利用电极空间布置以用于表征心脏传导状况

摘要

提供了用于确定电生理数据的系统和方法。该系统包括电子控制单元，其配置用于从一组电极接收电信号，从标测系统接收该组电极的位置和方向数据，补偿该组电极的位置和方向伪影，组成该组电极中邻近电极的子组的小集合，确定目标组织的不依赖导管方向的信息，以及向显示器输出该不依赖方向的信息。该方法包括接收一组电极的电描记图数据(80)，在标测系统中补偿传感器位置中的伪影(81)、将双极信号分解为标测系统坐标中的3D向量电描记图(82)、操纵所观察的单极电压信号和e场的切向分量以评估传导速度向量(83)，以及输出该不依赖导管方向的信息(84)。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2013年05月07日提交的美国临时专利申请No.61/855, 058的权益和优先权，其如同在本文中完全阐述那样通过引用并入本文。

技术领域

本公开涉及用于在标测系统中利用电极空间布置的系统、装置和方 法。特别地，本公开涉及用于在3D标测系统中使用电极空间布置以不依 赖导管方向的方式表征心脏传导状况的系统、装置和方法。

背景技术

电生理学(EP)导管用于在各种诊断、治疗、和/或标测和消融程序 中以诊断和/或校正诸如房性心律失常的病症，包括例如，异位性房性心动 过速、心房颤动、以及心房扑动。心律失常会产生各种病症，包括不规则 心率、同步房室收缩的缺失、以及心室中血流停滞，这会导致各种有症状 和无症状疾病以及甚至死亡。

通常，通过患者的血管部署并操纵导管至目的部位，例如，患者心脏 内的部位。导管携带一个或多个电极，其能够例如用于心脏标测或诊断、 消融和/或其他治疗输送模式、或两者。一旦处于目的部位，治疗能够包括 例如射频(RF)消融、冷冻消融、激光消融、化学消融、基于高强度聚焦 超声的消融、微波消融、和/或其他消融治疗。导管将消融能量给予心脏组 织以产生心脏组织中的一处或多处损伤。该损伤破坏不期望的心脏激活路 径并进而限制、捕获、或阻止会形成心律失常的基础的错误传导信号。

为了将导管定位在体内的期望部位，可以使用一些类型的导航，诸如 使用并入导管(或管鞘)中的机械操纵特征。在一些实例中，医务人员可 以使用该机械操纵特征手动地操纵和/或操作导管。

导航系统可用于可视化以及用于促进导管通过患者血管至体内特定 位置的行进。这种导航系统可包括例如基于电和/或磁场的定位和导航系 统，其能够确定导管(和类似设备)在体内的位置和方向。

体内的传导障碍能够由小至1-4mm的区域内的异常传导所造成。另 外，这些区域内的消融需要限定至病理组织以保护电和机械功能，特别是 室性心律失常。现在，许多导管利用间隔大于4mm的电极对，其使得难 以可靠地允许缺陷处的辨别和定位。即使在电极被更加靠近地间隔开时， 1mm左右至2mm左右，电极对的定向在所产生信号的振幅和形态中是显 著因素。

前述讨论仅旨在示意本技术领域且不应该作为权利要求范围的否定。

发明内容

在一个实施方式中，一种用于确定电生理数据的系统，包括电子控制 单元，其配置用于：接收一组电极的电描记图数据，从标测系统接收该组 电极的位置和方向信息，确定组织的不依赖导管方向的信息，以及向标测 系统输出该不依赖方向的信息。

在另一个实施方式中，一种用于确定电生理数据的系统，包括电子控 制单元，其配置用于：从一组电极接收电信号，从标测系统接收该组电极 的位置和方向数据，补偿该组电极的位置和方向伪影，组成该组电极中邻 近电极的子组的小集合，确定目标组织的不依赖导管方向的信息，以及向 显示器输出该不依赖方向的信息。

在另一个实施方式中，一种用于确定电生理数据的方法，包括：接收 一组电极的电描记图数据，从标测系统接收该组电极的位置和方向信息， 确定组织的不依赖导管方向的信息，以及输出该不依赖方向的信息。

