312B2 (en) | 2006-09-06 | 2016-06-21 | Biosense Webster, Inc. | Correlation of cardiac electrical maps with body surface measurements |
US7996060B2 (en) * | 2006-10-09 | 2011-08-09 | Biosense Webster, Inc. | Apparatus, method, and computer software product for registration of images of an organ using anatomical features outside the organ |
US7894871B2 (en) | 2006-12-29 | 2011-02-22 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Filtering method for surface modeling |
US7907994B2 (en) | 2007-01-11 | 2011-03-15 | Biosense Webster, Inc. | Automated pace-mapping for identification of cardiac arrhythmic conductive pathways and foci |
NZ579126A (en) | 2007-01-19 | 2012-09-28 | Sunnybrook Health Sciences Ct | Image probe comprising an elongated hollow shaft, a drive mechanism, a controller and display means |
US20080228068A1 (en) * | 2007-03-13 | 2008-09-18 | Viswanathan Raju R | Automated Surgical Navigation with Electro-Anatomical and Pre-Operative Image Data |
GB0708781D0 (en) * | 2007-05-04 | 2007-06-13 | Imp Innovations Ltd | A Method of and apparatus for generating a model of a cardiac surface having a plurality of images representing electrogram voltages |
US8641704B2 (en) | 2007-05-11 | 2014-02-04 | Medtronic Ablation Frontiers Llc | Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation |
US7865232B1 (en) | 2007-08-07 | 2011-01-04 | Pacesetter, Inc. | Method and system for automatically calibrating ischemia detection parameters |
US8535308B2 (en) | 2007-10-08 | 2013-09-17 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | High-sensitivity pressure-sensing probe |
US8357152B2 (en) | 2007-10-08 | 2013-01-22 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Catheter with pressure sensing |
US8359092B2 (en) | 2007-11-29 | 2013-01-22 | Biosense Webster, Inc. | Determining locations of ganglia and plexi in the heart using complex fractionated atrial electrogram |
KR100946766B1 (ko) * | 2007-12-17 | 2010-03-11 | 한양대학교 산학협력단 | 개인 식별 장치, 방법 및 그 프로그램이 기록된 기록매체 |
US8253725B2 (en) * | 2007-12-28 | 2012-08-28 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and system for generating surface models of geometric structures |
CA2747859C (en) | 2008-01-17 | 2018-09-04 | Christoph Scharf | A device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall |
WO2009105720A2 (en) | 2008-02-20 | 2009-08-27 | Guided Delivery Systems, Inc. | Electrophysiology catheter system |
JP4623122B2 (ja) * | 2008-04-03 | 2011-02-02 | ソニー株式会社 | 画像信号処理装置、画像信号処理方法、およびプログラム |
ES2334309B2 (es) * | 2008-04-15 | 2012-07-05 | Universidad Rey Juan Carlos | Sistema y metodo para la reconstruccion y visualizacion de la activacion electrica cardiaca. |
US8676303B2 (en) * | 2008-05-13 | 2014-03-18 | The Regents Of The University Of California | Methods and systems for treating heart instability |
US8437832B2 (en) | 2008-06-06 | 2013-05-07 | Biosense Webster, Inc. | Catheter with bendable tip |
US7904143B2 (en) * | 2008-07-07 | 2011-03-08 | Biosense Webster, Inc. | Binary logistic mixed model for complex fractionated atrial electrogram procedures |
US9101734B2 (en) | 2008-09-09 | 2015-08-11 | Biosense Webster, Inc. | Force-sensing catheter with bonded center strut |
CN104873190A (zh) * | 2008-10-09 | 2015-09-02 | 加利福尼亚大学董事会 | 用于自动定位生物节律紊乱的源的机器和过程 |
US8167876B2 (en) | 2008-10-27 | 2012-05-01 | Rhythmia Medical, Inc. | Tracking system using field mapping |
US7996085B2 (en) * | 2008-11-12 | 2011-08-09 | Biosense Webster, Inc. | Isolation of sensing circuit from pace generator |
US8400164B2 (en) | 2008-11-12 | 2013-03-19 | Biosense Webster, Inc. | Calibration and compensation for errors in position measurement |
US20100125282A1 (en) * | 2008-11-14 | 2010-05-20 | Medtronic Vascular, Inc. | Robotically Steered RF Catheter |
US9326700B2 (en) | 2008-12-23 | 2016-05-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter display showing tip angle and pressure |
US8600472B2 (en) | 2008-12-30 | 2013-12-03 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Dual-purpose lasso catheter with irrigation using circumferentially arranged ring bump electrodes |
US8475450B2 (en) | 2008-12-30 | 2013-07-02 | Biosense Webster, Inc. | Dual-purpose lasso catheter with irrigation |
US9307931B2 (en) * | 2008-12-31 | 2016-04-12 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Multiple shell construction to emulate chamber contraction with a mapping system |
US20100179632A1 (en) * | 2009-01-12 | 2010-07-15 | Medtronic Vascular, Inc. | Robotic Fenestration Device Having Impedance Measurement |
CN101836862B (zh) * | 2009-03-16 | 2014-03-26 | 上海微创医疗器械(集团)有限公司 | 人体腔室内壁三维标测方法及其设备和系统 |
BRPI1006280A2 (pt) * | 2009-04-03 | 2019-04-02 | Koninl Philips Electronics Nv | método para a segmentação de um órgão, sistema para a segmentação de um órgão e meio de armazenamento que pode ser lido por computador |
US9254123B2 (en) | 2009-04-29 | 2016-02-09 | Hansen Medical, Inc. | Flexible and steerable elongate instruments with shape control and support elements |
US9439735B2 (en) | 2009-06-08 | 2016-09-13 | MRI Interventions, Inc. | MRI-guided interventional systems that can track and generate dynamic visualizations of flexible intrabody devices in near real time |
EP2442717B1 (en) | 2009-06-16 | 2020-11-25 | ClearPoint Neuro, Inc. | Mri-guided devices and mri-guided interventional systems that can track and generate dynamic visualizations of the devices in near real time |
US8606377B2 (en) * | 2009-07-23 | 2013-12-10 | Biosense Webster, Inc. | Preventing disruptive computer events during medical procedures |
US10398326B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-09-03 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
US9392948B2 (en) | 2011-12-09 | 2016-07-19 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources for biological rhythms |
US10434319B2 (en) | 2009-10-09 | 2019-10-08 | The Regents Of The University Of California | System and method of identifying sources associated with biological rhythm disorders |
US9332915B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-05-10 | The Regents Of The University Of California | System and method to identify sources associated with biological rhythm disorders |
US10688278B2 (en) * | 2009-11-30 | 2020-06-23 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Catheter with pressure measuring tip |
US10624553B2 (en) * | 2009-12-08 | 2020-04-21 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Probe data mapping using contact information |
US8920415B2 (en) | 2009-12-16 | 2014-12-30 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with helical electrode |
US8926604B2 (en) | 2009-12-23 | 2015-01-06 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Estimation and mapping of ablation volume |
US8521462B2 (en) | 2009-12-23 | 2013-08-27 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Calibration system for a pressure-sensitive catheter |
US8668686B2 (en) | 2009-12-23 | 2014-03-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Sensing contact of ablation catheter using differential temperature measurements |
US9962217B2 (en) | 2009-12-23 | 2018-05-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Estimation and mapping of ablation volume |
