用于电描记图的双向激活检测的心脏标测系统和方法

摘要

在用于解剖结构的标测和诸如心房和/或心室的电描记图的电描记图的双向激活检测的系统和计算机实现方法中，在信号的分析时段上分析电描记图信号的正和负偏转。电描记图信号的至少一个特征至少部分地基于分析时段上信号的正偏转和负偏转的分析来确定。所确定的心房电描记图信号的至少一个特征然后与所生成的解剖结构的三维模型关联。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求享有2013年10月30日提交的序列号为61/897,576的临 时申请的优先权，其全部说明书包含在本文中。

本公开的背景技术

A、技术领域

本公开总地涉及一种用于测量患者心脏内发生的电活动以及用于可 视化该电活动和/或与该电活动有关的信息的电生理系统和方法。更特别 地，本公开涉及来自复杂碎裂电描记图的数据的处理，以及该数据在与复 杂碎裂电描记图相关的电活动的三维标测中的使用。

B.背景技术

心脏包含两种特定类型的心肌细胞。绝大多数(约百分之九十九)心肌 细胞是收缩细胞，其负责泵激心脏的机械作业。自律细胞包括第二种类型 的心肌细胞，其作为自主神经系统的一部分，用于启动和传导用于收缩细 胞的收缩的动作电位。心肌呈现起搏活动，其中心肌细胞的细胞膜在动作 电位之间缓慢去极化直至达到阈值，这时细胞膜发出或生成动作电位。这 与神经或骨骼肌细胞形成对比，细胞膜表现为除被刺激之外保持在不变的 静态电位。通常由自律心肌细胞生成的动作电位在整个心脏上传播，触发 有节奏的跳动而无需任何神经刺激。

包括传导系统的心肌特定自律细胞发挥两个主要功能。首先，它们生 成引起心肌有节奏地收缩的周期性脉冲。第二，它们在整个心脏迅速地传 导周期性脉冲。当该系统正确地工作时，心房收缩在心室收缩前约六分之 一秒。这允许心室在它们泵送血液通过肺部和血管前的额外填充。该系统 还允许心室的所有部分几乎同时收缩。这对于心室腔内的有效压力生成是 必需的。这些自律细胞生成动作电位的速率由于它们缓慢去极化至阈值的 速率的不同而是不同的，从而确保心脏的有节奏跳动。

正常自律心脏功能由于神经活动而变化。位于脊髓之上的脑干内的髓 质从不同的系统和中枢感受器(例如，压力感受器和化学感受器)接收感 觉输入，以及从其他大脑区域(例如，下丘脑)接收信号。来自脑干的自 主流出主要被分割为交感神经和副交感神经(迷走神经)分支。这些自主 神经的传出纤维行进至心脏和血管，在这里它们调节这些目标器官的活 动。心脏由交感神经和迷走神经纤维支配。交感传出神经存在于整个心房 (尤其是窦房结)和心室内，包括心脏的传导系统。右迷走神经主要支配 窦房结，而左迷走神经支配房室结；然而，在解剖分布中能够具有明显重 叠。传出迷走神经还支配心房肌。然而，传出迷走神经仅稀疏地支配心室 肌。交感神经刺激增加了心率和传导速度，而心脏的副交感神经(迷走神 经)刺激具有相反的效果。

在心律变得不规则，即，太快(心动过速)或太慢(心动过缓)，或 者心房和心室的跳动频率不同时，发生心律不齐。心律不齐能够从改变的 脉冲形成或改变的脉冲传导发展。前者关注节律的变化，该节律的变化由 导致不规则的起搏细胞中的变化引起或者由不同于窦房结的部位的动作 电位的异常生成(即，异位病灶)引起。改变的脉冲传导通常涉及心脏内 电传导的完全或部分阻塞。改变的脉冲传导通常导致折返(reentry)，这会 导致心律过速。折返能够在小的局部区域内发生或它能够例如在心房和心 室之间发生(整体折返)。折返需要传导途径中的单向阻塞的存在，其通 常由起搏细胞的局部去极化引起。心律不齐可以是良性的或实质上更加严 重的，这取决于心律不齐的血流动力学结果和它们改变为致命心律不齐的 可能性。

电生理研究可用于识别和治疗这些心律不齐。在一个示例性系统中， 测量系统将调制的电场引入心腔内。血量和运动的心脏壁表面改变所施加 的电场。心腔内的电极位点无源地监测场的变化，以及心脏内壁的位置的 动态表示被开发以呈现给医生。由心脏自身生成的电生理信号也在心脏内 的电极位点被测量，并且这些信号被低通滤波以及连同动态壁表示一起被 显示。该复合动态电生理标测图可以被显示并用于诊断潜在的心律不齐。

除了标测用于诊断之外，测量系统还能够用于在心腔内物理地定位治 疗导管。传输至该治疗导管上的电极的调制电场能够用于显示治疗导管在 心脏内的位置。治疗导管位置能够连同其他诊断信息被实时地显示在动态 电生理标测图上。因此治疗导管位置能够连同心脏的固有的或引发的电活 动一起被显示，以表示治疗导管尖端与心脏自身内发生的电活动的相对位 置。因此，医生能够参照动态电生理标测图将治疗导管引导至心脏内的任 意期望位置。