附图简要说明

图1是用于在体内导航医疗设备的系统的一个实施方式的图解视图。

图2是根据本公开实施方式的用于确定电生理数据的方法相关的流程 图。

图3A和3B是具有尖端电极、分段环形电极和多个规则环形电极的消 融导管的等距视图和侧视图。

图3C和3D是具有分段尖端电极和多个规则环形电极的消融导管的等 距视图和侧视图。

图3E是具有对置电极的诊断导管的侧视图。

图4A是远侧四面体的等距视图连同分段环形消融导管的相应侧视 图。

图4B是远侧金字塔的等距视图连同分段尖端消融导管的相应侧视 图。

图5是感兴趣点附近的表面解剖结构和单位表面法向的图解视图。

图6是行进的去极化波连同单位矢量方向的图解视图。

图7是针对来自图2A和2B的分段环形消融导管的具有伪影的电极坐 标的图示，该伪影可能在使用基于阻抗的标测系统时被引入。

图8是针对来自图2A和2B的分段环形消融导管的电极坐标的校正位 置的图示。

图9-13是在一个程序中获得的从图2A和2B的导管上的五个最远电 极导出的EP信号的图示。

图14-15、16-17、和18-19是从图2A和2B的导管上的五个最远电极 导出的EP信号的三次连续心跳特征扩展视图的图示。

图20-23是针对四个连续心动周期的在切平面中的EP信号Et的图示。

具体实施方式

本公开涉及在标测系统内利用电极空间布置的系统和方法。特别地， 本公开涉及用于在3D标测系统中使用电极空间布置以不依赖导管方向的 方式表征心脏传导状况的系统、装置和方法。

现在参照附图，其中相似参考数字指代各个附图中相同或类似特征， 图1示意了用于在身体12内导航医疗设备的系统10的一个实施方式。在 所示意实施方式中，医疗设备包括示意性地示出为进入心脏的导管14，出 于示意性目的，导管14被描绘为远离身体12的分解视图。在该实施方式 中，导管14描绘为在身体12内的心脏组织16的治疗中所使用的冲洗射 频(RF)消融导管。然而，应该理解的是，系统10可以用于与身体12内 所使用的各种医疗设备相关的应用，以用于诊断或治疗。例如，系统10 可用于导航电生理标测导管、心脏内超声心动图(ICE)导管、或使用不 同类型消融能量(例如，冷凝消融、超声等)的消融导管。此外，应该理 解的是，系统10可用于导航在对身体12的除心脏组织16之外的部分的 诊断或治疗中使用的医疗设备。

仍参照图1，消融导管14连接至流体源18，以用于通过泵20从所示 的流体源18输送生物相容性冲洗流体(诸如生理盐水)，泵20可包括例 如固定速度滚轮泵或具有重力式供给的可变体积注射泵。导管14还可以 电连接至消融发生器22以用于输送RF能量。导管14可包括手柄24、在 手柄24的近端的电缆连接器或接口26、以及具有近端30、远端32、和一 个或多个电极34的轴杆28。连接器26提供用于从泵20和消融发生器22 延伸的导管或电缆的机械、流体、和电连接。导管14还可以包括本文中 未示出的其他常规部件，诸如温度传感器、附加电极、以及相应导体或导 线。

手柄24提供用于医生握持导管14的位置并还可提供用于在身体12 内操纵或引导轴杆28的工具。例如，手柄24可包括用于改变从手柄24 穿过导管14延伸至轴杆28的远端32的一根或多根牵引丝的长度的工具。 手柄24的构造可变。

轴杆28可由诸如聚氨酯的常用材料制成并可限定一个或多个管腔， 管腔被配置用于容纳和/或运送电导体、牵引丝、流体、或手术工具。轴杆 28可通过常用导引器引入血管中或身体12内的其他结构中。使用导引丝 或牵引丝或本领域公知的包括远程控制引导系统的其他工具，轴杆28可 随后被操纵或引导穿过身体12到达期望位置(诸如组织16)。轴杆28还 可以允许运送、输送、和/或移除流体(包括冲洗流体和体液)、药物、和/ 或外科工具或器械。

系统10可包括基于电场的定位系统36、基于磁场的定位系统38、显 示器40、电子控制单元(ECU)42。示例性系统部件中的每个在下文中进 一步描述。

基于电场的定位系统36被提供以确定导管14和在身体12内的类似 设备的位置和方位。系统37可包括例如由明尼苏达州的圣保罗市的St.J udeMedical公司市售的ENSITENAVX系统，并且它在例如名称为“Me thodandApparatusforCatheterNavigationandLocationandMappingi ntheHeart”的美国专利No.7,263,397中描述，其如同在本文中完全阐 述那样通过引用并入本文。系统36基于如下原理操作：在低振幅电流信 号通过胸腔时，身体12作为分压器(或电位计或可变电阻器)，从而使得 导管14上的一个或多个电极34处测量的电势可用于使用欧姆定律和参考 电极(例如，在冠状静脉窦中)的相对位置，来确定电极以及由此确定导 管14相对于一对外部贴片电极的位置。

在图1中所示的配置中，基于电场的定位系统36还包括三对贴片电 极44，它们被提供以生成用于确定导管14在三维坐标系46中的位置的电 信号。电极44还可用于生成关于组织16的EP数据。为了生成身体12内 的轴特定电场，贴片电极置于身体12的相对的表面上(例如，胸和背、 胸腔的左侧和后侧、以及脖子和腿)并形成基本正交的x、y、和z轴。参 考电极/贴片(未示出)通常靠近胃部布置并提供参考数值以及作为导航系 统的坐标系46的原点。