US8529476B2 (en) | 2009-12-28 | 2013-09-10 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Catheter with strain gauge sensor |
US8608735B2 (en) * | 2009-12-30 | 2013-12-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with arcuate end section |
US20110160569A1 (en) * | 2009-12-31 | 2011-06-30 | Amit Cohen | system and method for real-time surface and volume mapping of anatomical structures |
US8374670B2 (en) | 2010-01-22 | 2013-02-12 | Biosense Webster, Inc. | Catheter having a force sensing distal tip |
JP5718946B2 (ja) * | 2010-02-26 | 2015-05-13 | シーユー メディカル システムズ,インク | 心臓不整脈診断装置 |
ES2370727B2 (es) | 2010-03-18 | 2013-03-13 | Universidad Politécnica de Madrid | Método para visualizar la información contenida en imágenes tridimensionales del corazón. |
EP2555674B1 (en) | 2010-04-08 | 2019-06-12 | The Regents of The University of California | Methods, system and apparatus for the detection, diagnosis and treatment of biological rhythm disorders |
US8798952B2 (en) | 2010-06-10 | 2014-08-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Weight-based calibration system for a pressure sensitive catheter |
US9763587B2 (en) * | 2010-06-10 | 2017-09-19 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Operator-controlled map point density |
US8226580B2 (en) | 2010-06-30 | 2012-07-24 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Pressure sensing for a multi-arm catheter |
US8380276B2 (en) | 2010-08-16 | 2013-02-19 | Biosense Webster, Inc. | Catheter with thin film pressure sensing distal tip |
US9271680B2 (en) | 2010-09-17 | 2016-03-01 | Cardioinsight Technologies, Inc. | System and methods for computing activation maps |
WO2012047563A1 (en) * | 2010-09-27 | 2012-04-12 | Bailin Steven J | Method for determining the location of regions in tissue relevant to electrical propagation |
US8699817B2 (en) * | 2010-09-28 | 2014-04-15 | Siemens Corporation | Reconstruction of phased array data |
US8731859B2 (en) | 2010-10-07 | 2014-05-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Calibration system for a force-sensing catheter |
US8979772B2 (en) | 2010-11-03 | 2015-03-17 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Zero-drift detection and correction in contact force measurements |
EP2635181B1 (en) | 2010-11-03 | 2020-01-01 | CardioInsight Technologies, Inc. | Method for assessing heart function |
US9737353B2 (en) | 2010-12-16 | 2017-08-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System for controlling tissue ablation using temperature sensors |
US10524765B2 (en) * | 2010-12-27 | 2020-01-07 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Refinement of an anatomical model using ultrasound |
EP2627243B1 (en) * | 2010-12-30 | 2020-01-22 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System for diagnosing arrhythmias and directing catheter therapies |
WO2012100211A2 (en) | 2011-01-20 | 2012-07-26 | Hansen Medical, Inc. | System and method for endoluminal and transluminal therapy |
AU2012225250B2 (en) | 2011-03-10 | 2016-12-08 | Acutus Medical, Inc. | Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall |
US10362963B2 (en) * | 2011-04-14 | 2019-07-30 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Correction of shift and drift in impedance-based medical device navigation using magnetic field information |
US9901303B2 (en) | 2011-04-14 | 2018-02-27 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for registration of multiple navigation systems to a common coordinate frame |
US10918307B2 (en) | 2011-09-13 | 2021-02-16 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Catheter navigation using impedance and magnetic field measurements |
JP6152516B2 (ja) | 2011-05-02 | 2017-06-28 | ザ リージェンツ オブ ザ ユニバーシティ オブ カリフォルニア | 成形アブレーションを使用して心律動障害を標的とするためのシステムおよび方法 |
US9107600B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-08-18 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
US8165666B1 (en) | 2011-05-02 | 2012-04-24 | Topera, Inc. | System and method for reconstructing cardiac activation information |
US9050006B2 (en) | 2011-05-02 | 2015-06-09 | The Regents Of The University Of California | System and method for reconstructing cardiac activation information |
US8972228B2 (en) | 2011-05-03 | 2015-03-03 | Medtronic, Inc. | Assessing intra-cardiac activation patterns |
US9220433B2 (en) | 2011-06-30 | 2015-12-29 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Catheter with variable arcuate distal section |
US9138166B2 (en) | 2011-07-29 | 2015-09-22 | Hansen Medical, Inc. | Apparatus and methods for fiber integration and registration |
US9662169B2 (en) | 2011-07-30 | 2017-05-30 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with flow balancing valve |
US8620417B2 (en) * | 2011-09-22 | 2013-12-31 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Graphic user interface for physical parameter mapping |
US8498686B2 (en) | 2011-10-04 | 2013-07-30 | Biosense Webster (Israel), Ltd. | Mapping catheter with spiral electrode assembly |
KR101310747B1 (ko) * | 2011-10-26 | 2013-09-24 | 한국표준과학연구원 | 비침습적 심근 전기활동 매핑 방법 |
US9101333B2 (en) | 2011-11-14 | 2015-08-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Integrative atrial fibrillation ablation |
US9282915B2 (en) | 2011-11-29 | 2016-03-15 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and system for generating and/or repairing a surface model of a geometric structure |
US10456196B2 (en) | 2011-12-15 | 2019-10-29 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Monitoring and tracking bipolar ablation |
US9159162B2 (en) | 2011-12-28 | 2015-10-13 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Method and system for generating a multi-dimensional surface model of a geometric structure |
CN104011724B (zh) * | 2011-12-28 | 2018-03-13 | 圣犹达医疗用品电生理部门有限公司 | 用于生成几何结构的多维表面模型的方法和系统 |
US8956353B2 (en) | 2011-12-29 | 2015-02-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electrode irrigation using micro-jets |
US9687289B2 (en) | 2012-01-04 | 2017-06-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Contact assessment based on phase measurement |
JP5988088B2 (ja) * | 2012-06-08 | 2016-09-07 | 富士通株式会社 | 描画プログラム、描画方法、および、描画装置 |
JP6267695B2 (ja) * | 2012-06-22 | 2018-01-24 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 空洞決定装置 |
US8986300B2 (en) | 2012-06-25 | 2015-03-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Irrigated electrodes with enhanced heat conduction |
US8577450B1 (en) | 2012-07-23 | 2013-11-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Graphic interface for multi-spine probe |
US9168004B2 (en) | 2012-08-20 | 2015-10-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Machine learning in determining catheter electrode contact |
WO2014036439A2 (en) | 2012-08-31 | 2014-03-06 | Acutus Medical, Inc. | Catheter system and methods of medical uses of same, including diagnostic and treatment uses for the heart |
US9091603B2 (en) | 2012-09-26 | 2015-07-28 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Temperature simulator for thermocouple-based RF ablation system |
US11096741B2 (en) | 2012-10-10 | 2021-08-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ablation power control based on contact force |
US20140148673A1 (en) | 2012-11-28 | 2014-05-29 | Hansen Medical, Inc. | Method of anchoring pullwire directly articulatable region in catheter |