动态电生理标测图通常以步进过程生成。首先，确定心脏的内部形状。 该信息从关于所施加电场的调制的一系列几何形状测量值导出。心脏动态 形状的信息用于生成心脏的内表面的表示。接下来，测量心脏的固有电活 动。无源地检测和处理生理起点的信号，以使得壁表面上电势的幅度可以 显示在壁表面表示上。所测量的电活动以多种格式中的任一种显示在壁表 面表示上，例如以各种颜色或颜色的不同色调。最后，位置电流可以被输 送至相同腔室内的治疗导管。从该电流感测的电势可以被处理以确定该腔 室内治疗导管的相对或绝对位置。这些不同过程每秒顺序地或同时地发生 数百次以给出心脏活动和治疗设备的位置的连续图像。

如果消融是指定的治疗，那么治疗导管被定位在心脏内的期望位置并 且将能量输送至治疗导管以消融组织。复杂碎裂心房电描记图(CFAE) 的使用已经成为用于确定房颤消融位点的一种工具。例如，在一种方法中， 其是从圣犹达医疗公司可得的EnSite^TMVelocity^TM标测系统中所使用的， 在CFAE信号中识别一组激活事件，然后计算随后激活事件之间的时间间 隔。平均时间间隔被确定并指定为CFE平均。循环时间短于预定阈值(例 如，120毫秒(ms))的位置被确定为可能的消融位点。

当前使用的激活检测方法仅聚焦在CFAE的负偏转上。因此具有对导 管方向的敏感性，这是因为沿导管的波形方向能够影响CFAE中记录的偏 转的方向。这也会影响平均CFE测定，其中激活事件可能另外地由正偏转 限定。因此期望的是CFAE分析能够更加稳定且对导管方向不敏感。

发明内容

在一个实施方式中，一种用于分析电描记图信号的计算机实现方法通 常包括在信号的分析时段上分析电描记图信号的正偏转和负偏转。至少部 分地基于在分析时段上分析信号的正偏转和负偏转来确定电描记图信号 的至少一个特征。

在另一实施方式中，一种用于将从相对于解剖结构可定位的至少一个 电极接收的电极数据标测至解剖结构的三维模型的系统通常包括计算设 备，其被配置为从至少一个电极接收电描记图信号。计算设备通常包括处 理器和计算机可执行指令，当由处理器执行时，计算机可执行指令使得计 算设备：a)在信号的分析时段上分析电描记图信号的正偏转和负偏转以 及b)至少部分地基于在分析时段上分析信号的正和负偏转来确定电描记 图信号的至少一个特征。

在又一实施方式中，用于标测解剖结构的计算机实现方法通常包括生 成解剖结构的三维计算机模型以及将电极载体靠近解剖结构定位，电极载 体上具有多个电极。至少部分地基于电描记图信号的正偏转和负偏转来确 定解剖结构的至少一个特征。所确定的至少一个特征然后与解剖结构的三 维计算机模型关联。

通过阅读下面的说明书和权利要求书，以及通过观察附图，本公开的 前述和其他方面、特征、细节、用途和优点将显而易见。

附图说明

图1是用于执行心脏电生理检查或消融程序的系统的示意图，其中能 够确定并记录一个或多个电极的位置；

图2是由具有数个远端电极的电生理导管研究的心脏的示意表示；

图3是图1中所示的系统中使用的计算设备的示意方块图；

图4示意了针对眼心脏壁的不同位置收集的时变电描记图的示例；

图5是时变电描记图的离散时段的示意表示，其中一个时段包括负偏 转和另一时段包括正偏转；

图6是用于心房电描记图的双向激活检测的方法的一个实施方式的流 程图；

图7是图6中所描绘方法的调节步骤的示意表示；

图8是根据图6中所描绘方法应用边界条件之前的心房电描记图和在 应用边界条件后的同一心房电描记图的对比；

图9是根据现有技术的方法分析的心房电描记图和根据图6中所描绘 的双向激活检测方法分析的同一心房电描记图的对比；

图10是根据现有技术的方法分析的另一心房电描记图和根据图6中 所描绘的双向激活检测方法分析的同一心房电描记图的对比；

在整个附图中，相应参照符号指示响应部件。

具体实施方式

本公开总地涉及用于标测诸如人类心脏或其部分的解剖结构的标测 系统和方法，并且更特别地涉及来自电描记图—诸如心房和/或心室电描记 图的数据的处理，以及更特别地涉及复杂碎裂心房电描记图(CFAE)的 数据的处理，以及该数据在标测系统中的使用。在特定实施方式中，本公 开的系统和方法在CFAE的分析中使用双向激活检测以提供更加稳定的分 析并使得系统对心脏内的导管方向不敏感。虽然在本文的实施方式中，系 统和方法用于碎裂电描记图中的激活检测，但是预期的是本文所公开的系 统和方法也可用于非碎裂电描记图中。另外，虽然本文中的各个实施方式 结合患者心脏的标测进行描述，但能够理解的是，本公开不限于心脏的标 测，以及其他解剖结构的标测也被认为在本公开的范围内。

