用于映射复杂碎裂电描记图信息的系统和方法

摘要

一种用于呈现表示患者的电生理学活动(诸如复杂碎裂电描记图信息)的信息的系统8，包括适于测量来自心脏表面的电描记图信息的至少一个电极；耦合至所述至少一个电极17的至少一个处理器，用于接收电描记图信息并且用于测量心脏10中的至少一个电极17的位置，和显示设备23，用于呈现与患者心脏的模型被测量的测量位置关联的电描记图信息。还提供存储器，用于存储所关联的电描记图信息和测量的位置。使用时间域和频率域信息分析数据来产生三维图。该图以颜色、颜色深浅和/或灰度显示数据，并且可以使用诸如等时线的轮廓线来呈现信息。

说明书

相关申请交叉引用

【0001】本申请要求2006年12月29日提交的美国申请11/647,301的权益，其所有内容通过引用全部清楚地包括在本申请中，如同在此完全阐述。

【0002】本申请要求2006年5月17日提交的美国临时申请60/800852的权益，其所有内容通过引用全部清楚地包括在本申请中，如同在此完全阐述。

发明背景

技术领域

【0003】本发明涉及用于测量发生在患者心脏中的电活动并且用于可视化该电活动和/或与该电活动相关的信息的电生理学设备。更具体地，本发明涉及和复杂碎裂电描记图和/或与该复杂碎裂电描记图有关的信息相关联的电活动的三维映射。

背景技术

【0004】心脏包括两种专门类型的心肌细胞。心肌细胞的主体(大约99％)为收缩性细胞，用于泵送(pumping)心脏的机械工作。自动节律细胞包括第二类型心肌细胞，其用作自主神经系统的部分来启动和传导用于收缩性细胞收缩的动作电势。心肌显示起搏点(pacemaker)的活动，其中，心肌细胞膜在动作电势之间缓慢去极化，直到到达阈值，此时该膜产生电冲(fire)或产生动作电势。这与神经或者骨骼肌肉细胞(其显示膜除非受激否则保持恒定的静息电势)形成对照。由自动节律心肌细胞产生的动作电势遍及心脏传播，触发节律心跳，而不需要任意的神经激励。

【0005】包括传导系统的心肌的专门的自动节律细胞有两个主要功能。第一，他们产生导致心肌节律收缩的周期性脉冲。第二，他们快速传导该周期性脉冲贯穿心脏。当该系统正常工作时，在心室收缩之前大约六分之一秒心房收缩。这将允许在泵送血液通过肺部和脉管系统前心室的附加填充。该系统还允许心室的所有部分几乎同时收缩。这对于心室腔内有效的压力产生是必要的。由于自动节律细胞的缓慢去极化到阈值的速率的不同，为了确保心脏的有节律的跳动，这些自动节律细胞产生动作电势的速率不同。

【0006】通过神经激励，可以改变正常的自动节律心功能。位于脊髓上的脑干中的髓质接收来自不同系统和中枢感受器(例如压力感受器和化学感受器)的感官输入以及来自其它脑区域(例如丘脑下部)的信号。来自脑干的自主流出物在原理上分为交感神经和副交感神经(迷走神经)支路。这些自主神经的传出纤维延伸到心脏和血管，在那里其调节这些目标器官的活动。通过交感神经和迷走神经纤维来对心脏进行神经支配。交感神经传出神经贯穿心房(特别在窦房节中)和心室存在，包括心脏的传导系统。右迷走神经主要神经支配窦房节，而左迷走神经使心房-心室节受神经支配，但是，在自主分布中可能存在显著交迭。传出迷走神经还使心房肌受神经支配。然而，传出迷走神经只很少的神经支配心室肌。交感神经激励增加心脏速率和传导速度，而心脏的副交感神经(迷走神经)激励具有相反的效果。

【0007】心率异常通常发生在心率变得不规则时，即太快(心动过速)或者太慢(心搏缓慢)，或者发生在心房和心室跳动频率不同时。心率异常可能产生于改变的脉冲形成或者改变的脉冲传导。前者关注起搏点细胞中的变化(其导致不规则)或者由不同于窦房节的地点(即异位局灶)的动作电势的不正常产生引发的节律中的变化。改变的脉冲传导一般和心脏中的电传导的全部或者部分阻塞相关。改变的脉冲传导通常会导致折返(reentry)，其可能产生伴有心律不齐的过快的心跳。折返可能发生在小的局部区域或者例如其可能发生在心房和心室之间(全局折返)。折返要求存在传导路径内的单向块，其通常由起搏点细胞的部分去极化引发。根据心率异常的血液动力学结果和用于改变为致命的心率异常的可能性，心率异常本质上可能是良性的或者更为严重。

【0008】可以使用电生理学的研究来识别和治疗这些心率异常。在一个示例性系统中，测量系统将调制的电场引入心脏腔室。血量和移动的心脏的壁表面改变所施加的电场。心脏腔室内的电极地点无源监控对场的改变并且心脏内壁位置的动态表示被形成以显示给医师。心脏自身产生的电生理学信号也在心脏内的电极地点处被测量并且这些信号被低通滤波并与动态的壁表示一起显示。该复合的动态电生理学图可以被显示并且用于诊断潜伏的心率异常。