US9091628B2 (en) | 2012-12-21 | 2015-07-28 | L-3 Communications Security And Detection Systems, Inc. | 3D mapping with two orthogonal imaging views |
US9050056B2 (en) | 2012-12-26 | 2015-06-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Reduced X-ray exposure by simulating images |
US9050011B2 (en) | 2012-12-26 | 2015-06-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Removal of artifacts from map data |
WO2014124231A1 (en) | 2013-02-08 | 2014-08-14 | Acutus Medical, Inc. | Expandable catheter assembly with flexible printed circuit board |
US9486272B2 (en) | 2013-03-12 | 2016-11-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Force feedback device and method for catheters |
US10181214B2 (en) * | 2013-03-14 | 2019-01-15 | Google Llc | Smooth draping layer for rendering vector data on complex three dimensional objects |
US20140277334A1 (en) | 2013-03-14 | 2014-09-18 | Hansen Medical, Inc. | Active drives for robotic catheter manipulators |
US9326822B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-05-03 | Hansen Medical, Inc. | Active drives for robotic catheter manipulators |
US20140276936A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Hansen Medical, Inc. | Active drive mechanism for simultaneous rotation and translation |
US8715199B1 (en) | 2013-03-15 | 2014-05-06 | Topera, Inc. | System and method to define a rotational source associated with a biological rhythm disorder |
US9408669B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-08-09 | Hansen Medical, Inc. | Active drive mechanism with finite range of motion |
GB201307211D0 (en) * | 2013-04-22 | 2013-05-29 | Imp Innovations Ltd | Image display interfaces |
US9931048B2 (en) | 2013-04-30 | 2018-04-03 | Medtronic, Inc. | Systems, methods, and interfaces for identifying effective electrodes |
US10064567B2 (en) | 2013-04-30 | 2018-09-04 | Medtronic, Inc. | Systems, methods, and interfaces for identifying optimal electrical vectors |
US9808171B2 (en) | 2013-05-07 | 2017-11-07 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Utilization of electrode spatial arrangements for characterizing cardiac conduction conditions |
JP6182665B2 (ja) * | 2013-05-14 | 2017-08-16 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | ベクトル場を用いた電気生理学的マッピング中の活動パターンの表示及び特定のためのカテーテルシステム |
US10251555B2 (en) | 2013-06-12 | 2019-04-09 | Medtronic, Inc. | Implantable electrode location selection |
US9877789B2 (en) | 2013-06-12 | 2018-01-30 | Medtronic, Inc. | Implantable electrode location selection |
US10265025B2 (en) | 2013-06-25 | 2019-04-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electrocardiogram noise reduction |
US9504522B2 (en) | 2013-06-25 | 2016-11-29 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electrocardiogram noise reduction |
US9576107B2 (en) | 2013-07-09 | 2017-02-21 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Model based reconstruction of the heart from sparse samples |
US9351657B2 (en) * | 2013-07-19 | 2016-05-31 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Cardiac activity visualization with frequency discrimination |
US9375269B2 (en) | 2013-07-23 | 2016-06-28 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with integrated flow sensor |
US11324419B2 (en) | 2013-08-20 | 2022-05-10 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Graphical user interface for medical imaging system |
US10213248B2 (en) | 2013-08-21 | 2019-02-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Adaptive electrode for bi-polar ablation |
EP3035843B1 (en) * | 2013-08-22 | 2021-11-03 | AFTx, Inc. | Methods, systems, and apparatus for identification and characterization of rotors associated with atrial fibrillation |
US9949664B2 (en) | 2013-08-27 | 2018-04-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Determining non-contact state for a catheter |
US9974608B2 (en) | 2013-08-27 | 2018-05-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Determining absence of contact for a catheter |
US9642674B2 (en) | 2013-09-12 | 2017-05-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Method for mapping ventricular/atrial premature beats during sinus rhythm |
US10828011B2 (en) | 2013-09-13 | 2020-11-10 | Acutus Medical, Inc. | Devices and methods for determination of electrical dipole densities on a cardiac surface |
WO2015066322A1 (en) | 2013-11-01 | 2015-05-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cardiac mapping using latency interpolation |
US10682175B2 (en) | 2013-11-06 | 2020-06-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Using catheter position and temperature measurement to detect movement from ablation point |
US9301713B2 (en) | 2013-11-19 | 2016-04-05 | Pacesetter, Inc. | Method and system to assess mechanical dyssynchrony based on motion data collected by a navigation system |
US9314191B2 (en) | 2013-11-19 | 2016-04-19 | Pacesetter, Inc. | Method and system to measure cardiac motion using a cardiovascular navigation system |
US9814406B2 (en) | 2013-11-19 | 2017-11-14 | Pacesetter, Inc. | Method and system to identify motion data associated with consistent electrical and mechanical behavior for a region of interest |
US9986928B2 (en) | 2013-12-09 | 2018-06-05 | Medtronic, Inc. | Noninvasive cardiac therapy evaluation |
US9265434B2 (en) * | 2013-12-18 | 2016-02-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Dynamic feature rich anatomical reconstruction from a point cloud |
US9696131B2 (en) | 2013-12-24 | 2017-07-04 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Adaptive fluoroscope location for the application of field compensation |
EP3094243A1 (en) * | 2014-01-13 | 2016-11-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for mapping cardiac tissue |
US9554718B2 (en) | 2014-01-29 | 2017-01-31 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Double bipolar configuration for atrial fibrillation annotation |
US9380953B2 (en) | 2014-01-29 | 2016-07-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Hybrid bipolar/unipolar detection of activation wavefront |
JP6393768B2 (ja) | 2014-02-25 | 2018-09-19 | セント・ジュード・メディカル,カーディオロジー・ディヴィジョン,インコーポレイテッド | 多電極カテーテルを使用して心臓基質の特徴を局所的に電気生理学的に表すシステムおよび方法 |
US9532725B2 (en) | 2014-03-07 | 2017-01-03 | Boston Scientific Scimed Inc. | Medical devices for mapping cardiac tissue |
US9687167B2 (en) | 2014-03-11 | 2017-06-27 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for mapping cardiac tissue |
US10182733B2 (en) | 2014-03-11 | 2019-01-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Multiple LED sensors on a fiberoptic cable used as a catheter |
US9776009B2 (en) | 2014-03-20 | 2017-10-03 | Medtronic, Inc. | Non-invasive detection of phrenic nerve stimulation |
JP6739346B2 (ja) | 2014-03-25 | 2020-08-12 | アクタス メディカル インクAcutus Medical,Inc. | 心臓解析ユーザインタフェースのシステムの作動方法 |
US9956035B2 (en) | 2014-03-27 | 2018-05-01 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Temperature measurement in catheter |
US10046140B2 (en) | 2014-04-21 | 2018-08-14 | Hansen Medical, Inc. | Devices, systems, and methods for controlling active drive systems |
US9675416B2 (en) | 2014-04-28 | 2017-06-13 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Prevention of steam pops during ablation |