存在已知的用于生成诸如心脏的解剖结构的三维模型的系统和方法， 包括利用诸如CT扫描、MRI、超声成像、雷达成像、X-射线成像、和荧 光成像的技术的系统。该数据的输出可以是多个x-y-z数据坐标、球坐标、 和/或其他格式，以提供三维图像。该成像技术在诊断和患者治疗和/或手 术的准备中是有用的。成像过程可以在治疗和/或手术前数小时或数天进 行，或伴随治疗和/或手术进行。一些三维模型使用分段方法，包括例如分 段CT或MRI扫描图像。分段模型表明三维图像的子区域已经从较大的三 维图像数字地分离，例如右心房的图像从心脏的其余部分分离。根据本发 明，也可以使用用于生成患者局部的三维模型的其他方法和技术。

从成像过程采集的数据通常用于将三维模型分割为离散的表面元以 促进随后的标测和重构期间的数值计算。应该理解的是，可以使用各种计 算方法将三维模型分割为离散的段，诸如有限差分、有限元方法(FEM) 和边界元方法(BEM)，诸如样条BEM或线性BEM。解剖结构的三维模 型通常包括由离散的段限定的边界表面，其中边界表面由此限定解剖结构 的三维模型的内部(广义地，第一侧)和三维模型的外部(广义地，第二 侧)。

现在参照附图并且特别地参照图1-3，其示意了标测系统8的一个示 例，标测系统8通过将心脏导管导航进入患者11的心脏10内以测量心脏 内发生的电活动并且三维地标测该电活动和/或关于或表示该电活动的信 息以进行心脏电生理研究。系统8特别地用于测量沿心内膜表面的多个点 的电生理数据，并且与测量电生理数据的每个测量点的位置信息相关联地 存储所测量数据。在一个实施方式中，例如，系统8能够在患者的心脏和 血管内和/或附近瞬时地定位多达六十四个电极，测量这六十四个电极中的 多达六十二个处的电活动，并且根据针对心脏10的单次跳动测量的电活 动(例如，电描记图)提供时域和/或频域信息的三维标测图。能够被同时 监测的电极数量仅受限于进入系统8内的电极输入引线的数量和系统8的 处理速度。电极可以是静止的或可以是运动的。另外，电极可以与心脏的 壁直接接触，或可以仅大体上靠近心脏的壁，用于收集电活动。在另一实 施方式中，电极的阵列用于收集沿心脏的壁的多个位置处的电活动。该阵 列电极在美国专利No.5,662,108中详细描述，其全部内容通过引入包含于 此。

在一个合适的实施方式中，定位/标测系统8可以是从圣犹达医疗公司 可得的EnSite^TMVelocity^TM导航和可视化系统。在其他实施方式中，可以 使用任意其他合适的定位/标测系统。

出于简化，患者11被示意性地描绘为一椭圆。三组表面电极(例如， 贴片电极)被示出为沿X轴、Y轴、和Z轴施加至患者11的表面。X轴 表面电极12、14沿第一轴施加至患者，诸如患者的胸腔区域的侧面上(例 如，施加至患者每个手臂下面的皮肤)，并且可以称为左和右电极。Y轴 电极18、19可沿大体垂直于X轴的第二轴施加至患者，诸如沿患者的大 腿内侧和颈部区域，并且可以称为左腿和颈部电极。Z轴电极16、22沿大 体垂直于X轴和Y轴的第三轴施加，诸如沿患者在胸腔区域中的胸骨和 脊柱，并且可以称为胸部和背部电极。心脏10位于这些表面电极对之间。 另外的表面参照电极(例如，“腹部贴片”)21提供用于系统8的参考和/ 或接地电极。腹部贴片电极21是固定的心内电极31的替代。应该理解的 是，另外地，患者11将使得多数或所有常规心电图(ECG)系统引线就 位。该ECG信息对于系统8是可用的，尽管在图1中未示意。

还示出了至少具有单个电极17(例如，远端电极)的代表性导管13。 该代表性导管电极17在整个说明书中被称为“非固定电极”或“测量电 极”。通常，将使用导管上的多个电极。在一个实施方式中，例如，系统8 可包括在患者的心脏和/或血管内布置的多达十二个导管上的多达六十四 个电极。当然，该实施方式仅是示例性的，并且在本发明的范围内可以使 用任意数量的电极和导管。

固定参考电极31(例如，附接至心脏10的壁)被示出在第二导管29 上。出于校准目的，该电极31可以是静止的(例如，附接至心脏的壁或 心脏的壁附近)或与非固定电极17以固定的空间关系布置。可以除了上 述表面参考电极21之外另外使用固定参考电极31或者可以使用固定参考 电极31来替代上述表面参考电极21。在一些情形中，心脏10内的冠状窦 电极或其他固定电极能够用作为量电压和位移的参考。