根据图1中描绘的该示例性系统36，贴片电极包括右侧贴片44X1、 左侧贴片44X2、颈贴片44Y1、腿贴片44Y2、胸贴片44Z1、以及背部贴 片44Z2；并且每个贴片电极连接至开关48(例如复式开关)和信号发生 器50。贴片电极44X1、44X2沿第一(x)轴布置；贴片电极44Y1、44Y 2沿第二(y)轴布置；以及贴片电极44Z1、44Z2沿第三(z)轴布置。 正弦电流被驱动通过每对贴片电极，并且获得与导管14有关的一个或多 个位置传感器(例如，位于导管轴杆28的远端32附近的环形电极34或 尖端电极)的电压测量值。所测得的电压是位置传感器与贴片电极的距离 的函数。所测得的电压与参考电极处的电势对比，并确定位置传感器在导 航系统的坐标系46内的位置。

该示例性实施方式中的基于磁场的定位系统38利用磁场来探测导管1 4在身体12内的位置和方向。系统38可包括从MediGuide,Ltd.公司可得 GMPS系统，并例如在名称为“MedicalImagingandNavigationSystem” 的美国专利No.7,386,339中大致示出和描述，其如同在本文中完全阐述 那样通过引用并入本文。在该系统中，可利用具有三个正交布置的线圈(未 示出)的磁场发生器52来产生身体12内的磁场并控制该场的强度、方位、 和频率。磁场发生器52可被定位在患者上或下(例如，患者桌下)或另 一合适位置中。磁场通过线圈生成，并且获得与导管14有关的一个或多 个位置传感器(未示出)的电流或电压测量值。所测量的电流和电压是传 感器与线圈之间的距离的递减函数，由此允许确定传感器在系统38的坐 标系54内的位置。

显示器40被提供以将信息传达至临床医生以辅助诊断和治疗。显示 器40可包括一个或多个常规计算机监视器或其他显示装置。显示器40可 提供图形用户接口(GUI)至临床医生。GUI可包括各种信息，包括例如 组织16的几何形状、与组织16相关的电生理数据、示意在一定时间上各 个电极34的电压水平的图、以及导管14和其他医疗设备的图像及指示导 管14和关于组织16的其他设备的位置的相关信息。

ECU42提供用于控制系统10的各个部件的操作的工具，各个部件包 括导管14、消融发生器22、以及基于电场的定位系统36的开关48、和基 于磁场的定位系统38的磁场发生器52。例如，可通过合适的软件配置E CU以将控制信号提供至开关48并由此顺序地将贴片电极对44耦合至信 号发生器50。对每对电极44的激励生成身体12内以及诸如心脏的感兴趣 区域内的电磁场。ECU42还可提供用于确定组织16的几何形状、组织1 6的电生理特征、以及导管14相对于组织16和身体12的位置和方向的工 具。ECU42还提供用于生成用于控制显示器40的显示信号的工具。所描 绘的ECU42代表任意处理设置，诸如例如单设备处理器、多设备处理器 (例如，协同处理器、主/从处理器，等)、分布式处理跨多部件/系统、片 上系统(SOC)设备等。

随着导管14在身体12内、以及在由基于电场的定位系统36生成的 电场内运动，来自电极34的电压读数改变，由此指示导管14在电场内和 由系统36建立的坐标系46内的位置。电极34通过常规接口(未示出) 将位置信号传输至ECU42。

高密度导管能够与3D标测系统和ECU42一起使用。在一些实施方 式中，ECU42包括软件和/或硬件，其被配置以使得高密度导管能够诊断 并绘制具有准确性、一致性和速度的心律失常(rhythmdisorder)。本文中 所描述的技术和导管实现了心脏传导的新的且更好的表征，这能够导致更 快和更成功的治疗过程。

常规标测技术会遭受双极方向诱发的振幅不确定性和形态变化，并会 遭受激励时序变化。慢传导能够指示患病或受损的并且是心律不齐的一种 原因的心脏组织。然而，本公开讨论通过将局部电场分解为与解剖对齐的 分量而移除双极方向不确定性。局部心电图信号(EGM)反映由去极化所 生成的局部3D电场并可针对感兴趣区域的心肌表面被评估。除了其他用 途之外，电子控制单元10能够使用该信息来导出与去极化相关的法向和 切向E-场(分别为En和Et)，它们是具有可靠振幅、形态/时序、和瞬时 传导速度向量的不依赖导管方向的信号。

这些特征中的一个或多个还能够使得临床医生能够获取更好的基础 振幅标测和更加可靠的创伤边界描绘以及创伤体积和深度的表征。已知创 伤组织对VT和其它心率失常有贡献。创伤深度也能够影响3-DE场。较 深的创伤组织能够以允许区分表面创伤组织与深层创伤组织的方式来改 变所导出的波形。以及，低振幅和/或慢传导速度的局部确定能够帮助确定 针对接受消融治疗的心律不齐的关键路径。在一个实施方式中，电子控制 单元使得更加可靠的EGM振幅和形态成为可能，从而允许更好的EGM减 少测量。在另一实施方式中，随着到达组织中的关键分界或损伤间隙，电 子控制单元能够进行传导速度的局部评估。电子控制单元还在消融之前、 之时、之后启动对来自En和Et的消融损伤的表征，以帮助确定已经形成 的任意损伤的增长和效果。