US9833165B2 (en) | 2014-04-29 | 2017-12-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Checking for perforation of the epicardium using magnetic resonance imaging |
US9895076B2 (en) | 2014-05-05 | 2018-02-20 | Pacesetter, Inc. | Method and system to determine cardiac cycle length in connection with cardiac mapping |
US9861823B2 (en) | 2014-05-05 | 2018-01-09 | Pacesetter, Inc. | Cardiac resynchronization system and method |
US9763591B2 (en) | 2014-05-05 | 2017-09-19 | Pacesetter, Inc. | Method and system to subdivide a mapping area for mechanical activation analysis |
US9364170B2 (en) | 2014-05-05 | 2016-06-14 | Pacesetter, Inc. | Method and system to characterize motion data based on neighboring map points |
US9380940B2 (en) | 2014-05-05 | 2016-07-05 | Pacesetter, Inc. | Method and system for displaying a three dimensional visualization of cardiac motion |
US9700233B2 (en) | 2014-05-05 | 2017-07-11 | Pacesetter, Inc. | Method and system to equalizing cardiac cycle length between map points |
US10285647B2 (en) | 2014-05-05 | 2019-05-14 | Pacesetter Inc. | Method and system to automatically assign map points to anatomical segments and determine mechanical activation time |
WO2015171393A1 (en) | 2014-05-05 | 2015-11-12 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for rendering a motion model of a beating heart |
US9302099B2 (en) | 2014-05-05 | 2016-04-05 | Pacesetter, Inc. | System and method for evaluating lead stability of an implantable medical device |
US10105077B2 (en) | 2014-05-05 | 2018-10-23 | Pacesetter, Inc. | Method and system for calculating strain from characterization data of a cardiac chamber |
JP6288676B2 (ja) * | 2014-05-29 | 2018-03-07 | 富士通株式会社 | 可視化装置、可視化方法、および可視化プログラム |
US9757182B2 (en) * | 2014-06-02 | 2017-09-12 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Identification and visualization of gaps between cardiac ablation sites |
US10327744B2 (en) | 2014-06-26 | 2019-06-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Assistive manual zeroing visualization |
US9591982B2 (en) | 2014-07-31 | 2017-03-14 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for evaluating cardiac therapy |
US9649046B2 (en) | 2014-08-12 | 2017-05-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Line of block detection |
US9764143B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-09-19 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for configuration of interventricular interval |
US9586050B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-03-07 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for configuration of atrioventricular interval |
US9586052B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-03-07 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for evaluating cardiac therapy |
US20160081555A1 (en) | 2014-09-18 | 2016-03-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Multi-range optical sensing |
US9314179B1 (en) * | 2014-09-25 | 2016-04-19 | Apn Health, Llc | Time transformation of local activation times |
US10709492B2 (en) | 2014-10-14 | 2020-07-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Effective parasitic capacitance minimization for micro ablation electrode |
US9474491B2 (en) | 2014-10-15 | 2016-10-25 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Methods and systems for mapping local conduction velocity |
WO2016061387A1 (en) * | 2014-10-15 | 2016-04-21 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Methods and systems for generating integrated substrate maps for cardiac arrhythmias |
US9955889B2 (en) | 2014-11-03 | 2018-05-01 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Registration maps using intra-cardiac signals |
US9615764B2 (en) | 2014-11-03 | 2017-04-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Real-time coloring of electrophysiological map |
US9782092B2 (en) | 2014-11-14 | 2017-10-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Patient signal analysis based on vector analysis |
US9460563B2 (en) * | 2014-11-28 | 2016-10-04 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Differential mapping of a body organ |
US9421061B2 (en) | 2014-12-18 | 2016-08-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ventricular far field reduction |
US20160174864A1 (en) | 2014-12-18 | 2016-06-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Far Field-Insensitive Intracardiac Catheter Electrodes |
US20160175041A1 (en) | 2014-12-22 | 2016-06-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Balloon for ablation around pulmonary veins |
US10327734B2 (en) | 2014-12-30 | 2019-06-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Measurement of tissue thickness using ultrasound and force measurements |
US9662033B2 (en) | 2014-12-31 | 2017-05-30 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System and method for visualizing electrophysiology data |
US9801585B2 (en) | 2014-12-31 | 2017-10-31 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electrocardiogram noise reduction |
US11253178B2 (en) | 2015-01-29 | 2022-02-22 | Medtronic, Inc. | Noninvasive assessment of cardiac resynchronization therapy |
US9833161B2 (en) | 2015-02-09 | 2017-12-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Basket catheter with far-field electrode |
US10307078B2 (en) | 2015-02-13 | 2019-06-04 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Training of impedance based location system using registered catheter images |
US10105117B2 (en) | 2015-02-13 | 2018-10-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Compensation for heart movement using coronary sinus catheter images |
US10278605B2 (en) | 2015-03-23 | 2019-05-07 | The Methodist Hospital System | Methods and devices for sample characterization |
US9706937B2 (en) | 2015-04-22 | 2017-07-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ventricular electrical activity indicator |
US9907610B2 (en) | 2015-05-07 | 2018-03-06 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Spring-loaded balloon |
AU2016262547B9 (en) | 2015-05-12 | 2021-03-04 | Acutus Medical, Inc. | Ultrasound sequencing system and method |
WO2016181317A2 (en) | 2015-05-12 | 2016-11-17 | Navix International Limited | Calculation of an ablation plan |
WO2016183179A1 (en) | 2015-05-12 | 2016-11-17 | Acutus Medical, Inc. | Cardiac virtualization test tank and testing system and method |
EP3270776B1 (en) | 2015-05-12 | 2020-05-27 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Systems and methods for orientation independent sensing |
EP3294412B1 (en) | 2015-05-13 | 2024-04-17 | Acutus Medical, Inc. | Localization system and method useful in the acquisition and analysis of cardiac information |
KR101797042B1 (ko) * | 2015-05-15 | 2017-11-13 | 삼성전자주식회사 | 의료 영상 합성 방법 및 장치 |
US20160354049A1 (en) | 2015-06-04 | 2016-12-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Registration of coronary sinus catheter image |
US10682176B2 (en) * | 2015-08-25 | 2020-06-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System and method for controlling catheter power based on contact force |
CN108348155B (zh) * | 2015-09-02 | 2019-02-01 | 圣犹达医疗用品心脏病学部门有限公司 | 用于识别和标测心脏激动波前的方法和系统 |