【0009】除了用于诊断的映射，测量系统还可以用于物理定位心脏腔室中的治疗导管。递送到此治疗导管上的电极的所调制的电场可以被用于显示心脏中的治疗导管的位置。治疗导管位置以及其它诊断信息可以被实时显示在动态电生理学图上。因此可以和心脏固有的或者激发的电活动一起显示治疗导管位置以用于示出相对于心脏自身中发生的电活动的治疗导管顶端的相对位置。随后，医师可以参考动态电生理学图引导治疗导管到心脏中的任意期望位置。

【0010】通常在逐步过程中产生动态电生理学图。首先，确定心脏的内部形状。从与所施加电场的调制(modulation)相关的一系列几何形状测量结果中得到该信息。心脏的动态形状的知识被用于产生心脏的内表面的表示。接着，测量心脏的固有电活动。无源探测并处理生理来源的信号，使得该壁表面上的电势的幅度可以被显示在该壁表面表示上。以任意不同格式在该壁表面表示上显示测量的电活动，例如，使用不同的颜色或者颜色的深浅。最后，定位电流可以被递送到相同腔室中的治疗导管。可以处理从该电流感测的电势以确定腔室中的治疗导管的相对或者绝对位置。这些不同过程可以每秒顺序发生或者同时发生数百次，给出心脏活动的连续图像和治疗设备的定位。

【0011】在Wittkampf的美国专利5697377(‘377专利)和5983126(’126专利)中描述了用于确定心脏中导管的位置或者定位的一个示例性系统。‘377和‘126专利的全部内容在此通过引用全部包括在本发明中。在Wittkampf系统中，电流脉冲被施加到在患者表面上垂直放置的片状电极。这些表面电极用于产生患者内的轴线专用电场(axis specific electricfield)。Wittkampf参考文献教导在三个不同频率(每一轴线上一个)持续施加的小幅度、低电流脉冲的递送。置于这些电场(例如心脏内)中的任意测量电极测量基于每一轴线上不同表面电极之间的测量电极的位置而改变的电压。参照稳定位置参考电极的电场中加在测量电极的电压指示关于该参考的心脏中的测量电极的位置。三个单独轴上的电压差异的测量结果产生三维测量电极的位置信息。

发明内容

【0012】本发明使用电生理学数据的时间域和频率域二者的表示扩展心的电生理学映射系统的现有能力来提供附加的诊断数据。产生电活动和/或与该电活动有关的信息的三维图。示例图包括巡回电极和参考电极的动作电势之间的时间差异、巡回电极处动作电势的峰峰电压、巡回电极处的动作电势的峰值负电压、复杂碎裂电描记图信息、电描记图信号的主频、主频处的最大峰值幅度、频率域的一个波带能量和频率域的第二波带能量的比值、感兴趣的低频或者高频通带、通带中具有最大能量的频率、通带中的多个峰值、每一峰值中的能量、功率和/或面积、每一峰值与另一通带中的峰值的能量和/或面积的比值和频谱中每一峰值的宽度。颜色、颜色深浅和/或灰度被分配给参数的值并且对应于由电极采样的电描记图的参数的颜色、颜色深浅和/或灰度被更新到三维模型上。使用轮廓线(诸如等时线)可以来表示图。

【0013】根据本发明的第一实施例，一种用于呈现表示患者的电生理学活动的信息的系统包括：适于接收来自患者心脏中至少一个位置的至少一个电数据流的至少一个电极，所述数据包括复杂碎裂电描记图信息；与所述至少一个电极耦合的至少一个处理器，用于接收来自至少一个位置的该至少一个电数据流并且用于在接收所述电数据流时确定患者心脏中的电极的测量位置，所述至少一个处理器将测量位置与所接收的该至少一个电数据流相关联；至少一个存储器，用于存储该电极的测量位置和所接收的该至少一个电数据流；用于分析该至少一个电数据流的软件，来识别预定窗口内离散电激励的发生以及用于量化包含在预定窗口内的复杂碎裂电描记图信息；和显示设备，用于在患者心脏的模型上呈现量化的复杂碎裂电描记图信息和其各自的测量位置。所述软件可以量化离散电激励发生之间的时间间隔的标准偏差、平均值或其二者，其随后可以呈现在模型的对应于测量电数据的点的位置。该系统可以可选的使用多个电极，从患者内多个位置同时接收电数据。

【0014】根据本发明的另一方面，一种分析和呈现用于表示患者的电生理学信息的信息的方法包括步骤：获取包括识别多个测量位置的位置信息和在多个测量位置的每一个处实现的电生理学测量结果的心的电生理学图，该电生理学测量结果包括复杂碎裂电描记图信息的至少一个流；处理在该多个测量位置的其中一个处测得的复杂碎裂电描记图信息的该至少一个流以识别预定窗口内离散电激励的发生以及用于量化包含在预定窗口内的复杂碎裂电描记图信息；和在患者心脏的模型上呈现量化的复杂碎裂电描记图信息和其各自的测量位置。所述方法可选的使用多个电极，从患者内多个测量位置同时接收电数据，所述电数据可以被处理、量化并呈现在模型上。复杂碎裂电描记图信息可以以颜色、颜色深浅或者灰度呈现在模型上。