还可以通过以该导管步测并观察从直接紧邻捕获发生的部位的去极 化的所产生传播来确定局部电生理传播信息。这在当前是困难的，并且在 本公开中所描述的方向信息可用作为解剖学或功能传导块的线索。即使没 有步测，已知障碍(诸如瓣口或阻塞)附近的传导会变弯曲和变慢，并且 这会在一些实施方式中被探测和直接标测。电子控制单元还能够允许更加 一致性的基础振幅标测，这能够示出激励方向和传导速度。

本公开的实施方式利用空间布置中紧密间隔开的电极，其能够用于导 出在心内膜或心外膜表面上的近似局部电场(E场)，并且通过这样做，导 出对导管方向不敏感的传导的有用测量。虽然熟练操作者手中的EP导管 能够置于几乎任意位置，但通常的情形是能够实现的导管方向是非常少 的。缺少能实现方向会限制能够由导管收集的数据。通过将信息输入合适 的2-D和3-D空间和时间情境中，本公开中描述的导管和标测系统使用附 加(即，分段的)电极来确定心肌的属性。

除了来自多电极诊断导管的增强标测之外，各实施方式还预想到具有 这些相同或类似优点的消融导管的用途。所得的是扩展的并且不依赖导管 方向的局部电生理信息组，诸如：法向EGM振幅、切向EGM振幅和方 向、切向EGM离心率、2-D和3DE场振幅、从可靠形态的信号导出的激 励时间、以及传导速度振幅和方向。在应用于诊断导管时可证实一个或多 个这些测量是有价值的，在应用于EP过程期间还将输送消融能量的导管 时更是如此。

电子控制系统能够执行至少三个步骤以在电子标测环境中从紧密间 隔多电极导管提取不依赖方向的信息。三个步骤在图2中示意。在接收到 一组电极80的电描记图数据后，第一个步骤是补偿标测系统中的传感器 位置中的伪影；这是通过基于电场的定位系统81定位的分段电极导管中 常见的情形。第二个步骤是将双极信号分解为标测系统坐标中的3D向量 电描记图，其中一个分量与心脏表面垂直以及另一个与表面82相切。在 不同的实施方式中，平面电极双极信号能够分解为标测系统坐标中的2D 向量电描记图，其与心脏表面相切。第三个步骤，在对局部传导速度感兴 趣时执行，用于操纵观测到的单极电压信号以及矢量E场的切向分量，以 在类似于现在对于峰-峰振幅或局部激励时间可用的逐个心跳的基础上实 现传导速度向量83的有效局部评估。电子控制系统可随后向用户、显示 器、或其他设备84输出不依赖方向的信息。前两个或全部三个步骤能够 通过包括分段或更常规的电极的导管或其他医疗设备来实现。分段电极是 不绕导管的整个圆周延伸的电极。多个分段电极能够沿导管的纵轴在相同 位置处绕导管的圆周延伸。此外，分段电极能够包括通常较小且彼此近距 离分布的电极。它们可能有时像切开的或“分段的”常规电极并需要合适 地置于导管上以通过将信息输入其合适的2D和3D空间和时间情境来确 定心肌的属性。这能够被看作为例如图3A中的分段电极121、122、和1 23。

图3A和3B是具有分段环形电极和数个较常规的环形电极的示例消融 导管110的等距视图和侧视图。如图3A中所示，导管110具有能够适于 RF消融的尖端电极120、第一、第二和第三开口环或分段电极121、122、 123、以及一个或多个圆周环形电极124、125。分段电极能够结合邻近的 尖端和/或环形电极使用以允许随着去极化发生而进行局部E场的一个或 多个3D确定。然而，具有分段电极的其他导管也能够使用这里所阐明的 程序。具有分段电极的导管的数个示例包括名称为“DevicesandMethod sForCatheterLocation”的美国专利公开No.2010/0168560、以及名称为 “Multi-ElectrodeAblationSensingCatheterandSystem”的美国专利公 开No.2010/0168557，两者都如同在本文中完全阐述那样通过引用并入本 文。图3C和3D示出具有分段尖端配置的可替代消融导管的侧视图和等距 视图，其能够用于获得不依赖方向的信息。图3C是具有分段尖端组件14 6的消融导管145的另一实施方式的侧视图。消融导管145包括第一、第 二、和第三环形电极142、143、144和分割为至少两个电极的分段尖端组 件146。在所示意示例中，示意了第一分段尖端电极140和第二分段尖端 电极141。图3D描绘了分段尖端组件154和导管主体153的另一实施方 式的等距视图。分段尖端组件154包括第一分段尖端部150、第二分段尖 端电极151、以及第一和第二分段尖端电极之间的非导电区域152。在其 他实施方式中，分段尖端电极能够包括四个分离的分段尖端电极和围绕每 个分段尖端电极的非导电区域。图3E示意了具有适于局部E场的2D确 定的对置电极的诊断导管的侧视图。图3E中示意的导管包括导管主体16 2、以及绕圆形导管尖端或套锁导管尖端的多个分段电极。导管包括第一 组多个分段电极160，它们在圆形导管上面向远侧；以及第二组多个分段 电极161，它们在圆形导管上面向近侧。第一和第二组多个分段电极160、 161中的分段电极的数量和它们之间的间隔在不同实施方式中能够变化。 在一些实施方式中，仅第一组多个分段电极160或第二组多个分段电极1 61能够存在于圆形导管上。