US20220400951A1 (en) * | 2015-09-07 | 2022-12-22 | Ablacon Inc. | Systems, Devices, Components and Methods for Detecting the Locations of Sources of Cardiac Rhythm Disorders in a Patient's Heart Using Improved Electrographic Flow (EGF) Methods |
US10201277B2 (en) * | 2015-09-07 | 2019-02-12 | Ablacon Inc. | Systems, devices, components and methods for detecting the locations of sources of cardiac rhythm disorders in a patient's heart |
US10327859B2 (en) | 2015-09-21 | 2019-06-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter stability indication |
JP6691209B2 (ja) | 2015-09-26 | 2020-04-28 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | 解剖学的シェル編集用の方法 |
US10405766B2 (en) | 2015-09-26 | 2019-09-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Method of exploring or mapping internal cardiac structures |
US10271757B2 (en) | 2015-09-26 | 2019-04-30 | Boston Scientific Scimed Inc. | Multiple rhythm template monitoring |
US9875578B2 (en) * | 2015-10-13 | 2018-01-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Voxelization of a mesh |
US10588692B2 (en) | 2015-11-06 | 2020-03-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Pulmonary vein isolation gap finder |
US10383543B2 (en) | 2015-11-11 | 2019-08-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Symmetric short contact force sensor with four coils |
US20170143413A1 (en) | 2015-11-24 | 2017-05-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Enhanced Safety Method and System for Digital Communication Using Two AC Coupling Wires |
US9949657B2 (en) | 2015-12-07 | 2018-04-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Displaying multiple-activation areas on an electroanatomical map |
US20170156791A1 (en) | 2015-12-08 | 2017-06-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ablating and sensing electrodes |
US10231789B2 (en) | 2015-12-18 | 2019-03-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Using force sensor to give angle of ultrasound beam |
US10398347B2 (en) | 2015-12-18 | 2019-09-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Sheath visualization method by means of impedance localization and magnetic information |
US10389847B1 (en) | 2015-12-23 | 2019-08-20 | Mitel Networks, Inc. | Provisioning resources in a communications system |
US10687761B2 (en) | 2015-12-23 | 2020-06-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter frame pieces used as large single axis sensors |
US10078713B2 (en) | 2015-12-24 | 2018-09-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Global mapping catheter contact optimization |
US10034653B2 (en) | 2016-01-11 | 2018-07-31 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Tissue depth estimation using gated ultrasound and force measurements |
US10282888B2 (en) | 2016-01-28 | 2019-05-07 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | High definition coloring of heart chambers |
US10360700B2 (en) | 2016-02-11 | 2019-07-23 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Interpolation of dynamic three-dimensional maps |
US11219769B2 (en) | 2016-02-26 | 2022-01-11 | Medtronic, Inc. | Noninvasive methods and systems of determining the extent of tissue capture from cardiac pacing |
US10780279B2 (en) | 2016-02-26 | 2020-09-22 | Medtronic, Inc. | Methods and systems of optimizing right ventricular only pacing for patients with respect to an atrial event and left ventricular event |
US10357168B2 (en) | 2016-03-07 | 2019-07-23 | Apn Health, Llc | Time transformation of local activation times |
US10555776B2 (en) | 2016-03-08 | 2020-02-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Magnetic resonance thermometry during ablation |
US10136828B2 (en) | 2016-03-31 | 2018-11-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mapping of atrial fibrillation |
US10638976B2 (en) | 2016-04-28 | 2020-05-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd | Method of constructing irrigated balloon catheter |
US10653480B2 (en) | 2016-04-28 | 2020-05-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Method for constructing irrigated balloon catheter with flexible circuit electrode assembly |
JP6937321B2 (ja) | 2016-05-03 | 2021-09-22 | アクタス メディカル インクAcutus Medical,Inc. | 心臓情報動的表示システム |
US11134899B2 (en) | 2016-05-06 | 2021-10-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with shunting electrode |
US10987091B2 (en) | 2016-05-17 | 2021-04-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | System and method for catheter connections |
US10349855B2 (en) | 2016-06-10 | 2019-07-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Identification and visualization of cardiac activation sequence in multi-channel recordings |
US10646197B2 (en) | 2016-07-06 | 2020-05-12 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ascertaining tissue thickness |
US10376221B2 (en) | 2016-07-06 | 2019-08-13 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic creation of multiple electroanatomic maps |
US10463439B2 (en) | 2016-08-26 | 2019-11-05 | Auris Health, Inc. | Steerable catheter with shaft load distributions |
US11241559B2 (en) | 2016-08-29 | 2022-02-08 | Auris Health, Inc. | Active drive for guidewire manipulation |
US11020174B2 (en) | 2016-10-17 | 2021-06-01 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with angled irrigation holes |
US11000201B2 (en) | 2016-11-09 | 2021-05-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Coils formed in folded nitinol sheet |
US10314507B2 (en) | 2016-11-14 | 2019-06-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | ASIC with switching noise reduction |
US10403053B2 (en) * | 2016-11-15 | 2019-09-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Marking sparse areas on maps |
EP3541313B1 (en) | 2016-11-16 | 2023-05-10 | Navix International Limited | Estimators for ablation effectiveness |
US11010983B2 (en) | 2016-11-16 | 2021-05-18 | Navix International Limited | Tissue model dynamic visual rendering |
WO2018092063A1 (en) * | 2016-11-16 | 2018-05-24 | Navix International Limited | Real-time display of treatment-related tissue changes using virtual material |
WO2018092062A1 (en) | 2016-11-16 | 2018-05-24 | Navix International Limited | Real-time display of tissue deformation by interactions with an intra-body probe |
US11129574B2 (en) | 2016-12-12 | 2021-09-28 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Real time electroanatomical coloring of the heart |
US10420612B2 (en) * | 2016-12-22 | 2019-09-24 | Biosense Webster (Isreal) Ltd. | Interactive anatomical mapping and estimation of anatomical mapping quality |
US11382553B2 (en) * | 2017-02-09 | 2022-07-12 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for detecting consistent cardiac activity |
EP3551057B1 (en) * | 2017-02-10 | 2021-04-28 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Methods and systems for determining prevalence of cardiac phenomena |
US10532213B2 (en) | 2017-03-03 | 2020-01-14 | Medtronic, Inc. | Criteria for determination of local tissue latency near pacing electrode |
US11304644B2 (en) | 2017-03-07 | 2022-04-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | 3-D electrophysiology heart simulation system and related methods |
US11317965B2 (en) | 2017-03-08 | 2022-05-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Reduced size force sensor |