【0015】根据本发明的又一方面，一种分析和呈现用于表示患者的电生理学活动的的信息的方法包括步骤：获取包括识别测量位置的位置信息和在测量位置实现的电生理学测量结果的心的电生理学图，该电生理学测量结果包括复杂碎裂电描记图信息的至少一个流；处理测量位置处测得的复杂碎裂电描记图信息的该至少一个流以识别预定窗口内离散电激励的发生以及用于量化在预定窗口内离散电激励发生之间的时间间隔的标准偏差；以及在心脏模型上的对应于测量复碎裂电描记图信息的该至少一个流的点的位置呈现标准的偏差信息。

【0016】在又一实施例中，一种用于呈现表示患者的电生理学活动的信息的系统包括：适于测量来自患者心脏表面的电描记图信息的至少一个电极；与所述至少一个电极耦合的至少一个处理器，用于接收电描记图信息并且用于在测量电描记图信息处测量患者心脏中的该至少一个电极的位置，其中所述至少一个处理器将该至少一个电极的该测量位置与所接收的电描记图信息相关联；和显示设备，用于在患者心脏的模型上呈现所关联的电描记图信息和测量的位置。所述电描记图信息可选包括复杂碎裂电描记图信息。还提供存储器，用于存储所关联的电描记图信息和测量的位置。

【0017】根据本发明的另一方面，一种在心脏表面的模型上呈现表示患者的电生理学特性的信息的方法包括步骤：a)将至少一个电极引入心脏；b)经由该至少一个电极测量来自心脏表面的电描记图信息；c)测量该至少一个电极的位置信息；d)从测量的位置信息获得用于测量电描记图信息处的心脏表面上的点的位置信息；e)将获得的位置信息和测量的电描记图信息相关联；并且f)在心脏表面的模型上呈现表示所关联的位置信息和电描记图信息的信息。当电极移入心脏时，可以多次重复步骤b)到f)。替代的，对于引入心脏的多个电极，可以重复步骤b)到f)。

【0018】通过阅读下述的说明书内容和权利要求书并且参见附图，本发明的前述和其它方面、特征、细节、使用和优点将显而易见。

附图说明

【0019】图1为用于执行心的电生理学检查或者消融程序的系统的示意图，其中可以确定和记录一个或者多个电极的位置；

【0020】图2为由具有多个远端电极的电生理学导管检查的心脏的示意表示；

【0021】图3为使用所记录的电极位置数据点提供心脏腔室的表面的示例性方法的示意图；

【0022】图4为用于显示心电图和相关的电生理学信息给医生的图像用户界面的示意描述；

【0023】图5为图4中描述的面板66的放大图；

【0024】图6示出沿着心脏的壁的不同位置收集的随时间变化的电描记图的并排视图；

【0025】图7示出沿着心脏的壁的不同位置收集的随时间变化的电描记图的并排视图；

【0026】图8示出时间域和频率域中的典型的密质(compact)和纤维心肌组织的电描记图的并排比较；

【0027】图9A示出电描记图的时间域和频率域信息的并排比较；

【0028】图9B示出电描记图的时间域和频率域信息的并排比较，以交叉线示出多个频谱带中的能量；

【0029】图10示出收集电描记图和映射时间域和/或频率域电描记图信息到三维模型上的方法；

具体实施方式

【0030】图1示出根据本发明的系统8的示意图，该系统8通过测量发生在患者11的心脏10中的电活动，并且三维映射电活动和/或与此电活动相关的信息来进行心的电生理学研究。在一个实施例中，例如，系统8可以即时在患者心脏和脉管系统中和/或围绕患者心脏和脉管系统来定位多达64个电极，测量该64个电极的多达62个的电活动，并且提供来自对于心脏10单个心跳的所测电活动(例如，电描记图)的时间域和/或频率域信息的三维图。可被同时监测的电极的数量仅由引导输入至系统8的电极数量和系统8的处理速度限制。电极可以是静止的或者可以移动。此外，该电极可以与心脏的壁直接接触，或者可以仅与心脏的壁大体相邻，以收集电活动。在使用阵列电极的另一实施例中，系统8可以确定沿着心脏的壁多达大约3000个位置的电描记图。此阵列电极在美国专利5662108中详细描述，其所有内容通过引用包括在本申请中。

【0031】为了简化，患者11示意性描绘为椭圆形。所示三组表面电极(例如，片电极)沿着X轴、Y轴和Z轴应用到患者11的表面。X轴表面电极12、14沿着第一轴应用到患者，诸如患者胸腔区域的侧面上(例如应用到患者每一臂下的皮肤)并且可以被称为左和右电极。Y轴电极18、19沿着大体垂直于X轴的第二轴应用到患者，诸如沿着患者的大腿内侧和颈部区域，并且可以被称为左腿和颈部电极。Z轴电极16、22沿着大体垂直于X轴和Y轴的第三轴应用，诸如在胸腔区域沿着患者的胸骨和脊骨，并且可以被称为胸部和背部电极。心脏10位于这些表面电极对之间。附加的表面参考电极(例如，“腹片(belly patch)”)21提供用于系统8的参考和/或接地电极。腹片电极21为固定的心内电极31的替代。此外，应该理解患者11将具有大部分或者全部的传统的心电图(ECG)系统导联到位。尽管图1中没有示出，但该ECG信息可用于系统8。

