相關(guān)申請交叉引用

本申請要求申請日2006年5月17日提交的美國臨時專利申請60/800,848(簡稱‘848申請)的權(quán)益。本申請還要求申請日2006年12月29日提交的、目前未決的美國申請11/647,276(簡稱‘276申請)的權(quán)益?！?48申請和‘276申請二者的所有內(nèi)容通過引用全部包括在本申請中，如同在此完全闡述。

以下共同未決申請的所有內(nèi)容通過引用全部包括在本申請中，如同在此完全闡述：2005年9月15日提交的美國申請11/227006；2004年4月6日提交的10/819027；要求2006年5月17日提交的美國臨時申請60/800858權(quán)益的2006年12月29日提交的11/647275；以及要求2006年10月12日提交的美國臨時申請60/851042權(quán)益的2006年12月29日提交的11/647298(其是要求2004年5月28日提交的美國臨時申請60/575411的權(quán)益的2005年5月27日提交的美國臨時申請11/139908的部分延續(xù))。

發(fā)明背景

技術(shù)領(lǐng)域

本發(fā)明涉及用于測量發(fā)生在患者組織的部分中的電活動并且用于可視化該電活動和/或與該電活動相關(guān)的信息的電生理學(xué)設(shè)備和方法。更具體地，本發(fā)明涉及該電活動和/或與該電活動有關(guān)的信息的三維映射。

背景技術(shù)：

本發(fā)明涉及產(chǎn)生人體解剖體的電生理學(xué)圖，包括例如人體心臟的電生理學(xué)圖。

現(xiàn)有傳統(tǒng)的建模系統(tǒng)使用諸如CT掃描、MRI、雷達(dá)成像、X射線成像和熒光鏡成像的技術(shù)來產(chǎn)生心臟的三維模型。通常使用三維建模技術(shù)來處理該數(shù)據(jù)。該成像技術(shù)通常在準(zhǔn)備患者治療和/或手術(shù)中是有用的，并且通常在治療和/或手術(shù)之前幾小時和在某些情況中幾天執(zhí)行該成像過程。

在該治療和/或手術(shù)期間，使用傳統(tǒng)的系統(tǒng)可以產(chǎn)生對于患者的電生理學(xué)圖。電生理學(xué)圖在與患者心臟的心房纖維性顫動的診斷和治療相結(jié)合時特別有用。但是電生理學(xué)數(shù)據(jù)被測量的點很少對應(yīng)于限定在治療之前所準(zhǔn)備的三維模型的數(shù)據(jù)點。

因此，需要進(jìn)行改進(jìn)，使得可以將電生理學(xué)數(shù)據(jù)和患者解剖體的三維表面模型關(guān)聯(lián)。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明通過提供直接映射電生理學(xué)測量結(jié)果到之前獲取的三維圖像的能力來擴(kuò)大心的電生理學(xué)映射系統(tǒng)的現(xiàn)有能力。

本發(fā)明提供結(jié)合治療時所獲取的電生理學(xué)測量結(jié)果來利用高分辨率圖像數(shù)據(jù)的能力。因此，為了改進(jìn)的治療，本發(fā)明允許不同技術(shù)的組合。

通過閱讀下述的說明書內(nèi)容和權(quán)利要求書并且參見附圖，本發(fā)明的前述和其它方面、特征、細(xì)節(jié)、使用和優(yōu)點將顯而易見。

本發(fā)明的實施例提供一種用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的方法，包括步驟：A)獲取心臟的至少部分的三維模型，包括心臟表面多個位置點的位置信息；B)獲取心的電生理學(xué)圖，包括多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量結(jié)果；C)從三維模型中的多個位置點中選擇位置點并且從該心的電生理學(xué)圖中確定兩個最接近的測量點；D)限定確定為與所選擇位置點最接近的該兩個測量點之間的Delaunay(德洛內(nèi))邊緣；對于三維模型中的多個位置點的每一個重復(fù)步驟C)和D)，用于限定連接心的電生理學(xué)圖中的多個測量點的至少一些的多個德洛內(nèi)邊緣；F)連接所述德洛內(nèi)邊緣來形成多個三角形；和G)從三維模型中識別多個位置點的其中一個，識別其邊緣包圍所識別的位置點的多個三角形的其中一個，并且使用在所識別的三角形的頂點的每一個處測得的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于插值法來分配電生理學(xué)水平到所識別的位置點。