US10660574B2 (en) | 2017-03-08 | 2020-05-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Low cost planar spring for force sensor |
US10987517B2 (en) | 2017-03-15 | 2021-04-27 | Medtronic, Inc. | Detection of noise signals in cardiac signals |
US10576263B2 (en) | 2017-04-03 | 2020-03-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Tissue conduction velocity |
WO2018191686A1 (en) | 2017-04-14 | 2018-10-18 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Orientation independent sensing, mapping, interface and analysis systems and methods |
GB201706561D0 (en) | 2017-04-25 | 2017-06-07 | Imp Innovations Ltd | Systems and methods for treating cardiac arrhythmia |
US20180310987A1 (en) | 2017-04-27 | 2018-11-01 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Systems and processes for map-guided automatic cardiac ablation |
US20180325585A1 (en) | 2017-05-15 | 2018-11-15 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Networked thermistors |
US11380029B2 (en) | 2017-05-17 | 2022-07-05 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for mapping local activation times |
US10751121B2 (en) | 2017-06-29 | 2020-08-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ultrasound transducers on predetermined radii of balloon catheter |
US11109788B2 (en) | 2017-07-17 | 2021-09-07 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Catheter with Fibonacci distributed electrodes |
US10869713B2 (en) | 2017-07-21 | 2020-12-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Ablation power supply |
CN111050841B (zh) | 2017-07-28 | 2023-09-26 | 美敦力公司 | 心动周期选择 |
WO2019023472A1 (en) | 2017-07-28 | 2019-01-31 | Medtronic, Inc. | GENERATION OF ACTIVATION TIME |
US11304603B2 (en) | 2017-08-21 | 2022-04-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Advanced current location (ACL) automatic map rotation to detect holes in current position map (CPM) mapping |
US10682181B2 (en) | 2017-09-06 | 2020-06-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Methods and systems for modeling and registration of 3-dimensional images of the heart |
US10441188B2 (en) * | 2017-09-12 | 2019-10-15 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic display of earliest LAT point |
US11179086B2 (en) | 2017-09-14 | 2021-11-23 | Robert S. Fishel | Automated electroanatomical annotation of positive entrainment sites for mapping of active reentrant circuits |
US10532187B2 (en) | 2017-10-17 | 2020-01-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Reusable catheter handle system |
JP7044297B2 (ja) * | 2017-10-17 | 2022-03-30 | 富士通株式会社 | 興奮伝播可視化装置、興奮伝播可視化方法、および興奮伝播可視化プログラム |
US10765475B2 (en) | 2017-10-31 | 2020-09-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | All-in-one spiral catheter |
JP6941030B2 (ja) * | 2017-11-08 | 2021-09-29 | 日本光電工業株式会社 | 電極カテーテル |
US10463445B2 (en) * | 2017-11-27 | 2019-11-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Point density illustration |
US10575746B2 (en) | 2017-12-14 | 2020-03-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Epicardial mapping |
US10786167B2 (en) | 2017-12-22 | 2020-09-29 | Medtronic, Inc. | Ectopic beat-compensated electrical heterogeneity information |
US11419539B2 (en) | 2017-12-22 | 2022-08-23 | Regents Of The University Of Minnesota | QRS onset and offset times and cycle selection using anterior and posterior electrode signals |
US10799703B2 (en) | 2017-12-22 | 2020-10-13 | Medtronic, Inc. | Evaluation of his bundle pacing therapy |
US10492705B2 (en) | 2017-12-22 | 2019-12-03 | Regents Of The University Of Minnesota | Anterior and posterior electrode signals |
US10433746B2 (en) | 2017-12-22 | 2019-10-08 | Regents Of The University Of Minnesota | Systems and methods for anterior and posterior electrode signal analysis |
US10918310B2 (en) | 2018-01-03 | 2021-02-16 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Fast anatomical mapping (FAM) using volume filling |
US10974031B2 (en) | 2017-12-28 | 2021-04-13 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Balloon catheter with internal distal end |
US11147496B2 (en) | 2018-01-16 | 2021-10-19 | Boston Scientific Scimed Inc. | Systems and methods for mapping electrical activity in the heart |
WO2019156755A1 (en) * | 2018-02-12 | 2019-08-15 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for mapping cardiac muscle fiber orientation |
US10617318B2 (en) | 2018-02-27 | 2020-04-14 | Medtronic, Inc. | Mapping electrical activity on a model heart |
US10668290B2 (en) | 2018-03-01 | 2020-06-02 | Medtronic, Inc. | Delivery of pacing therapy by a cardiac pacing device |
US10918870B2 (en) | 2018-03-07 | 2021-02-16 | Medtronic, Inc. | Atrial lead placement for treatment of atrial dyssynchrony |
US10780281B2 (en) | 2018-03-23 | 2020-09-22 | Medtronic, Inc. | Evaluation of ventricle from atrium pacing therapy |
WO2019191602A1 (en) | 2018-03-29 | 2019-10-03 | Medtronic, Inc. | Left ventricular assist device adjustment and evaluation |
US10729345B2 (en) * | 2018-05-04 | 2020-08-04 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Detection of regions exhibiting irregular electrophysiological activity |
US11304641B2 (en) | 2018-06-01 | 2022-04-19 | Medtronic, Inc. | Systems, methods, and interfaces for use in cardiac evaluation |
US10940321B2 (en) | 2018-06-01 | 2021-03-09 | Medtronic, Inc. | Systems, methods, and interfaces for use in cardiac evaluation |
US10912484B2 (en) | 2018-07-09 | 2021-02-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Multiplexing of high count electrode catheter(s) |
US11672461B2 (en) | 2018-07-16 | 2023-06-13 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Flexible circuit with location and force-sensor coils |
US20200030024A1 (en) | 2018-07-30 | 2020-01-30 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Flexible-circuit tip for a split-tip catheter |
US11357437B2 (en) * | 2018-08-27 | 2022-06-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic identification of abnormal LAT differences |
WO2020096689A1 (en) | 2018-09-10 | 2020-05-14 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for displaying electrophysiological signals from multi-dimensional catheters |
US10786166B2 (en) | 2018-10-15 | 2020-09-29 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mapping of activation wavefronts |
US10842400B2 (en) | 2018-11-08 | 2020-11-24 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Iterative coherent mapping of cardiac electrophysiological (EP) activation including scar effects |
US10856759B2 (en) | 2018-11-08 | 2020-12-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Iterative coherent mapping of cardiac electrophysiological (EP) activation including reentry effects |
US10672510B1 (en) | 2018-11-13 | 2020-06-02 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Medical user interface |
US11445935B2 (en) * | 2018-11-26 | 2022-09-20 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Finding the origin of an arrythmia |
US11826088B2 (en) | 2018-12-28 | 2023-11-28 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Adjusting phases of multiphase ablation generator to detect contact |
US11672952B2 (en) * | 2018-12-28 | 2023-06-13 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Finding elongation of expandable distal end of catheter |