每个表面电极被耦接至多路开关24，并且通过计算机20上运行的软 件选择电极对，多路开关24将电极耦合至信号发生器25。计算机20例如 可包括传统的通用计算机、专用计算机、分布式计算机、或任意其他类型 的计算机。计算机20可包括一个或多个处理器，诸如单个中央处理单元、 或多个处理单元，其被共同称作为并行处理环境。信号发生器25激励电 极对，例如Y轴电极18、19，其在患者11身体和心脏10内生成电场。

在电流脉冲输送期间，剩余的表面电极参考表面电极21，以及在这些 剩余电极上感应的电压由低通滤波器(LPF)27过滤。LPF27可以例如包 括抗混叠滤波器(例如，300Hz模拟LPF)。然后将LPF27的输出提供至 模数(A/D)转换器26，其将模拟信号转换为数字数据信号。随后可以通 过计算机20上执行的软件来进行数字数据信号的进一步低通滤波以移除 电子噪声和心脏运动伪影。该滤波可例如包括用于减少噪声的用户可选择 的截止频率。这样，用户能够根据用户的个人选择定制系统以权衡信号噪 声和信号保真度。这样，表面电极被分割为驱动和非驱动电极组。表面电 极对(例如，X轴电极12、14)由信号发生器25驱动，以及剩余的非驱 动表面电极和其他参考电极，如果有的话，(例如，Y轴电极18、19，Z 轴电极16、22，表面参考电极21，和如果存在的话，固定参考电极31) 用作为合成任意心脏内电极的位置的参考。

通常，通过一系列驱动和感测的电偶极子来生成三个名义上的正交电 场，从而实现生物导体中的导管导航。可替代地，这些正交场能够被分解 并且任意一对表面电极都能够被驱动为偶极子以提供有效的电极三角测 量。另外，该非正交方法增加了该系统的灵活性。对于任意期望轴，由预 定的一组驱动(源-汇)配置产生的跨越心内电极17测量的电势代数地组 合以生成与通过简单地沿正交轴驱动均匀的电流获得的有效电势相同的 有效电势。因此，表面电极12、14、16、18、19、22的任意两个可以被 选择作为相对于接地参考(例如腹部贴片21)的源极和漏极，同时，未激 励电极测量相对于接地参考的电压。置于心脏10内的测量电极17暴露至 来自电流脉冲的场，并且相对于地(例如相对于腹部贴片21)测量其电压。 实际上，心脏内的导管可包含多个电极，并且可以测量每个电极的电势。 如先前所提到的，至少一个电极可被固定至心脏的内表面以形成固定参考 电极31，其也相对于地被测量。来自表面电极、内部电极、以及虚拟参考 中每一个的数据组都用于确定心脏10内测量电极17或其他电极的位置。

在软件指示下通过A/D转换器26测量所有原始电极电压数据并由计 算机20存储。当交替组的表面电极被选择并且剩余的未驱动电极用于测 量电压时，该电极激励过程迅速且顺序地发生。电压测量值的集合在本文 被称为“电极数据组”。软件能够访问在每个表面电极对的每次激励期间 在每个电极处做出的每个单独的电压测量值。原始电极数据用于确定心脏 内电极(诸如非固定电极17)，以及定位在患者11的心脏和/或血管内或 周围的任意数量的其他电极在三维空间(X、Y、Z)中的“基础”位置。 图2示出了延伸进入心脏10内的一个导管13，其可以是常规电生理(EP) 导管。在图2内，导管13延伸进入心脏10的左心室50内。导管13包括 上面参照图1讨论的远端电极17，并具有另外的电极52、54、和56。由 于这些电极17、52、54、56中的每一个都位于患者内(例如，在该示例 中在心脏的左心室50内)，所以可针对每个电极同时地采集位置数据。另 外，当电极被布置为邻近表面(但是无需直接在心脏表面上)时，并且在 信号源25处于“关闭”(即，没有表面电极对被供电时)时，电极17、52、 54、和56中的至少一个能够用于测量心脏10的表面上的电活动(例如， 电压)。

总之，系统8首先选择一组电极然后使用电流脉冲驱动它们。在输送 电流脉冲时，测量并存储电活动，例如剩余表面电极和体内电极中至少一 个处测量的电压。这时候，如上所述，可执行对伪影(诸如呼吸和/或阻抗 的偏移)的补偿。如上所述，通过系统8收集与多个电极位置(例如，心 脏内电极位置)相关联的各个位置数据点。该组中每个点具有空间坐标。 在一个实施方式中，系统8同时或彼此接近地收集可能位于多达十二个导 管上的多达六十四个电极的位置数据点。然而，可以收集更小或更大的数 据组并分别产生较不复杂且较低分辨率或较复杂且较高分辨率的心脏表 示。

电极数据还可以用于产生用于改进电极位置的原始位置数据的呼吸 补偿值，如美国专利No.7,263,397中所描述的，其全部内容通过引入包含 于此。电极数据还可以用于补偿患者身体的阻抗变化，如例如美国专利 No.7,885,707中所描述的，其全部内容通过引入包含于此。