所述方法還可選包括基于分配到單獨位置點的電生理學(xué)水平的相對幅度來分配顏色或者灰度到三維模型中的多個位置點的每一個單獨位置點，并且在電生理學(xué)水平已經(jīng)被分配到多個位置點的情況下，使用所分配到三維模型中的多個位置點的所述顏色呈現(xiàn)所述三維模型。

可選地，獲取心的電生理學(xué)圖的步驟還包括在心臟的部分中插入電極；將該電極沿著心臟表面置于多個測量點；接收沿著心臟表面的多個測量點的每一個的位置信息；接收在多個測量點的每一個處的電生理學(xué)測量結(jié)果；并且將電生理學(xué)測量結(jié)果和測量電生理學(xué)測量結(jié)果的各自測量點相關(guān)聯(lián)。

可選地，獲取心臟的至少部分的三維模型的步驟還包括在心臟的部分中插入電極；將該電極沿著心臟表面置于多個位置點；接收沿著心臟表面的多個位置點的每一個的位置信息；并且產(chǎn)生心臟的至少部分的三維模型，該三維模型包括沿著心臟表面的多個位置點的每一個的位置信息。

可選地，獲取心臟的至少部分的三維模型的步驟還包括在心臟的部分中插入電極；將該電極沿著心臟表面置于第一多個位置點；接收沿著心臟表面的第一多個位置點的每一個的位置信息；產(chǎn)生心臟的至少部分的初級三維幾何形狀，包括沿著心臟表面的第一多個位置點的每一個的位置信息；并且處理該初級三維幾何形狀以產(chǎn)生包括第二多個位置點的每一個的位置信息的三維模型，其中所述第二多個(位置點)包括來自該第一多個位置點的至少一些位置點。

可選地，處理該初級三維幾何形狀以產(chǎn)生三維模型的步驟可以包括處理該初級三維幾何形狀以產(chǎn)生具有第二多個位置點的每一個的位置信息的三維模型，其中所述三維模型具有高于初級三維幾何形狀的分辨率，使得第二多個位置點在數(shù)量上多于第一多個位置點。處理初級三維幾何形狀的步驟還可以包括利用平滑算法處理初級三維幾何形狀以產(chǎn)生具有用于第二多個位置點的每一個的位置信息的三維模型。可以使用包括CT掃描、MRI、雷達(dá)成像、X射線成像、熒光鏡成像、紅外成像、超聲波成像和其組合的技術(shù)來產(chǎn)生該三維模型。

可選地，從所述三維模型中的多個位置點中選擇位置點和從心的電生理學(xué)圖中確定該兩個最接近測量點的步驟還可以包括從三維模型中的多個位置點中選擇位置點，并且使用Kirsanov-Hoppe測地線算法來確定在距離上與所選擇位置點最接近的心的電生理學(xué)圖中的兩個測量點。此外，連接德洛內(nèi)邊緣成為三角形的步驟還可以包括使用還沒有連接到德洛內(nèi)邊緣的測量點來產(chǎn)生附加的三角形。

可選地，從所述三維模型中的多個位置點中選擇位置點和從心的電生理學(xué)圖中確定該兩個最接近的測量點的步驟可以包括從三維模型中的多個位置點中選擇位置點，并且使用Fast-Marching(快速行進(jìn))測地線算法來確定在距離上與所選擇位置點最接近的心的電生理學(xué)圖中的兩個測量點。

根據(jù)本發(fā)明的另一實施例，提供一種用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的方法，包括以下步驟：A)獲取心臟的至少部分的三維模型，包括心臟表面上多個位置點的位置信息；B)獲取心的電生理學(xué)圖，包括多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量結(jié)果；C)從三維模型中的多個位置點中選擇位置點并且從該心的電生理學(xué)圖中確定與所選擇位置點最接近的兩個測量點；D)限定確定為與所選擇位置點最接近的該兩個測量點之間的Delaunay(德洛內(nèi))邊緣；E)對于三維模型中的多個位置點中的每一個重復(fù)步驟C)和D)，用于限定連接心的電生理學(xué)圖中的多個測量點的至少一些的多個德洛內(nèi)邊緣；F)連接所述德洛內(nèi)邊緣形成三角形以產(chǎn)生三角化模型，并且使用新的三角形填充三角化模型中的任意空隙；G)識別與在最接近的德洛內(nèi)邊緣上的任意點相比較接近于測量點的該至少一個位置點，并且分配電生理學(xué)水平到至少一個位置點，其中所分配的電生理學(xué)水平與在測量點測得的電生理學(xué)測量結(jié)果相同；和H)使用在三角形的頂點的每一個處測得的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于插值法(例如重心插值)分配電生理學(xué)水平到位于三角形內(nèi)的至少一個位置點。