WO2020176731A1 (en) | 2019-02-28 | 2020-09-03 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Systems and methods for displaying ep maps using confidence metrics |
US11464437B2 (en) | 2019-03-06 | 2022-10-11 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mid-field signal extraction |
US11697025B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-07-11 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system capture |
US11547858B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-01-10 | Medtronic, Inc. | Systems, methods, and devices for adaptive cardiac therapy |
USD969138S1 (en) | 2019-05-31 | 2022-11-08 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Display screen with a graphical user interface |
USD968422S1 (en) | 2019-05-31 | 2022-11-01 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Display screen with transitional graphical user interface |
USD968421S1 (en) | 2019-05-31 | 2022-11-01 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Display screen with a graphical user interface |
US11452485B2 (en) | 2019-08-05 | 2022-09-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electroanatomical map re-annotation |
US20210059549A1 (en) | 2019-08-26 | 2021-03-04 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Error estimation of local activation times (lat) measured by multiple electrode catheter |
US11116435B2 (en) | 2019-08-26 | 2021-09-14 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic identification of a location of focal source in atrial fibrillation (AF) |
US20210077180A1 (en) | 2019-09-12 | 2021-03-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Balloon Catheter with Force Sensor |
US11471650B2 (en) | 2019-09-20 | 2022-10-18 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Mechanism for manipulating a puller wire |
US20210085204A1 (en) | 2019-09-24 | 2021-03-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | 3d intracardiac activity presentation |
US11497431B2 (en) | 2019-10-09 | 2022-11-15 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for configuring cardiac therapy |
US20210106244A1 (en) * | 2019-10-15 | 2021-04-15 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Local rendering based multi-modality subset presentation |
US11304645B2 (en) * | 2019-10-15 | 2022-04-19 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Local rendering based detail subset presentation |
US11642533B2 (en) | 2019-11-04 | 2023-05-09 | Medtronic, Inc. | Systems and methods for evaluating cardiac therapy |
US20210162210A1 (en) | 2019-12-03 | 2021-06-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Using reversible electroporation on cardiac tissue |
US11857251B2 (en) | 2019-12-16 | 2024-01-02 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Flexible circuit for use with a catheter and related manufacturing method |
US20210278936A1 (en) | 2020-03-09 | 2021-09-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Electrophysiological user interface |
WO2021181648A1 (ja) | 2020-03-13 | 2021-09-16 | 朝日インテック株式会社 | 医療装置、および、画像生成方法 |
US11295468B2 (en) | 2020-03-23 | 2022-04-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Determining an enclosing wall surface of a cavity of an organ |
CN113554742B (zh) * | 2020-04-26 | 2024-02-02 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种三维图像的重建方法、装置、设备及存储介质 |
US11751794B2 (en) | 2020-05-19 | 2023-09-12 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | System and method for mapping electrophysiological activation |
US11730413B2 (en) | 2020-07-01 | 2023-08-22 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Analyzing multi-electrode catheter signals to determine electrophysiological (EP) wave propagation vector |
US11813464B2 (en) | 2020-07-31 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system evaluation |
US20220047220A1 (en) | 2020-08-17 | 2022-02-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Real-time assessment of rejection filters during cardiac mapping |
US20220061730A1 (en) | 2020-08-27 | 2022-03-03 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Removing far-field from intracardiac signals |
US20220079491A1 (en) | 2020-09-14 | 2022-03-17 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Local activation time analysis system |
US11432755B2 (en) | 2020-09-21 | 2022-09-06 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Systems and methods for clustering wavefront signals in electrophysiological maps |
CN116348041A (zh) | 2020-10-26 | 2023-06-27 | 朝日英达科株式会社 | 医疗装置以及图像生成方法 |
US20220133206A1 (en) | 2020-11-03 | 2022-05-05 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Recording apparatus noise reduction |
US11694401B2 (en) | 2020-11-25 | 2023-07-04 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Reconstruction of registered geometry based on constant fluoroscopic snapshot |
US11478182B2 (en) | 2021-01-07 | 2022-10-25 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Incorporating a confidence level into an electrophysiological (EP) map |
IL289567A (en) | 2021-01-14 | 2022-08-01 | Biosense Webster Israel Ltd | Intravenous balloon with central sliding irrigation tube |
US11911167B2 (en) * | 2021-01-19 | 2024-02-27 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Automatic mesh reshaping of an anatomical map to expose internal points of interest |
US20220395214A1 (en) | 2021-06-09 | 2022-12-15 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Wave propagation control enhancement |
US20220395321A1 (en) | 2021-06-10 | 2022-12-15 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Follow wave propagation |
IL293942A (en) | 2021-06-22 | 2023-01-01 | Biosense Webster Israel Ltd | Improving the resolution in the mapping of an electrophysiological wave (ep) propagating on the surface of a patient's heart |
US20230075595A1 (en) | 2021-09-07 | 2023-03-09 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Weighting projected electrophysiological wave velocity with sigmoid curve |
US20230211165A1 (en) | 2021-12-30 | 2023-07-06 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Methods and systems for bypassing a signal converter in a cardiac sensing and pacing system |
Family Cites Families (60)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR1344459A (fr) | 1962-10-18 | 1963-11-29 | Procédé et appareil pour l'étude électrique des organismes vivants | |
US4522212A (en) | 1983-11-14 | 1985-06-11 | Mansfield Scientific, Inc. | Endocardial electrode |
US4682603A (en) | 1984-03-06 | 1987-07-28 | Franz Michael R | Apparatus and method for recording monophasic action potentials from an in vivo heart |
US4955382A (en) | 1984-03-06 | 1990-09-11 | Ep Technologies | Apparatus and method for recording monophasic action potentials from an in vivo heart |
US4979510A (en) | 1984-03-06 | 1990-12-25 | Ep Technologies, Inc. | Apparatus and method for recording monophasic action potentials from an in vivo heart |
US4628937A (en) | 1984-08-02 | 1986-12-16 | Cordis Corporation | Mapping electrode assembly |
US4660571A (en) | 1985-07-18 | 1987-04-28 | Cordis Corporation | Percutaneous lead having radially adjustable electrode |
US4699147A (en) | 1985-09-25 | 1987-10-13 | Cordis Corporation | Intraventricular multielectrode cardial mapping probe and method for using same |