【0032】图中还示出具有至少一个电极17(例如远端电极)的代表性导管13。该代表性导管电极17贯穿说明书称为“巡回电极(rovingelectrode)”或者“测量电极”。通常将使用导管上的多个电极。例如，在一个实施例中，系统8可以包括患者心脏和/或脉管系统内布置的多达12个导管上的多达64个电极。当然，此实施例仅用于示例，并且在本发明的范围内可以使用任意数量的电极和导管。

【0033】在第二导管29上还示出固定参考电极31(例如附于心脏10的壁)。为了校准，该电极31可以是静止的(例如附于或者接近心脏的壁)或者与巡回电极17以固定空间关系布置。固定参考电极31可以用于上述表面参考电极21的补充或者替换。在多个实例中，心脏10中的冠状窦电极或者其它固定电极可以用作测量电压和位移的参考。

【0034】每一表面电极耦合到多路开关24并且通过运行在计算机20上的软件选择电极对，其耦合该电极到信号发生器25。例如，计算机20可以包括传统的通用计算机、专用计算机、分布式计算机或者任意其他类型的计算机。计算机20可以包括一个或者多个处理器，诸如单个中央处理单元、或者多个处理单元，通常称为并行处理环境。

【0035】信号发生器25激发诸如Y轴电极18、19的电极对，所述电极对在患者11体内和心脏10中产生电场。在递送电流脉冲期间，剩余表面电极参考表面电极21，在这些剩余电极上感应的电压通过低通滤波器(LPF)27滤波。例如，LPF 27可以包括抗混叠滤波器(300Hz模拟LPF)。LPF 27的输出然后提供到用于将模拟信号转变为数字数据信号的模数(A/D)转换器26。通过在计算机20上执行的软件，可以随后执行数字数据信号的进一步低通滤波，以移除电子噪声和心的运动伪像。例如，该滤波可以包括用于降噪的、用户可选的截止频率。在该方法中，用户可以根据其个人意愿定制系统以在信号噪声和信号保真度之间平衡。以此方式，表面电极被分为被驱动和非驱动电极集合。由信号发生器25驱动表面电极对(例如，X轴电极12、14)，而剩余的非驱动表面电极和其他参考电极(如果有)(例如，Y轴电极18、19，Z轴电极16、22，表面参考电极21和(如果存在)固定参考电极31)则用作参考以合成任意心内电极的位置。

【0036】通常，通过一系列被驱动和感应电偶极子产生三个额定垂直的电场，用于实现生物学导体中的导管导航。可替代的，这些垂直场可以被分解并且任意对的表面电极可以被驱动为偶极子用于提供有效的电极三角剖分。此外，此非垂直方法增强系统的灵活性。对于任意期望的轴，由一组预定驱动配置(源-汇点)导致的通过心内电极17测得的电势被代数组合以产生与沿着垂直轴通过简单驱动均匀电流可以获得的电势同样的有效电势。

【0037】因此，可以选择表面电极12、14、16、18、19、22中任意两个作为关于接地参考(例如腹片21)的偶极子源极和漏极，同时未激励的电极测量关于接地参考的电压。布置于心脏10中的测量电极17暴露于来自电流脉冲的场中，并且相对于地(例如，相对于腹片21)测量其电压。在实践中，心脏中的导管可以包括多个电极，并且可以测量每一电极的电势。如上所述，至少一个电极可以被固定在心脏的内表面以形成固定的参考电极31，其同样相对于地测量。来自表面电极、内部电极和虚拟电极的每一个的数据组都可以用于确定心脏10内测量电极17或者其它电极的位置。

【0038】在软件的控制下由A/D转换器26测量所有的原始电极电压数据并且由计算机20存储。当替换组表面电极被选择并且剩余的非被驱动电极用于测量电压时，该电极激励过程快速且顺序发生。此电压测量结果的集合此处称为“电极数据组”。在每一对表面电极的每一次激励期间，软件访问在每一电极所实现的每一单独电压测量结果。

【0039】原始电极数据用于确定诸如巡回电极17的心脏内部的电极和位于患者11的心脏和/或脉管系统中或周围的任意数量的其它电极的三维空间(X，Y，Z)中的“基础”位置。图2示出延伸进入心脏10的导管13，其可以是传统的电生理学(EP)导管。图2中，导管13延伸进入心脏10的左心室50。导管13包括上述参照图1讨论的远端电极17并且具有附加电极52、54和56。由于这些电极的每一个存在于患者(例如，本例中位于心脏的左心室)中，可以同时收集位置数据用于每一电极。此外，当该电极相邻该表面布置时，尽管不必要直接布置在心脏表面上，并且当信号源25“关闭”(即，当没有表面电极对被通电时)，电极17、52、54和56的至少一个可以用于测量心脏10表面上的电活动(例如电压)。

【0040】总之，系统8首先选择一组电极并且随后使用电流脉冲将其驱动。当递送电流脉冲时，测量并存储剩余表面电极和体内电极的至少一个处测得的电活动，诸如电压。这里，如上所述可以执行诸如呼吸作用和/或阻抗变化的伪像的补偿。如上所述，通过系统8来收集和多个电极位置(例如，心内电极位置)相关联的不同的位置数据点。数据集中的每一点具有空间坐标。在一个实施例中，系统8收集多达64个电极的位置数据点，这些电极可以同时或者互相靠近的位于多达12个导管上。但是，可以选择较小的或者较大的数据集并且分别产生较不复杂和较低分辨率或者较复杂和较高分辨率的心脏表示。