根據(jù)本發(fā)明的又一實施例，提供一種用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的系統(tǒng)，包括：建模處理器，用于產(chǎn)生心臟的至少部分的三維模型，其包括心臟表面上的多個位置點的位置信息；電生理學(xué)測量設(shè)備，用于產(chǎn)生心的電生理學(xué)圖，包括用于多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量結(jié)果，所述電生理學(xué)測量結(jié)果和測量電生理學(xué)測量結(jié)果的各自測量點相關(guān)聯(lián)；德洛內(nèi)邊緣處理器，用于處理三維模型中的多個位置點的子集，并且對于被處理的每一個位置點，確定在距離上與被處理的位置點最接近的在該心的電生理學(xué)圖中的兩個測量點，所述處理器限定多個德洛內(nèi)邊緣，每一個德洛內(nèi)邊緣包括確定為與每一被處理的位置點最接近的測量點的對；三角剖分處理器，用于基于多個德洛內(nèi)邊緣限定心的電生理學(xué)圖中的多個三角形；和投射處理器，使用和三角形的頂點的每一個相關(guān)的電生理學(xué)測量結(jié)果,基于插值法來分配電生理學(xué)水平到位于多個三角形的其中一個中的至少一個位置點。

可選地，所述處理器使用在德洛內(nèi)邊緣的端點處測量的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于雙線性插值來分配電生理學(xué)水平到位于德洛內(nèi)邊緣的接近閾值內(nèi)的至少一個位置點。

可選地，所述處理器還基于接近閾值內(nèi)的測量點處測得的電生理學(xué)測量結(jié)果來分配電生理學(xué)水平到至少一個位置點，其中所分配的電生理學(xué)水平和在測量點處的電生理學(xué)水平相同。

根據(jù)本發(fā)明的另一實施例，提供一種用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的方法，包括以下步驟：A)獲取心臟的至少部分的三維模型，包括心臟表面上多個位置點的位置信息；B)獲取心的電生理學(xué)圖，包括用于多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量；C)從三維模型中的多個位置點中選擇位置點并且從該心的電生理學(xué)圖中確定兩個最接近的測量點；D)限定確定為與所選擇位置點最接近的該兩個測量點之間的邊緣；E)對于三維模型中的多個位置點的每一個重復(fù)步驟C)和D)，用于限定連接心的電生理學(xué)圖中的多個測量點的至少一些的多個邊緣；F)連接所述邊緣以產(chǎn)生多個多邊形；并且G)從所述三維模型識別多個位置點的其中一個，識別邊緣圍繞所識別的位置點的多個多邊形的其中一個，并且使用在所識別的多邊形的頂點的每一個處測得的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于插值法分配電生理學(xué)水平到所識別的位置點。

根據(jù)本發(fā)明的又一實施例，提供一種用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的系統(tǒng)，包括：表面建?？刂破?，用于獲取心臟的至少部分的三維模型，包括心臟表面上的多個位置點的位置信息；電生理學(xué)測量設(shè)備，用于產(chǎn)生心的電生理學(xué)圖，包括對于多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量結(jié)果，所述電生理學(xué)測量結(jié)果和測量電生理學(xué)測量結(jié)果的各自測量點相關(guān)聯(lián)；邊緣處理器，用于處理三維模型中的多個位置點的子集，并且對于每個被處理的位置點確定在距離上與被處理的位置點最接近的在所述心的電生理學(xué)圖中的兩個測量點，所述處理器限定多個邊緣，每一個邊緣包括確定為與每一被處理的位置點最接近的測量點的對；幾何形狀處理器，用于基于多個邊緣限定心的電生理學(xué)圖中的多個多邊形；和映射投射器，使用和多邊形的頂點的每一個相關(guān)的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于插值法分配電生理學(xué)水平到位于多個多邊形的其中一個中的至少一個位置點。