DE3536658A1 (de) | 1985-10-15 | 1987-04-16 | Kessler Manfred | Verfahren zur darstellung elektrokardiografischer werte |
US4762124A (en) | 1986-10-28 | 1988-08-09 | Kimberly-Clark Corporation | Liquid dispensing pouch |
US5215103A (en) | 1986-11-14 | 1993-06-01 | Desai Jawahar M | Catheter for mapping and ablation and method therefor |
US4940064A (en) | 1986-11-14 | 1990-07-10 | Desai Jawahar M | Catheter for mapping and ablation and method therefor |
US5231995A (en) | 1986-11-14 | 1993-08-03 | Desai Jawahar M | Method for catheter mapping and ablation |
US4922912A (en) | 1987-10-21 | 1990-05-08 | Hideto Watanabe | MAP catheter |
US4962767A (en) | 1988-07-05 | 1990-10-16 | Cardiac Control Systems, Inc. | Pacemaker catheter |
US5127403A (en) | 1988-07-05 | 1992-07-07 | Cardiac Control Systems, Inc. | Pacemaker catheter utilizing bipolar electrodes spaced in accordance to the length of a heart depolarization signal |
JPH0538723Y2 (es) | 1988-12-19 | 1993-09-30 | ||
US4911174A (en) | 1989-02-13 | 1990-03-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for matching the sense length of an impedance measuring catheter to a ventricular chamber |
US4905705A (en) | 1989-03-03 | 1990-03-06 | Research Triangle Institute | Impedance cardiometer |
US5038791A (en) | 1990-06-11 | 1991-08-13 | Battelle Memorial Institute | Heart imaging method |
US5228442A (en) | 1991-02-15 | 1993-07-20 | Cardiac Pathways Corporation | Method for mapping, ablation, and stimulation using an endocardial catheter |
US5156151A (en) | 1991-02-15 | 1992-10-20 | Cardiac Pathways Corporation | Endocardial mapping and ablation system and catheter probe |
US5345936A (en) | 1991-02-15 | 1994-09-13 | Cardiac Pathways Corporation | Apparatus with basket assembly for endocardial mapping |
US5161539A (en) * | 1991-05-09 | 1992-11-10 | Physio-Control | Method and apparatus for performing mapping-type analysis including use of limited electrode sets |
US5255678A (en) | 1991-06-21 | 1993-10-26 | Ecole Polytechnique | Mapping electrode balloon |
US5383917A (en) | 1991-07-05 | 1995-01-24 | Jawahar M. Desai | Device and method for multi-phase radio-frequency ablation |
US5555883A (en) | 1992-02-24 | 1996-09-17 | Avitall; Boaz | Loop electrode array mapping and ablation catheter for cardiac chambers |
US5239999A (en) | 1992-03-27 | 1993-08-31 | Cardiac Pathways Corporation | Helical endocardial catheter probe |
US5255679A (en) | 1992-06-02 | 1993-10-26 | Cardiac Pathways Corporation | Endocardial catheter for mapping and/or ablation with an expandable basket structure having means for providing selective reinforcement and pressure sensing mechanism for use therewith, and method |
US5324284A (en) | 1992-06-05 | 1994-06-28 | Cardiac Pathways, Inc. | Endocardial mapping and ablation system utilizing a separately controlled ablation catheter and method |
US5341807A (en) | 1992-06-30 | 1994-08-30 | American Cardiac Ablation Co., Inc. | Ablation catheter positioning system |
US5243981A (en) | 1992-07-13 | 1993-09-14 | Medtronic, Inc. | Myocardial conduction velocity rate responsive pacemaker |
DE69318304T2 (de) | 1992-08-14 | 1998-08-20 | British Telecomm | Ortungssystem |
EP0661948B1 (en) | 1992-09-23 | 1997-11-19 | Endocardial Solutions, Inc. | Endocardial mapping system |
US5311866A (en) | 1992-09-23 | 1994-05-17 | Endocardial Therapeutics, Inc. | Heart mapping catheter |
US5297549A (en) | 1992-09-23 | 1994-03-29 | Endocardial Therapeutics, Inc. | Endocardial mapping system |
US5293869A (en) | 1992-09-25 | 1994-03-15 | Ep Technologies, Inc. | Cardiac probe with dynamic support for maintaining constant surface contact during heart systole and diastole |
US5313943A (en) | 1992-09-25 | 1994-05-24 | Ep Technologies, Inc. | Catheters and methods for performing cardiac diagnosis and treatment |
US5471982A (en) | 1992-09-29 | 1995-12-05 | Ep Technologies, Inc. | Cardiac mapping and ablation systems |
US5687737A (en) * | 1992-10-09 | 1997-11-18 | Washington University | Computerized three-dimensional cardiac mapping with interactive visual displays |
US5657755A (en) | 1993-03-11 | 1997-08-19 | Desai; Jawahar M. | Apparatus and method for cardiac ablation |
US5433198A (en) | 1993-03-11 | 1995-07-18 | Desai; Jawahar M. | Apparatus and method for cardiac ablation |
US5391199A (en) | 1993-07-20 | 1995-02-21 | Biosense, Inc. | Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias |
IL116699A (en) | 1996-01-08 | 2001-09-13 | Biosense Ltd | Method of building a heart map |
EP0722289B1 (en) | 1993-10-01 | 2003-12-03 | Target Therapeutics, Inc. | Sheathed multipolar catheter and multipolar guidewire for sensing cardiac electrical activity |
WO1995010225A1 (en) | 1993-10-15 | 1995-04-20 | Ep Technologies, Inc. | Multiple electrode element for mapping and ablating |
US5730127A (en) | 1993-12-03 | 1998-03-24 | Avitall; Boaz | Mapping and ablation catheter system |
US5454370A (en) | 1993-12-03 | 1995-10-03 | Avitall; Boaz | Mapping and ablation electrode configuration |
US5485849A (en) | 1994-01-31 | 1996-01-23 | Ep Technologies, Inc. | System and methods for matching electrical characteristics and propagation velocities in cardiac tissue |
US5487391A (en) | 1994-01-28 | 1996-01-30 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for deriving and displaying the propagation velocities of electrical events in the heart |
ES2144123T3 (es) | 1994-08-19 | 2000-06-01 | Biosense Inc | Sistemas medicos de diagnosis, de tratamiento y de imagen. |
US5595183A (en) | 1995-02-17 | 1997-01-21 | Ep Technologies, Inc. | Systems and methods for examining heart tissue employing multiple electrode structures and roving electrodes |
US5718241A (en) | 1995-06-07 | 1998-02-17 | Biosense, Inc. | Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias with no discrete target |
US5889524A (en) * | 1995-09-11 | 1999-03-30 | University Of Washington | Reconstruction of three-dimensional objects using labeled piecewise smooth subdivision surfaces |
US5697377A (en) | 1995-11-22 | 1997-12-16 | Medtronic, Inc. | Catheter mapping system and method |
CA2242360C (en) * | 1996-01-08 | 2009-03-10 | Biosense, Inc. | Cardiac electro-mechanics |
US5755664A (en) | 1996-07-11 | 1998-05-26 | Arch Development Corporation | Wavefront direction mapping catheter system |
US5803084A (en) * | 1996-12-05 | 1998-09-08 | Olson; Charles | Three dimensional vector cardiographic display and method for displaying same |
WO1999006112A1 (en) * | 1997-07-31 | 1999-02-11 | Case Western Reserve University | Electrolphysiological cardiac mapping system based on a non-contact non-expandable miniature multi-electrode catheter and method therefor |
JP4208275B2 (ja) * | 1997-10-30 | 2009-01-14 | 株式会社東芝 | 心臓内電気現象の診断装置およびその現象の表示方法 |
-
1999
- 1999-07-22 US US09/357,559 patent/US6301496B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-07-16 IL IL137322A patent/IL137322A/en active IP Right Grant
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- 2000-07-21 PT PT00306218T patent/PT1070480E/pt unknown
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-
2006
- 2006-11-27 CY CY20061101707T patent/CY1106268T1/el unknown
Also Published As
Publication number | Publication date |
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