【0041】电极数据也可以用于产生呼吸补偿值，用于改进电极位置的原始位置数据，如在美国专利申请公布2004/0254437中描述，其全部内容通过引用包括在本申请中。电极数据也可以用于补偿患者身体阻抗的变化，如与该申请同时在2005年9月15日提交的共同未决美国专利申请11/227580中描述，其全部内容通过引用也包括在本申请中。

【0042】当表面电极对施加电场到心脏上时，测量用于确定心脏内电极的位置的数据。通过同时或者顺序(例如多路复用)采样多个(例如，多达12个导管中分布的62个电极)和/或者通过采样患者(例如，心脏腔室)中被移动的一个或者多个电极(例如，巡回电极17)，可以收集多个电极位置。在一个实施例中，用于单独电极的位置数据被同时采样，其允许心跳的单个阶段或者时期的数据收集。在另一个实施例中，与心跳的一个或者多个阶段同步或者无需考虑心跳的任意具体阶段，可以收集位置数据。当收集心跳各阶段数据时，对应于沿着心脏的壁的位置的数据将随时间变化。在一种变化中，相应于外部或者内部位置的数据可以用于分别确定在最大和最小容积时的心脏的壁的位置。例如，通过选择最外点，有可能产生表示最大容积时的心脏形状的“外壳”。

【0043】例如在相同或者之前的过程中，可以从该位置数据点产生患者的部分，例如，患者心脏的区域或者周围脉管系统的区域的三维模型，或者可以使用在前产生的三维模型，例如分段的CT或者MRI扫描图像。分段的模型表示已经从较大的三维图像数字分离三维图像的分区，例如，从心脏其余部分分离的右心房的图像。示例性的分段应用包括ANALYZE(Mayo，Minneapolis，MN)、Verismo(St.Jude Medical，Inc.，St.Paul，MN)、和CardEP(General Electric Medical Systems，Milwaukee，WI)。当从通过系统8收集的位置数据点产生三维模型时，例如在单个过程期间，数据的最外位置点可以用于确定对应于患者心脏的区域的体的形状。

【0044】在一种变化中，例如，可以使用诸如Qhull算法的标准算法来产生凸包(convex hull)。例如，Qhull算法在Barber，C.B.，Dobkin，D.P.，和Huhdanpaa，H.T.的＂The Quickhull algorithm for convex hulls，＂ACMTrans.，on Mathematical Sof tware，22(4)：469-483，Dec1996中描述。用于计算凸包形状的其它算法也已公知并且也可以适用于本发明的实现中。该表面随后在更加均匀的网格上被再次采样并且可以被插值以给出适度平滑的表面，所述表面被存储为三维模型以在相同过程或者之后的过程中呈现给医师。例如，此三维模型提供来自点集的心脏的区域的内部的估计边界。

【0045】图3示意描述用于产生对应于心脏腔室形状的外壳的另一示例性方法。访问在一段时间上识别心脏腔室内的一个或者多个电极的位置数据点40的位置数据。该位置数据可以被表示为心脏腔室内的点云。从而最远的位置数据点40对应于松弛或者舒张状态(对应于最大容积)的心脏腔室的内壁。通过围绕多组位置数据点40配合“格”44的阵列，从该位置数据提供外壳或者表面。通过确定位置数据点40的云内的平均中心点42并且随后从该中心点42径向向外延伸边界，构建格44。格44延伸到由格44包围的切片内的最远的位置数据点。应该注意到尽管图3以二维示意性表示，但格44是三维体。因此格44的径向端部表面46近似于心脏腔室壁的表面。随后可以使用常用的图形明暗处理算法来“平滑”外壳的表面，从而产生格44的径向端部面46。

【0046】可以测量不同的电生理学数据并且通过图1所示系统8的显示器23提供给心脏专家。图4示出可以通过计算机20显示的示例性计算机显示器。例如，显示器23可以用于显示数据给用户，诸如医师并且呈现一定选项允许用户定制系统8的配置用于具体应用。应该注意到，可以容易地修改显示器上的内容，并且所呈现的具体数据仅用于示例而且并不限制本发明。图像面板60示出心脏腔室62的三维模型，来识别同时接收到去极化波形的区域，即以假颜色或者灰度映射到该模型的“等时线”。在一种变化中，该等时线被映射到对应于他们从其所获取的电描记图的三维坐标(例如，X、Y、Z)。等时线也以指示条64作为图例示出，识别与映射到三维模型的特定颜色或者灰度相关的信息。在此图像中，一对导管上的多个电极的位置也被映射到三维模型。例如，可以映射到心脏表面模型的其它数据包括所测电压的幅度以及信号关于心跳事件的时序关系。此外，心壁上具体位置测得的峰峰电压也可以被映射以显示降低传导率的区域并且可以反映心脏的梗塞区域。

【0047】例如，在图4所示变化中，指示条64以毫秒分级并且示出映射到三维模型的每一颜色或者灰度分配到具体时间关系。三维模型图像62和指示条64上的颜色或者灰度之间的关系也可以由用户参考面板66所示信息来确定。图5示出图4中描述的面板66的放大图。在此变化中，面板66示出用于产生映射到图4所示三维模型62上的等时线的定时信息。通常，基准点被选作“零”时。例如，图5中，出现在参考电极上的电压的拐点70被用作产生等时线的基本定时点。该电压可以从虚拟参考或者物理参考(例如图1所示的巡回电极31)中获取。在此变化中，对应于基准点的电压轨迹在图5标以“REF”。巡回电极信号在图5中描述并标以“ROV”。电压信号ROV的拐点72对应于巡回电极31。颜色指示条65示出颜色或者灰度色调的分配，其分别用于参考和巡回电压信号REF和ROV的拐点70和72之间可见的定时关系。