当表面电极对在心脏上施加电场时，测量用于确定心脏内电极位置的 数据。可以通过同时地或顺序地(例如多路复用)采样多个(例如，散布 在多达十二个导管上的六十二个电极)和/或通过采样患者(例如，心脏腔 室)内移动的一个或多个电极(例如，非固定电极17)来采集多个电极位 置。在一个实施方式中，同时采样各个电极的位置数据，这允许在心跳的 单个时期或阶段的数据采集。在另一个实施方式中，与心跳的一个或多个 阶段同步地或不考虑心跳的任意特定时期地采集位置数据。如果跨越心跳 的阶段采集数据，那么与沿心脏的壁的位置相对应的数据将随时间变化。 在一个变形中，对应于外部或内部位置的数据可用于确定分别处于最大和 最小体积的心脏壁的位置。例如，通过选择最外侧点，可以产生表示处于 最大体积的心脏的形状的“壳”。

可以从位置数据点(例如在相同的或先前的程序中)产生患者局部(例 如患者心脏或周围血管的区域)的三维模型，或者可以使用先前生成的三 维模型，例如分段CT或MRI扫描图像。分段模型表示三维图像的子区域 已经从较大的三维图像数字地分离，例如右心房的图像从心脏的剩余部分 分离。示例性分段应用包括ANALYZE(Mayo,Minneapolis,Minn.)、 Verismo^TM(St.JudeMedical,Inc.,St.Paul,Minn.)、和CardEP(General ElectricMedicalSystems,Milwaukee,Wis.)。例如在单个程序期间，如果从 由系统8收集的位置数据点产生三维模型，那么能够使用数据中最外侧的 位置点确定对应于患者心脏区域的体积的形状。

在一个变形中，例如，使用诸如Qhull算法的标准算法生成凸包。Qhull 算法例如在Barber,C.B.、Dobkin,D.P.和Huhdanpaa,H.T.的“TheQuickhull algorithmforconvexhulls”(ACMTrans.onMathematicalSoftware, 22(4):469-483,1996年12月)中描述。用于计算凸包形状的其他算法是公 知的且也适合用于实施本发明。然后在更加均匀的栅格上重采样该表面并 插值以给出合理地平滑表面，其被存储为用于在同一或稍后程序期间呈现 给医师的三维模型。该三维模型例如从一组点提供心脏区域内部的评估边 界。

图3是计算机系统20的方框图。计算机系统20包括计算设备32、显 示设备23、以及输入设备38。计算设备32包括显示适配器40，其将计算 设备32通信地耦接至显示设备23。显示设备23可以包括，但不限于，监 视器、电视显示器、等离子显示器、液晶显示器(LCD)、基于发光二极 管(LED)的显示器、基于多个有机发光二极管(OLED)的显示器、基 于聚合物发光二极管(PLED)的显示器、基于多个表面传导电子发射体 (SED)的显示器、包括投影和/或反射图像的显示器、或任意其他合适的 电子设备或显示机构。在一个实施方式中。显示设备23包括具有相关触 摸屏控制器的触摸屏。接口适配器42将计算设备32耦接至输入设备38。 计算设备32包括被配置为通过A/D转换器26接收电电极信号的输入端 44。输出端46将来自计算设备32的控制信号耦接至多路开关24。输入设 备38包括，但不限于，键盘、小型键盘、触摸屏、鼠标、滚动轮、指示 设备、采用语音识别软件的音频输入设备、和/或能够使用户将数据输入计 算设备32的任意合适的设备。在一些实施方式中，输入设备38和显示设 备23被集成为单个的输入/显示设备，诸如触摸屏显示设备。

计算设备32包括处理器34和耦接至处理器34的存储设备36。术语 “处理器”在本文通常指代包括系统和微控制器的任意可编程系统、精简 指令集电路(RISC)、专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑电路、现场可 编程门阵列(FPGA)、门阵列逻辑(GAL)、可编程阵列逻辑(PAL)、数 字信号处理器(DSP)、和能够执行本文所描述功能的任意其他电路或处理 器。上述示例仅是示例性的，并因此不旨在以任何方式限制术语“处理器” 的定义和/或含义。此外，尽管图3中示意了单个处理器，但处理器34可 包括多于一个处理器，并且本文所述的动作可由多于一个处理器承担。

存储设备36存储可由处理器34执行的程序代码和指令。当由处理器 34执行时，程序代码和指令使得处理器34如本文所述来操作。存储设备 36可包括，但不限于仅包括，非易失性RAM(NVRAM)、磁性RAM (MRAM)、铁电RAM(FeRAM)、只读存储器(ROM)、闪速存储器、 和/或电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)。任意其他合适的磁性、光 学和/或半导体存储器自身或结合其他形式的存储器可被包括在存储设备 36内。存储设备36还可以是，或者包括，可拆卸或可移除存储器，包括 但不限于，合适的盒式存储器、磁盘、CDROM、DVD、或USB存储器。 尽管示出存储设备36与处理器34分离，但是存储设备36也可与处理器 34集成。