可選地，所述處理器還使用在所述邊緣的端點處測量的電生理學(xué)測量結(jié)果基于雙線性插值來分配電生理學(xué)水平到位于接近邊緣的至少一個位置點。

可選地，所述幾何形狀處理器使用多個三角形來限定所述心的電生理學(xué)圖。所述映射投射器使用和三角形的頂點的每一個相關(guān)的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于插值法分配電生理學(xué)水平到位于三角形的其中一個中的至少一個位置點。

根據(jù)本發(fā)明的又一實施例，提供一種用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的計算機(jī)化的方法，包括以下步驟：A)接收解剖體的至少部分的三維模型，包括解剖體表面上多個位置點的位置信息；B)接收用于解剖體的電生理學(xué)圖，包括用于多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量結(jié)果；C)對于三維模型中的多個位置點中的每一個單獨位置點,使用計算機(jī)來確定與所述單獨位置點最接近的來自該電生理學(xué)圖的兩個測量點并且隨后限定包括所確定的測量點的對的邊緣；D)使用計算機(jī)來連接所述邊緣來形成封閉多邊形的網(wǎng)格；E)使用計算機(jī)來從位于邊緣圍繞所識別的位置點的封閉多邊形表面上的三維模型識別位置點，其中，所述計算機(jī)使用在邊緣圍繞所識別的位置點的多邊形的頂點的每一個處測得的電生理學(xué)測量結(jié)果，基于插值法分配電生理學(xué)水平到所識別的位置點；并且F)輸出包括用于多個位置點的位置信息和分配到多個位置點的每一個的電生理學(xué)水平的輸出文件。

根據(jù)本發(fā)明的另一實施例，提供用于映射電生理學(xué)信息到三維模型上的方法，包括以下步驟：A)獲取心臟的至少部分的三維模型，包括心臟表面上多個位置點的位置信息；B)獲取心的電生理學(xué)圖，包括用于多個測量點的位置信息和在多個測量點的每一個處實現(xiàn)的電生理學(xué)測量結(jié)果；C)使用三角剖分處理所述三維模型，從而產(chǎn)生包括多個三角形的細(xì)分的三維模型，該三角形中多個測量點的每一個為頂點；并且D)使用抽取算法處理細(xì)分的三維模型以產(chǎn)生包括第二多個三角形的修訂的三維模型，其中多個測量點的每一個為三角形的頂點。

可選地，所述三角剖分處理步驟被編程以禁止產(chǎn)生長于預(yù)定的距離閾值的三角形邊緣。

本實施例還可以包括使用Kirsanov-Hoppe或者Fast Marching測地線算法投射測量點的電生理學(xué)測量結(jié)果到細(xì)分的三維模型的頂點或者邊緣的步驟。

可選地，本實施例還可以包括基于分配的電生理學(xué)水平的相對幅度來分配顏色或者灰度到修訂的三維模型的每一個頂點，并且使用所分配到修訂的三維模型中的多個頂點的所述顏色呈現(xiàn)修訂的三維模型的步驟。

附圖說明

圖1為用于執(zhí)行心的電生理學(xué)檢查或者消融程序的系統(tǒng)的示意圖，其中可以確定和記錄一個或者多個電極的位置；

圖2為由具有多個遠(yuǎn)端電極的電生理學(xué)導(dǎo)管檢查的心臟的示意表示；

圖3為使用所記錄的電極位置數(shù)據(jù)點提供心臟腔室的表面的示例性方法的示意圖；

圖4為用于顯示心電圖和相關(guān)的電生理學(xué)信息給醫(yī)生的圖像用戶界面的示意描述；

圖5為圖4中描述的面板66的放大圖；

圖6示出沿著心臟的壁的不同位置收集的隨時間變化的電描記圖的并排視圖；

圖7示出沿著心臟的壁的不同位置收集的隨時間變化的電描記圖的并排視圖；

圖8示出時間域和頻率域中的典型的密質(zhì)(compact)和纖維心肌組織的電描記圖的并排比較；

圖9A示出電描記圖的時間域和頻率域信息的并排比較；

圖9B示出電描記圖的時間域和頻率域信息的并排比較，以交叉線示出多個頻譜帶中的能量；

圖10示出收集電描記圖和映射時間域和/或頻率域電描記圖信息到三維模型上的方法；

圖11說明心臟的部分的三維模型，此處同樣示出圖11的相同顏色版本(無附圖標(biāo)記)；

圖12說明圖11所示心臟的相同部分的電生理學(xué)數(shù)據(jù)圖，此處同樣示出圖12的相同顏色版本(無附圖標(biāo)記)；

圖13包括圖11的三維模型，其上從使用圖12測量的中點畫出距離線，此處同樣示出圖13的相同顏色版本(無附圖標(biāo)記)；

圖14示出圖11所示的心臟的相同部分的電壓圖，其中來自圖12的電生理學(xué)數(shù)據(jù)圖已經(jīng)被投射到圖11的三維模型上，此處同樣示出圖14的相同顏色版本(無附圖標(biāo)記)。