【0048】图5的面板66上还示出对应于巡回电极31的电压信号ROV的幅度。随时间变化信号ROV的幅度位于两个可调整带74和76之间，其可以用于设置信号ROV的峰峰电压的选择标准。在具体实现中，具有低峰峰电压的心脏的区域为梗塞组织的结果，而将峰峰电压转换为灰度，或者假的颜色的能力允许识别梗塞或者萎缩的区域。此外，随时间变化的信号“V1”还被示出并且对应于表面参考电极，诸如传统的ECG表面电极。例如，信号V1可以将用户(诸如医师)定向到在患者表面上探测的同样的事件。

【0049】如上所述，至少一个EP导管的电极在心脏表面上移动并且在移动中其探测心脏的电活动或者心脏表面上的其它EP信号。在每一次测量期间，连同EP电压或者信号的值一起标注导管电极的实时位置。随后，该数据被投射到三维模型的表面上对应于获取所采样的EP数据时的电极的位置。由于该数据不是在定位表面电极被加电时产生，投射过程可以用于布置电信息到几何形状表示的最接近的心脏表面。在一个示例性实施例中，例如，选择EP数据集中的两个接近点或者位置，并且该数据被映射到两个点的被确定为更接近的点(例如，通过“画”线到几何形状表面上的“最接近”的表面点)。此新点用来表示呈现给医师的图像中的EP数据的“位置”。

【0050】和患者心脏中和/或围绕患者心脏的EP活动相关的不同时间域信息可以被映射到该三维模型。例如，在巡回电极和参考电极处测得的动作电势的时间差、巡回电极测得的动作电势的峰峰电压和/或巡回电极测得的动作电势的峰值负电压可以被映射到三维模型。在一个实施例中，来自多达62个巡回电极的EP活动可以被收集并且映射到三维模型。

【0051】复杂碎裂电描记图(complex fractionated electrogram，CFE)和频率域信息也可以被映射到三维模型。例如，CFE信息可以用于识别和引导心房纤维性颤动的消融目标。CFE信息涉及不规则的电激励(例如心房纤维性颤动)，其中，电描记图包括电描记图的基线的至少两个分立的偏差和/或扰动，该电描记图具有延长的激励复杂度的持续偏差(例如大于10秒周期)。具有很快和连续激励的电描记图例如与具有短不应期和小折返的心肌保持一致。例如，图6示出一系列电描记图。前两个电描记图RAA-prox和RAA-dist包括来自患者的右心房的典型电描记图，诸如分别来自患者右心房中的近端巡回电极和远端巡回电极。第三个电描记图LA-roof包括CFE，诸如来自患者左心房的顶端。在第三电描记图LA-roof中，电描记图中所示数字表示的周期长度基本上短于在前两个电描记图RAA-prox和RAA-dist中所示的数字表示的周期长度。在图7中所示的另一个例子中，第一电描记图RA-Septum相比于第二电描记图RA包括由箭头指示的快速和连续激励。例如，该快速和连续激励和具有短不应期和小折返的心肌组织保持一致，例如心房纤维性颤动“巢(nest)”。

【0052】从通过从电极所收集的EP信息(例如，电描记图)中可以探测CFE信息的存在，例如，通过监测电描记图分段中的偏差个数；计算电描记图分段中的偏差之间的平均时间；监测电描记图的周期长度中偏差之间的时间变化；并且计算电描记图的斜率、导数和幅度。例如，离散激励具有在特定时间周期上测得的相关的峰峰值。该峰峰值可以用于量化离散激励。如图5中所示，离散激励的时刻可以被标记在用户显示器上的电描记图上。电描记图碎裂的时刻和/或其它的量化可以被用于确定CFE信息的存在和/或缺失。例如，预定时间周期内的离散激励之间的平均间隔可以被用作量化给定电描记图的碎裂程度的指标。在此例中，如果在给定时间周期内仅有一个离散激励，可以分配值1到电描记图，如果在给定时间周期内存在多于一个离散激励，则分配较低或者较高值。例如，另一个量化可以包括量化电描记图的离散激励之间的时间上的变化。时间域的这些或者其它量化可以与电描记图的形态学相关，并且又基于被进行电描记图采样的区域的基础生理学。

【0053】优选地，可以计算对于心脏内的多个位置的预定时间周期内的离散激励之间的平均间隔，使得对心脏上一个位置与另一个位置进行比较。这可以使用多个电极或者通过使用重新定位在多个位置的同样的电极来实现。可以使用软件来显示平均间隔信息作为心脏上位置的函数，例如通过分配颜色到不同的所测量值。该软件给系统的用户提供视觉工具用于帮助识别可能问题区域。