存储设备36存储指令(例如，软件代码)，当处理器34执行该指令 时，该指令使得处理器34如上述并根据本文所述的方法操作。

在一个实施方式中，心房电描记图信息，以及在更特别的实施方式中， 复杂碎裂电描记图(CFE)信息，可以被标测至三维模型。在一个示例中， 该CFE信息的标测可用于识别并引导针对房颤的消融靶标。CFE信息指 代不规则的电激活(例如，房颤)，其中电描记图包括至少两个离散的偏 转和/或电描记图的基线的摄动，以及长期激活复合体的连续偏转(例如， 超过10秒周期)。具有非常快的和连续的激活的电描记图例如与具有较短 不应期和小折返的心肌一致。图4例如示出了一系列心房电描记图。前两 个电描记图，RAA-prox和RAA-dist，包括来自患者右心房的，诸如分别 来自患者右心房内的近端非固定电极和远端非固定电极的，典型电描记 图。第三个电描记图，LA-roof，包括CFE，诸如来自患者左心房的顶部。 在该第三个电描记图中，LA-roof，由电描记图中所示的数字指示的周期长 度明显短于由前两个电描记图，RAA-prox和RAA-dist中所示的数字指示 的周期长度。

CFE信息的存在能够由电极收集的电生理(EP)信息(例如，电描记图) 检测。例如，电描记图的碎裂的时刻和/或其他量化可用于确定CFE信息 的存在和/或不存在。电描记图信号的预定分析时段内的离散的激活之间的 平均间隔(称为CFE平均)可以例如用作为量化给定电描记图的碎裂程度 的指数。优选地，整个电描记图信号的预定的分析时段内的离散的激活之 间的平均间隔可针对心脏内的多个位置被计算，从而可以将心脏上一个位 置和另一位置进行比较。这可以通过使用多个电极、或通过使用重新定位 在多个位置的同一电极来实现。可使用软件来显示随心脏上的位置变化的 平均间隔信息，例如，通过分配颜色至各个测量值。该软件为系统8的用 户提供了视觉工具以帮助识别潜在的问题区域。

虽然在本文未进一步讨论，但是在其他实施方式中可使用标准偏差计 算用于CFE信息。已经发现用于CFE信息的标准偏差计算提供了用于确 定CFE信息存在和/或不存在的有用度量，并因此是用于识别需要消融的 区域的有用度量。CFE信息的存在能够从由电极收集的EP信息(例如， 电描记图)检测，例如，通过监测电描记图段内偏转的数量并计算电描记 图段内离散的激活之间的时间间隔的标准偏差。

还能够利用软件来分析和确定离散的激活的发生，其信息然后可以针 对平均间隔和/或标准偏差被评估。可使用公知的算法在针对小于1秒的分 析时段或针对数秒(诸如20-60秒)的更长时段的数据段上计算测量值。 在一个实施方式中，分析时段合适地处于约1秒至约10秒的范围内，以 及更加合适地针对从约3秒至约8秒的时段。在一个实施方式中，用户可 指定用于分析的窗口。软件可用于显示随心脏上的位置变化的平均间隔 (CFE平均)和/或标准偏差信息，例如，通过分配颜色至三维标测图上各 个测量值。该软件为系统的用户提供了视觉工具以帮助识别潜在的问题区 域。

如果平均间隔和标准偏差信息二者都将被显示，可以采取可以彼此相 比较的两幅单独的图像的形式，或者采取其中两组数据叠加在同一三维模 型上的单个图像的形式。显示组合信息的另一方式是数学地关联两个度 量，例如，由标准偏差除以平均、或由平均除以标准偏差，然后在单个图 像上显示结果，再次分配颜色至不同计算的值。该表现软件为系统8的用 户提供了视觉工具以帮助使用平均和标准偏差信息两者识别潜在的问题 区域。医生例如会发现具有高标准偏差和低平均的特定位置的意义。

为了诊断房颤并引导消融导管，可以通过量化电描记图的碎裂来确定 与启动并维持房颤的生理机制相对应的电描记图。这些量化继而可用于识 别待消融的区域以消除房颤。通过量化心脏区域内收集的电描记图的碎裂 也可以确定心腔的梗塞区内的心脏舒张中期电势。健康组织将对应非碎裂 电描记图(即，单个离散的激活)，而不健康组织(即，梗塞组织)将对 应碎裂电描记图(即，多个离散的激活和/或基线的摄动)。电描记图中CFE 信息的时间点或其他量化然后可如上所述地被标测至三维模型。

在根据本公开的一个实施方式分析EP(电描记图)时，处理器34合 适地能够进行双向激活检测分析，其能够检测双极性电描记图上的“正” 偏转(电压从负至正)以及“负”偏转(电压从正至负)两者。图5示意 了从初始信号的离散分析时段上生成的初始电描记图信号的各个时段上 取得的示例性负偏转(左手侧)和正偏转(右手侧)。