图4A和4B的示意图示出了与四面体和倒金字塔配对的两个示例性消 融导管设计。图3A和3B的导管通过图4A的四面体表示。尖端电极120 是关于开口环形电极121、122、和123示出的。这些电极的位置坐标分别 标示为D、2、3、和4。类似地，图3C和3D的导管通过图4B的倒金字 塔表示。四个尖端电极220、221、222、和223关于相邻环形电极224示 出。这些电极的位置坐标分别标示为D、2、3、4、和5。

提取不依赖方向的信息的第一步骤需要本公开的其他方面，即对于电 极阻抗位置和导航伪影的补偿，其在小电极、特别是导管轴杆表面上的切 开或分段的那些电极上是明显的。结合对物理构造、尺度误差、以及非理 想电极/放大器阻抗特征的约束以评估更加实际的电极空间分布，以使得能 够做出合适的局部E场确定以及更加可靠且不依赖导管方向的临床评估。

阻抗定位伪影能够由各种源引起。耦接至身体的传导介质的高电极阻 抗是以特有方式干扰电极位置的伪影。这些电极朝向外部参考电极位移， 该参考电极通常比心脏低200-400mm。在该方式中仅仅1％的偏差因此生 成2-4mm的偏移。该偏移的程度取决于各种因素，包括：其他电极阻抗、 电极表面积、所测量的阻抗、电极表面污染物、以及组织接触，等等。已 知偏移和漂移的其他情形及校正装置和方法在2012年11月30日提交的 美国专利申请No.13/690,737中公开，其如同在本文中完全阐述那样通过 引用并入本文。这些因素仅是事先部分已知的。因此能够通过参照导管上 的其他电极并且通过其物理构造的知识来帮助该伪影的校正。在一个示例 中，所参照的其他电极是较大电极或圆周电极并且因此较不易受此类偏差 影响。可替代地，较大电极可以该方式调节从而将它们关于分段电极准确 地定位。由于该影响是主导的并且是系统的，因此能够例如通过引入乘法 校正因子来补偿。在一个示例中，选择1.002-1.010左右的因子并调节以使 得所影响的分段电极到达相对于其他常规电极的大致正确的位置。相反 地，0.990-0.998的因子会使得常规电极到达相对于分段电极的正确位置。

电子控制单元能够通过下面的一般步骤来补偿阻抗定位伪影。在该特 定实施方式中的各步骤能够用于补偿导管上的较小电极或分段电极，该导 管也包括本领域当前公知的环形电极。下述步骤详述了电子控制单元在一 些实施方式中如何补偿关于图3A、3B、和4A所示的导管的位置伪影。首 先，大的圆环电极124、125和尖端电极120的所测量坐标用于拟合一直 线，并进而确定导管的远侧纵轴。然后通过确定轴上最靠近电极120、12 4、和125的所测量坐标的位置(图8中指示为D_Δ、5_Δ、和6_Δ)，将电极 120、124、和125(图7中指示为D、5、6)的所观察位置调节到位于该 轴上。使用图8中指示为D_Δ、5_Δ、和6_Δ的坐标，电子控制单元然后能够 指示所产生的最佳拟合轴A130和针对尖端和环形电极120、124、125的 最佳猜测。在标测系统中评估导管空间方向的另一方法在2008年12月3 1日提交的美国专利申请No.12/347,271中公开，其如同在本文中完全阐 述那样通过引用并入本文。

在一些实施方式中，标测系统接下来能够通过尖端电极120和第一环 形电极124之间、以及第一环形电极124和第二环形电极125之间的电子 控制单元所测量的距离和物理距离(d_测量和d_物理)来计算出全局(即，不 依赖位置和方向的)比例因子s，以使得s*d_物理＝d_测量。

电子控制单元然后通过图7中指示为2、3、和4的所测量坐标计算第 一、第二、和第三分段环形电极121、122、123的质心，并将该位置指示 为C_M(未示出)。下一步骤能够包括使用尖端电极120和第一环形电极1 24之间的距离的物理比例，以及在最佳拟合线上针对第一、第二、和第三 分段环形电极121、122、123的质心设定等效位置，并指示该位置为C_A(未示出)。电子控制单元使用C_M和C_A之间的偏差来确定阻抗比例因子 zs>1(例如，如上述的1.002-1.010)，其使zs*C_M尽可能接近C_A。这导致 针对小电极的最佳校准和相比于传统电极的阻抗增加。在图3A和3B的示 例性实施方式中，传统电极包括尖端电极120、第一环形电极124、以及 第二环形电极125。