【0054】在优选实施例中，期望有用于CFE信息的标准偏差计算。已经发现用于CFE信息的标准偏差计算提供有用的量度来确定CFE信息的存在和/或者缺失，并且因此也是有用的量度来识别需要消融的区域。通过从电极所收集的EP信息(例如，电描记图)中可以探测CFE信息的存在，例如，通过监测电描记图分段中的偏差个数并且计算电描记图分段中的离散激励之间的时间间隔的标准偏差。如上面的结合图5的讨论所述，离散激励的发生可以被标记在用户显示器上的电描记图上。也可能是使用软件来分析和识别离散激励的发生，该信息随后可以被评估用于标准偏差。可以在低于1秒的时间周期或者几秒的更长的时间周期(诸如20-60秒)的数据片段上使用公知算法计算标准偏差测量结果。优选地，时间周期范围从大约1秒到大约10秒，更优的，时间周期从大约3秒到大约8秒。在一个实施例中，用户可以指定用于分析的窗口。优选地，在心脏的部分中的多个位置执行标准偏差确定，使得从心脏上一个位置与另一个位置可以进行比较。这可以使用多个电极或者通过使用重新定位在多个位置的相同电极来实现。可以使用软件来显示标准偏差信息作为心脏上位置的函数，例如通过分配颜色到不同的所测量值。该软件给系统的用户提供视觉工具用于帮助识别可能问题区域。当标准偏差超过具体阈值，可以在电描记图中显示高水平的碎裂。

【0055】在又一优选实施例中，使用平均间隔数据和间隔的标准偏差二者来呈现CFE信息。优选地，计算对于心脏内多个位置的预定时间周期中的离散激励之间的间隔的平均和标准偏差信息，使得可以将心脏上一个位置与另一个位置进行比较。可以使用软件来显示平均和标准偏差信息作为心脏上位置的函数，例如通过分配颜色到不同的所测量值。其可以采用两个独立图像(二者可以互相比较)的形式，或者采用单个图像(其中两个数据集被加在相同三维模型上)。另一个显示组合信息的方法是数学相关两个量度，例如标准偏差除以平均值或者平均值除以标准偏差，并且随后将结果显示在单个图像上，再分配颜色到不同的计算值。该显示软件为系统用户提供视觉工具以帮助使用平均和标准偏差信息来识别可能问题区域。例如，医师可以发现具体位置具有高标准偏差和低平均值的重要性。本发明的目标是提供工具来帮助医师使用尽可能有用的信息来分析症状。

【0056】在诊断心房纤维性颤动和引导消融导管中，通过量化电描记图中的碎裂可以识别对应于开始和保持心房纤维性颤动的生理学机制的电描记图。这些量化又可以用于识别消除心房纤维性颤动而将要被消融的区域。心的腔室的萎缩区域中的舒张中期电势也可以通过量化心脏的区域中收集的电描记图的碎裂来识别。健康的组织将对应于没有碎裂的电描记图(即，单个离散激励)，而不健康组织(例如，萎缩组织)将对应于碎裂的电描记图(即多个离散激励和/或基线的扰动)。电描记图中的CFE信息的时刻或者其他量化随后可以被映射到上述的三维模型中。

【0057】对于从所收集的EP信息分析和映射的时间域信息的补充和/或替代，频率域信息也可以被映射到三维模型。例如，在一个实施例中，快速傅里叶变换(FFT)或者转换随时间变化信号为频率域信息的其他方法可以被用于转换所收集的信号到频率域。频率域描述表示随时间变化电描记图信号的频率分量的能量或者功率的频谱。FFT和其他变换方法为本领域内公知并且在此处将不进一步详细描述。

【0058】图8示出共同形成心脏的壁的密质心肌和纤维心肌的并排比较。密质心肌组织包括多组紧密连接细胞，该细胞在心脏的去极化期间以均匀方式通过在任意方向上以同样速度传送电活动来传导电活动。但是，纤维心肌组织通常包括松散连接细胞，诸如神经、脉管和心房组织之间的过渡。通过细胞的拉伸和/或退化导致这些受损组织之间的弱连接，也可以形成纤维心肌组织。在A行中，第一列示出心脏的壁去极化期间的密质心肌组织的均匀或者一致激励。但在第二列中，示出去极化期间的纤维心肌组织的不规则激励，其中波通过不同股的纤维心肌组织或者纤维心肌组织的不同部分以不同速率传播，从而在心肌的不同部分导致不同步的收缩。

【0059】在B行中，示出了心跳的去极化阶段期间的密质心肌组织和纤维心肌组织的时间域电描记图信号。如图8中所示，时间域电描记图信号通常包括用于密质心肌组织(列1中所示)的两相或者三相形状和用于纤维心肌组织(列2中所示)的更多相形状。最后，行C中示出用于密质心肌组织和纤维心肌组织的行B的电描记图信号的频率域。通过对行B列1的密质心肌组织和行B列2的纤维心肌组织所示的随时间变化电描记图的时间周期上执行FFT，获得频率域。如图8的行C中所示，用于密质心肌组织的频率域通常包括围绕基频的单个峰值处的较大幅度，而由于多个谐波频率分量所引起的频率的右移位，纤维心肌组织的频率域通常包括在其基频处的较小幅度。

【0060】如图8中所示，纤维心肌组织可以在心脏的去极化期间引起电活动的不规则的波前。纤维心肌组织与密质心肌组织的比率越大，越可能具有心房纤维性颤动的倾向。在此区域中，“心房纤维性颤动巢”(或“AFIB巢”)可以被识别为心房纤维性颤动的可能源。因此，通过使用频率域信息，医师可以进一步识别导致心房纤维性颤动的可能问题点。