图6是用于电描记图的双向激活检测和分析的方法的一个实施方式的 流程图，电描记图是诸如心房电描记图，以及更特别地在一些实施方式中 的复杂碎裂心房电描记图。在第一步骤(例如，在如本文中先前所述的使 用一个或多个导管电极17、52、54、56生成电描记图之后)，本文称作为 预处理步骤101，在信号的分析时段上针对电描记图信号计算一阶和二阶 导数(如图5中所示意)，从而确定沿电描记图信号的正和负偏转的最大 斜率。在一些实施方式中，在沿信号的离散时段的3毫秒(ms)时间间隔 上计算一阶和二阶导数，并将其定义为时间间隔上的电压差S(t+Δt)-S(t)。 在其他实施方式中，计算导数的时间间隔可以不是3ms，尽管增加时间间 隔能够导致获得原始信号中的更宽变化(例如，尖峰)。

接下来，继续参照图6，电描记图信号经历触发标准步骤103，其中 在分析时段上确定激活检测位置标记的候选。特别地，在105，如果初始 信号对时间的二阶导数的绝对值大于预定阈值，例如诸如0.05的阈值，那 么对应的初始信号的时间位置成为位置标记的候选。位置标记候选的极性 也在107处基于二阶导数确定。例如，如果二阶导数是正的且大于0.05， 那么时间位置被限定为负跳动(例如，负偏转)位置标记候选。然而，如 果二阶导数是负的且小于-0.05，那么时间位置被限定为正跳动(例如，正 偏转)位置标记候选。

在随后的标记位置确定步骤108中，确定(针对触发标准步骤确定的 那些激活检测位置标记候选)激活检测位置标记候选的精确位置。在一个 实施方式中，标记的位置合适地位于初始电描记图信号的最大斜率上。如 从图5中可以有利地看出的，最大斜率将对应一阶导数的极值。例如，最 大斜率针对负偏转对应一阶导数的局部最小值，以及针对正偏转对应一阶 导数的局部最大值。

剩余的激活检测位置标记候选然后经历峰峰删节步骤109。例如，在 一个实施方式中，候选在111处经历基于电压灵敏度的峰峰删节，电压灵 敏度指代每个相应位置标记候选的相对侧(例如，时间上向前和向后)的 峰值之间的最小电压差。如果该电压差不超过预定阈值(被称为峰峰电压 灵敏度)，那么时间位置作为位置标记候选被移除。在一个特定合适的实 施方式中，峰峰灵敏度是用户可定义的(例如，用户输入的)。预期的是 在可替代实施方式中，峰峰灵敏度可以在系统制造时预设而不能由用户可 调节。

为了确定针对给定位置标记候选的峰峰电压，需要确定(初始信号 的)最大和最小电压，然后计算这些电压之间的差。在一个实施方式中， 这通过使用上述的触发标准步骤103期间做出的极性确定来实现。特别地， 仍参照图5，针对负偏转，在初始信号上向前(时间上)搜索在位置标记 候选附近的局部最小电压，以及在初始信号上向后(时间上)搜索在位置 标记候选附近的局部最大电压。类似地，针对正偏转，向前(时间上)搜 索在位置标记候选附近的局部最大电压，以及向后(时间上)搜索在位置 标记候选附近的局部最小电压。峰峰电压因此是局部最大电压和局部最小 电压之间的差。峰峰电压与峰峰灵敏度相比较，其中具有小于峰峰灵敏度 的峰峰电压的位置标记候选作为位置标记候选被淘汰。

在另外的或可替代的峰峰删节步骤113中，进行基于峰峰“曲线外轨 (highrail)”的删节(其在本文被定义为预定最大峰峰电压)。上面确定的 峰峰电压因此与峰峰曲线外轨相比较，其中具有超过曲线外轨的峰峰电压 的位置标记候选作为位置标记候选被淘汰。在一个特定合适的实施方式 中，峰峰曲线外轨是用户可定义的(例如，用户输入的)。预期的是在可 替代实施方式中，峰峰曲线外轨可以在系统制造时预设而不能由用户可调 节。

在最终调节步骤115中，调节具有正电压的位置标记候选的位置(即， 时间位置)。特别地，针对正位置标记候选，最大斜率处的电压高于0毫 伏(mV)，如图5中所示。在诸如标测系统8的标测系统的一些用途中， 医生更喜欢将激活检测位置标记始终置于电压为负的(例如，更靠近激活 的起始)时间位置处。因此，针对已经经过先前的消除标准并具有正电压 的位置标记候选，进行时间位置的最终调节以将位置标记候选移动至负电 压，或在一些情形中移动至至少不那么正的电压。例如，在一个实施方式 中(诸如图7中所示)，(在时间上)向后移动与正电压相关的位置标记候 选直至与标记位置相关的电压低于零，或直至它在预定时间间隔内在时间 上向后搜索但没能找到负电压。