电子控制单元接下来能够将所测量的第一、第二、和第三分段电极1 21、122、123坐标扩展zs，从而它们现在位于尖端电极120和第一环形电 极124之间。该步骤引入电极阻抗补偿、电极位置误差的主导源。补偿电 极的程度能够随着诸如表面积和组织接触等的因素而变化。

电子控制单元接下来能够沿轴A130将所产生的已补偿的第一、第 二、和第三分段电极121、122、123坐标投影在穿过C_A并垂直于最佳拟 合轴A130的平面P_A上，并将第一、第二、和第三分段电极121、122、1 23的坐标平移以使得它们的质心位于平面P_A的C_A处。除了位于平面P_A内和外的较小(二阶)畸变之外，第一、第二、和第三分段电极121、12 2、和123坐标现在处于它们的最佳拟合位置。在一个实施方式中，图3A 和3B中所示意的导管的电极形成两个四面体。第一个四面体包括尖端电 极120和第一、第二、和第三分段电极121、122、123。第二个四面体包 括第一环形电极124和第一、第二、和第三分段电极121、122、123。图 4A示意了由尖端电极120和第一、第二、及第三分段电极121、122、12 3形成的导管的远侧四面体。

作为可能的另外步骤，电子控制单元能够构造等边三角形，其中开口 环形电极处于顶点、中心位于C_A，每侧具有电极121、122、和123之间 的距离乘以比例因子的长度，并且找到使得相应电极/顶点之间距离的平方 和最小的绕平面P_A中C_A的旋转角度。该结果允许电子控制单元具有针对 从尖端电极120至第一环形电极124的所有电极的最佳拟合位置，其对应 于图8中的坐标D_Δ、2_Δ、3_Δ、4_Δ、和5_Δ。电子控制单元现在能够继续分 解局部EP信息。

针对电子阻抗位置和导航伪影的补偿步骤能够引入分段电极位置的 信息、从大的常规电极间隔所获得的分段电极比例误差的评估、以及分段 电极的所测量坐标。ECU42或利用特定于分段导管设计的参数的其他设 备中的软件能够用于确定校正补偿。可替代地或另外地，由电极至绝缘导 管轴杆的接近度引起的系统伪影可以被建模和校正。在一个实施方式中， 在由诸如INTEGRATEDEngineeringSoftware销售的Coulomb的电场软 件中被建模的所测量的电极位置能够可预见地改变，并且所测量的位置然 后能够基于该模型预测的位移来调节。

提取不依赖方向的信息的第二步骤需要通过考虑将要投射到通常形 成非正交基向量组的双极向量上的E场，来从所观察的双极信号导出E场。 通过该组基向量，E场然后在正交标测系统坐标中表示。表面几何形状和 导管的位置然后生成单位向量，其是局部表面法向，也被称作n-hat或3D向量E场E＝En+Et然后能够通过电极控制单元分解为表示为En的与 表面法向对齐的分量和表示为Et的位于与所述表面相切的2D子空间内的 其余分量。

具有能够操纵以沿表面放置的高密度电极阵列的导管提供了该过程 的2D变体。在通过上面概述的一些或全部技术补偿标测系统伪影后，由 彼此最靠近的两个花键或臂上的三个或四个邻近电极组成单元或小集合。 在一个实施方式中，这些小集合形成具有大约2*3mm尺寸的矩形元素。 所产生的可能的双极信号(其中仅3个是线性独立的)多因素确定局部2 D切向E场。使用线性代数的伪逆形式，这些信号转换为针对标准正交基 的最佳拟合系数，其是标测系统坐标中的Et。再次，能够导出不依赖导管 方向的振幅和更加一致的时序测量，以及下文将描述的局部传导速度向量 确定。

在一个实施方式中，如从图3A中能够看出的，导管具有多个电极， 在相邻电极之间以线条描绘时，它们形成两个四面体。在由图3A中所示 的导管中的电极之间形成的四面体在图4中示意。在诸如图3A中看到的 导管包括形成两个四面体的电极时，则针对两个四面体中每个的四个电极 的3个(x，y，z)标测系统坐标可以置于3*4矩阵中。标测系统然后能 够通过坐标矩阵X指出这些四面体中的一个。在选择一个向量作为参照(例 如，D)时，电子控制单元通过使用X的成对减法从D至每个剩余向量计 算向量位移dX，然后获取矩阵符号中的该操作符为dX＝X·F，其中F是 由0、+1、和-1’s组成的合适的4*3成对减法矩阵。由于它是非退化的，d X是可逆3*3矩阵。

电子控制单元然后使得E代表标测系统坐标框架内的局部电场。随着 在导航电场中从标测系统坐标确定dX，针对电描记图信号存在相同效果。 在该实施方式中，phi或是四面体的每个电极处单极电势的4*1向量。类 似地，电子控制单元能够定义双极信号的相应3*1向量并且将 局部电场与3个所测量的双极电势通过相关联。