【0061】从电描记图信号的频率域可以获取多个数字的指标。然后任意这些指标可以被映射到患者心脏的三维模型以允许诸如医师的用户来识别对应于具体特性的心脏的壁上的位置。在本发明的一个示例性变化中，可以在通过FFT已经获取的频率域中识别电描记图信号的主频。例如，如图9A中所示，典型的正常或者密质心肌组织可以在频谱中具有单个峰值，而纤维心肌组织具有多于密质心肌组织的频谱峰值(spectral peaks)。可以确定对于如上所述的三维模型上的心脏的壁周围的多个点的频谱峰值的数量。

【0062】在本发明的另一种变化中，在主频处的最大峰值幅度可以由电描记图信号的频率域被确定并且可以被映射到心脏的三维模型。例如，在图9A中，可以看到密质心肌组织在主频处的最大峰值幅度较高，大约为175dBmV，而纤维心肌组织在主频处的最大峰值幅度较低，大约为80dB mV。这些值也可以被映射到心脏的三维模型上。

【0063】在又一种变化中，可以确定频率域一个带的能量与频率域的第二带的能量的比率并且将该比率映射到心脏的三维模型。例如，图9B示出60-240Hz通带中的能量和低于60Hz的能量的比率，纤维心肌组织的电描记图的频谱中的比率大于密质心肌组织的电描记图的频谱中的比率。

【0064】虽然已经在此处描述了能够被转换成患者心脏的三维图的时间域和频率域信息的例子，本领域的普通技术人员可以认识到其它时间域和频率域信息也可以被确定并被映射到三维模型。例如，从时间域或者频率域可以确定下述信息并且将其映射到三维模型：所关注的低频或者高频通带(例如，以Hz表示)、通带中具有最大能量的频率(例如，以Hz表示)、通带中的多个峰值(例如，计数)、每一峰值的能量、功率和/或面积(例如，以dB表示)、每一峰值的能量和/或面积和另一通带的每一峰值的能量和/或面积的比率、以及频谱中每一峰值的宽度(例如，以Hz表示)。

【0065】图10示出用于在时间域和/或频率域中确定来自随时间变化电描记图的信息并且用于映射该信息到三维模型(例如，心脏)的方法的一个例子。在操作100中，多个电极(例如接触或者非接触、单级或者双极映射电极)用于采样随时间变化的电描记图信号。例如，该电描记图信号可以沿着心脏的壁和/或周围脉管系统在多个地点被采样。

【0066】随后在操作102中，在随时间变化的电描记图的时间周期上执行FFT以确定电描记图的频率域信息。在操作104中，可以显示时间域和/或频率域信息的实时显示。随后在操作106中，确定一个或者多个参数。上面描述了示例性的参数，并且例如包括巡回电极和参考电极之间的时间差；巡回电极的峰峰电压；巡回电极的峰值负电压；CFE信息；电描记图信号的主频；该主频率处的最大峰值幅度；频率域一个带中能量和频率域第二个带中能量的比率；所关注的低频或者高频通带；通带中具有最大能量的频率；通带中的多个峰值；每一峰值的能量、功率和/或面积；每一峰值中的能量和/或面积与另一个通带的每一峰值中的能量和/或面积的比率；和频谱中每一峰值的宽度。在操作108中将颜色、颜色深浅和/或灰度分配给将被识别的参数的值，并且在操作110中，对应于由电极采样的电描记图的参数的颜色、颜色深浅和/或灰度被连续并且实时更新到三维模型(例如心脏)上。

【0067】感兴趣的一个具体区域为包括自主神经细胞的心脏的区域映射。可以映射ECG信息来识别电传播通过心脏的局灶。电信号的开始点通常为自主细胞束或者神经中枢丛(ganglia plexi)。对于自主细胞中机能故障引发的任意心律不齐的范围，对于此机能故障探测的能力可以显著的增强治疗效果并且最小化治疗的范围。在频率域中映射该复杂碎裂的电描记图的具体优点是其有能力快速识别和定位心律不齐的区域。例如，如果确定特定自主神经束为纤维颤动的根源，对准此初始神经中枢输入的区域而不是治疗多个纤维组织的区域大致可以降低治疗所述情况所需的损伤的数量。

【0068】尽管以上以一定程度的特殊性描述本发明的多个实施例，但本领域内的普通技术人员可以在不脱离本发明的精神或范围情况下做出这些公开实施例的多种改变。例如，当上述说明书描述映射到三维模型的数据时，数据也可以被映射到任意的图，包括但不限于二维或者三维、静态或随时间变化的图像或者模型。

【0069】所有方向性的参考(例如上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶、底、上面、下面、垂直、水平、顺时针和逆时针)仅用于说明以帮助读者理解本发明，而不是对本发明进行限制，特别是对于本发明的位置、取向或者使用。连接关系参考(例如，附着、耦合、连接等)广义上理解，其可以包括元件连接之间的中间部分和元件之间的相对移动。因此，连接关系参考没有必要是指两个元件直接相连并且互相之间具有固定关系。

【0070】可以理解上述说明书包含或者附图中示出的所有内容仅用于说明而非限制。在不脱离由所附权利要求书限定的本发明的精神情况下，可以对本发明做出细节或结构中的改变。