根据一个合适实施方式，所确定的时间间隔是预定时间窗口(在本文 被称为CFE宽度)的两倍。根据一个实施方式，预定时间窗口(即，CFE 宽度)是用户定义的时间窗口。在其他实施方式中，预定时间窗口可以在 制造时预设并且是不可调节的。在一个示例中，预定时间窗口可处于约 10ms-20ms的范围内。在(时间上)向后搜索负电压的结果是没有负电压 位于预定间隔(即，两倍的预定时间窗口)内的情况下，位置标记候选移 动至预定时间间隔内的最小正电压。应该理解的是，在一些实施方式中， 在不偏离本发明的范围的前提下，可以省略该最终调节步骤115，从而使 得位置标记候选可以位于正电压处。

在二次删节步骤中，剩余的激活检测位置标记候选基于用户限定的不 应期经历不应期删节步骤117。如本文所使用的，不应期指代其中在正常 心脏手术下应该仅具有一个心脏激活的时段。因此，如果在预定(以及在 一个合适实施方式中，用户限定的)不应期中具有多于一个激活检测位置 标记候选，则排除不应期内的第二位置标记候选。在一个实施方式中，合 适的不应期可大约为15ms。在其他实施方式中，合适的不应期可处于约 150ms至约200ms的范围。应该理解的是，在一些实施方式中不应期可以 是预设的，诸如在系统8的制造时预设并因此不能由用户选择或调节。

一旦确定了激活位置标记的最终设置，在121处分析边界条件以用于 确定更加有意义的CFE平均。例如，假设针对电描记图信号的给定时段的 时间t₁、t₂、…、t_N处的一组激活位置标记，该时段的CFE平均能够在119 处被计算：

本质上，在119处计算的CFE平均(例如，没有满意的边界条件)是 连续的激活位置标记之间的时间间隔的总和除以比位置标记数量小一的 数得到的。图8示出了电描记图信号的相同分析时段的两个插图(上和下)， 其中上面的信号在检查边界条件之前经历本发明的方法。确定两个激活位 置标记，其中它们之间时间间隔(并因此CFE平均)是41.8ms。图8的 下面的信号示意了边界条件的检查和添加。

为了检查边界条件，在123处，确定分析时段的开始和第一激活位置 标记之间的时间间隔(如图8的下面的信号上示意的)，以及在125处， 确定分析时段的结束和最终激活位置标记之间的时间间隔(也如图8的下 面的信号上示意的)。所确定的时间间隔分别与在119处由公式1计算的 CFE平均相比较以确定时间间隔的任何一个是否大于CFE平均。如果这 样的话，则在分析时段的开始和/或结束处增加虚拟的激活位置标记，然后 在127处重新计算CFE平均。例如，在将边界条件应用至图9的下面的信 号后，另外的激活位置标记被添加至整个分析时段的开始和结束。重新计 算的CFE平均是333.3ms。

图9示意了在同一分析时段上相同电描记图信号的比较，其中上面的 信号经历不考虑正偏转的激活检测方法，而下面的信号经历本文所述的双 向激活检测方法。如由设置在上面的信号中的箭头所示的，存在多个能够 由正偏转确定但由于没考虑正偏转而被忽略的心脏激活。因此，上面的信 号的CFE平均是125.4ms-表明生成信号的物理位置不是合适的消融靶 标。如果根据本发明方法考虑了正偏转，检测并标记另外的激活，从而使 得所得到的CFE平均是79.1ms—因此表明生成信号的物理位置是感兴趣 的可能的消融靶标。

类似的但具有不同电描记图信号的比较在图10中示出，其中上面的 信号(根据不考虑正偏转的激活检测方法分析的)产生187.9ms的计算的 CFE平均。下面的信号，根据本发明的考虑正偏转的方法分析，产生60.1ms 的计算的CFE平均

虽然上面以一定程度的特殊性描述了本发明的某些实施方式，但是在 不背离本发明的精神或范围的前提下，本领域技术人员能够对所公开的实 施方式做出多种变形。所有的方向参考(例如，上、下、向上、向下、左、 右、向左、向右、顶部、底部、之上、之下、垂直、水平、顺时针、以及 逆时针)仅用于标识目的以帮助阅读者理解本发明，并没有任何限制，特 别对于本发明的位置、方向、或用途。连接参考(例如，附接、耦接、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两种元件彼此直接 地连接和彼此固定地连接。以上说明书所包含的或附图中所示出的所有事 物应该解释为仅示意性而非限制性的。在不背离所附权利要求限定的本发 明的精神的前提下，可以做出细节或结构的改变。

当介绍本公开的元件或其各种版本、各实施方式、或其各方面时，冠 词“一”、“一个”、“该”、和“所述”旨在指代存在一个或多个元件。术 语“包括”、“包含”、和“具有”旨在为包括性的，意指除了所列举元件 之外还可以有另外的元件。指示特定方位的术语(例如，“顶部”、“底部”、 “侧面”等)的使用是为了便于描述且并非要求所述术语的任意特定方向。

在不偏离本发明的范围的情况下，能够对上述做出各种变形，以上说 明书中包含的和在附图中示出的应当被理解为示意性的而非限制性的。