并且因此，电子控制单元从所测量的量X和通过计算 来确定E的值。

在诸如图3C、3D、和4B所示的消融导管的实施方式的情形中，多因 素决定的电场E可以通过在中使用伪逆 最佳拟合至所观察的双极电势

这是标测系统主体坐标中从所测量的双极或单极和电极坐标导出的 局部E场。电子控制单元能够以各个频率从电极采样数据。单极电压随 时间快速改变而电极坐标以及因此dX变化地慢得多。在一个实施方式中， 能够通过电子控制单元以2034Hz采样而电极坐标能够以102Hz被采样 并能够过滤至低于1Hz。上述采样频率仅是能够由系统或ECU使用的一 个示例频率。电子控制单元的采样频率能够是允许合理定位和数据采集发 生的任意频率。

传导速度大小和方向能够在单次心跳期间通过能够分解局部切向E场 (Et)并测量局部单极电压的多个紧密间隔开的电极的系统以新颖的方式 来确定。局部地，如果去极化波前随着平面波前在同质介质内均匀地行进 而通过导管电极，则正交单位向量a-hat和w-hat能够在切平面 内确定。图6示意了在心内膜表面上从左至右行进的同质去极化波前。定 义为波前传播的方向(也是传导速度的方向)，以及平行于波前。还应 该与针对Et期望的最大电压摆动的方向对齐。Et沿的分量定义为Ea。因 此

$E_t\equiv E_a\hat{a}+E_w\hat{w}=E_a\hat{a}$

由于在同质假设下，均匀行进的去极化波前Ew等于零。

确定的是电势场是空间和时间的函数，(x，y，z，t)，的总导数 定义为：

总导数是在沿着去极化波移动时所观察到的电势的变化的速率。在局 部均匀和同质心脏传导的假设下，总导数为零。

其中v是传导速度向量。确定的是以及仅切向平面中的E 场分量贡献于内积，我们获得

从而

传导速度向量v然后能够表示为

尽管上述等式在每个时间点原则上有效，但在等电位时或在信号水平 足够小时，与E_a的比率不能够有意义地确定。在导管下的基层的去极化 期间，该评估仅适用约10-20ms。

接下来呈现用于导出并说明上述等式中描述的传导速度的可替代方 式。在波前以均匀速度和方向在心内膜表面上行进的理想情形中，通过以 正交形式的变量r和s以及2D位置向量p＝(p_r，p_s)，表面能够被参数化。在 该示例中，x、y、或z是无效的，这是因为它们被留作标测系统坐标。为 了确保该示例中的波前是理想且局部的，做出多个假设：除非时间平移， 电势分布是不变的(静态的)；时间平移以均匀速度向量v＝(v_r，v_s)发生；以 及电势的静态分布是连续可微的且仅在v(在r-s平面中)的方向上变化。 电势的静态分布仅沿v变化的假设源自于不能区分以速度v运动的倾斜波 前和以另一速度运动的不倾斜(垂直于v)的波前。

在时间t₀，存在单极心内膜电压分布((r,s,t₀)或(p,t₀))。在电子 控制单元使用均匀行进波的理想假设时，在某个时间t>t₀，电压分布是在 空间中从其早期分布的简单平移。

其中v＝(v_r，v_s)是坐标系r-s中的波前速度向量，其与局部心内膜表面相 切。方便速记是考虑静态(时间不变)波分布为u(r，s)。然后行进波是以时 间依赖方式平移的静态分布u(r，s)。

上述等式通过静态电势分布u将在p点的时间变化电压与2D传导速度 向量v相关联。

通过心脏表面上点p周围的四个紧密间隔开的非共面电极的集合，电 子控制单元能够直接获得四个时间变化单极电压。这允许电子控制单元评 估点p的各种EP属性。表面点p具有单位法向和切向平面，如图5中所 示。

电子控制单元从标量电势场和分段导管电极阵列的物理学开始。能够 从所观察到电极的平均值评估在点p处的时间变化电压时间变化局部 电场可以从三个或更多个双极信号的合适转换来评估。这能够 用于分解坐标系和电极间隔。

能够推导出波前传导速度、基层和传导系统的不依赖导管方向的属性 在点p处与平面相切。波前的一个示例示意于图6中。波前传导速度v能 够由电生理学家所使用并且使用传统技术来确定通常是困难且耗时的。电 子控制单元能够随后获得v关于t的总导数，以期望确认可测量的量并能够 求解v。从上面涉及μ和的等式开始，

这由上述总导数中dr/dt和ds/dt表示的是什么而得出，并且

$\frac{dr}{dt}=\frac{d}{dt}(pr-v_r(t-t_0\left)\right)=-v_r$

$\frac{ds}{dt}=\frac{d}{dt}(p_s-v_s(t-t_0\left)\right)=-v_s$

电子控制单元接下来可以考虑在点p处由法向和切向分量组成的矢量 电场。通过使En为在单位矢量方向上的3D矢量法向分量，电子控制单 元能够将切向分量Et定义为

$E_t=E-E_n=-▿u$

电子控制单元能够将Et也表示为(r，s)坐标中的2D向量，其中它 是心内膜表面上的局部电势场的梯度，其被标识为关键结果是：

电子控制单元能够随后获得在点p处的波前速度的准确方向评估，所 根据的是下述显著的量以及认为

这与如以上所推导出的传导速度为相同结果。

图9-13示意了来自图3A中看到的导管中的每个电极的电极单极信 号，其由标测系统确定并被表示为phi在所示意实施方式中，单极 信号具有典型的单极形态(图9)。针对每个phi，其时间导数phi-dot是由标测系统计算和标测(图10)。如果所确定的单极phi主要是负向单 相脉冲，则phi-dot主要是具有负向相位后跟随正相位的双相性。图12中 示出的来自近侧和远侧四面体的En的两个波形是一致的且展现了1.4mV 的峰-峰振幅的单相正波形。图13中的Ea信号在近侧和远侧四面体上也 是一致的。图11示意了通过获取与Ea的瞬时比评估的传导速度值，其 能够看出为大约为1mm/ms。

图14-19示意了单极信号和导出的传导速度值的其他标测系统记录。 图14-19示意了三对记录，其中图14和15标绘第一记录，图16和17标 绘第二记录，以及图18和19标绘第三记录。这些附图中的传导速度值大 约为1mm/ms。

如果波前随平面波前在同质介质中均匀地行进而通过导管电极，则E t应该由沿与传播方向对齐的单个主导轴的电压摆动组成。如图20- 23中示意的，在Et平面中观察Et，其中水平+x方向被选定为沿沿x 比沿y具有多约3-8倍的信号。该信号至少局部地指示平面波前经过，就 好像在相当均质介质中传导。这些环的离心率能够被评估并且能够指示非 均匀局部传导，其可能是临床感兴趣的。

本公开中所描述的系统旨在提供心脏传导的不依赖导管方向的表征， 其将使得电生理医生能够诊断失常并输送治疗。通常这将通过使用多电极 导管来实现，多电极导管将结合系统的算法并连同放大器来使用，以用于 测量电描记图、电极位置、和方向。

本文针对各个装置、系统、和/或方法描述了各个实施方式。阐明了多 个具体细节以提供说明书中所描述的以及附图中所示意的各实施方式的 整体结构、功能、制造、及使用。然而，本领域技术人员应该理解的是， 各实施方式可以在没有这些具体细节的情况下实施。在其他情形中，公知 的操作、部件、和元件没有详细地进行描述，以便不会晦涩说明书中所描 述的各实施方式。本领域那些技术人员将理解的是本文所描述和示意的各 实施方式是非限制性的实例，并且因此能够意识到的是本文所公开的具体 结构和功能细节可以是代表性的并且不会必然地限定各实施方式的范围。

整个说明书中提及的“各个实施方式”、“一些实施方式”、“一个实施 方式”、或“实施方式”等指代的是连同所述实施方式所描述的特定特征、 结构、或性质包括在至少一个实施方式中。因此，术语“在各个实施方式 中”、“在一些实施方式中”、“在一个实施方式中”、或“在实施方式中” 等在整个说明书中个地方的出现并非必须指代相同的实施方式。此外，特 定特征、结构、或性质可以以任何合适方式在一个或多个实施方式中组合。 因此，连通一个实施方式中所示意或描述的特定特征、结构或性质可以整 体地或部分地与一个或多个其他实施方式的特征、结构、或性质无限制地 组合，只要该组合不是非逻辑性的或非功能性的。

应该理解的是，术语“近侧”和“远侧”可以在整个说明书中用于关 于临床医生操纵所使用的器械的一端以治疗患者。术语“近侧”指代最靠 近临床医生的器械部分以及术语“远侧”之地啊最远离临床医生的部分。 还应该理解是是，为了简明和清楚，诸如“垂直”、“水平”、“上”、“下”、 “顺时针”、和“逆时针”的空间或方向术语在本文中关于所示意的实施 方式使用。然而，医疗器械可以许多方向和位置来使用，并且这些术语不 旨在为限制性且绝对的。连接参考(例如，附接、耦合和连接等)应该被 广义地解释并且可以包括元件的连接之间的中间构件和元件之间的相对 移动。这样，连接参考并非必然直接指的是彼此直接地连接并处于固定关 系的两种元件。可以在不偏离所附权利要求书所限定的本发明的精神的情 况下做出细节或结构的改变。

所述地整体或部分内容通过引用包含于此的任何专利、公开、或其他 公开材料仅以不与本文所阐明的现有定义、声明、或其他公开材料冲突的 程度包含到本文中。这样，以及至所需程度，本文中所明确阐明的公开内 容替代本文通过引用包含的任意冲突的材料。所述通过引用包含于此、但 与本文所阐明的现有定义、声明、或其他公开材料冲突的任意材料或其部 分仅以所包含材料与现有公开材料之间不发生冲突的程度被包含。