具體實施方式

本發(fā)明改進(jìn)系統(tǒng)能力以產(chǎn)生解剖體的改進(jìn)的電生理學(xué)映射。本發(fā)明不限于產(chǎn)生心臟的精確模型，但是為了說明的目的，此處通常將以用于心的組織的評估和治療的導(dǎo)航和定位系統(tǒng)為參考。此處描述的方法同樣可以應(yīng)用于人體解剖體其它部分的建模。為了說明本發(fā)明的目的，以下將描述用于產(chǎn)生心的組織的電生理學(xué)圖的技術(shù)。

存在用于產(chǎn)生心臟三維模型的多個傳統(tǒng)系統(tǒng)，包括使用諸如CT掃描、MRI、超聲波成像、雷達(dá)成像、X射線成像和熒光鏡成像的技術(shù)的系統(tǒng)。這些數(shù)據(jù)的輸出可以是多個x-y-z數(shù)據(jù)坐標(biāo)、球坐標(biāo)和/或用于提供三維圖像的其它格式。這些成像技術(shù)通常用于診斷中，以及用于準(zhǔn)備患者的治療和/或手術(shù)。有時，在治療和/或手術(shù)之前幾小時和在某些情況幾天執(zhí)行成像過程。

當(dāng)然，三維模型可以使用分段近似法，例如包括分段的CT或者M(jìn)RI掃描圖像。分段的模型說明三維圖像的分區(qū)已經(jīng)從較大的三維圖像數(shù)字分離，例如，右心房的圖像和心臟的其余部分分離。根據(jù)本發(fā)明還可以使用用于產(chǎn)生患者的部分的三維模型的其它方法和技術(shù)，包括例如美國專利6728562(‘562專利)中公開的方法和技術(shù)，其所有內(nèi)容通過引用包括在本申請中。

以下進(jìn)一步討論產(chǎn)生解剖體的三維模型的另外一些其它技術(shù)。

以下結(jié)合圖1討論用于產(chǎn)生電生理學(xué)圖的可用技術(shù)，圖1示出定位系統(tǒng)8的示意圖，該系統(tǒng)8通過導(dǎo)航心的導(dǎo)管和測量發(fā)生在患者11的心臟10中的電活動，并且三維映射電活動和/或與電活動相關(guān)或表征電活動的信息來進(jìn)行心的電生理學(xué)研究。系統(tǒng)8可以用于使用一個或者多個電極幫助產(chǎn)生解剖體模型。系統(tǒng)8還可以用于測量沿著心臟表面的多個點處的電生理學(xué)數(shù)據(jù)，并且存儲和在測量電生理學(xué)數(shù)據(jù)處的每一個測量點的位置信息相關(guān)聯(lián)的所測量的數(shù)據(jù)。

為了簡化，患者11示意性描繪為橢圓形。所示三組表面電極(例如，片電極)沿著X軸、Y軸和Z軸應(yīng)用到患者11的表面。X軸表面電極12、14沿著第一軸應(yīng)用到患者，諸如患者胸腔區(qū)域的側(cè)面上(例如應(yīng)用到患者每一臂下的皮膚)并且可以被稱為左和右電極。Y軸電極18、19沿著大體垂直于X軸的第二軸應(yīng)用到患者，諸如沿著患者的大腿內(nèi)側(cè)和頸部區(qū)域，并且可以被稱為左腿和頸部電極。Z軸電極16、22沿著大體垂直于X軸和Y軸的第三軸應(yīng)用，諸如在胸腔區(qū)域沿著患者的胸骨和脊骨，并且可以被稱為胸部和背部電極。心臟10位于這些表面電極對之間。附加的表面參考電極(例如，“腹片(belly patch)”)21提供用于系統(tǒng)8的參考和/或接地電極。腹片電極21為固定的心內(nèi)電極31的替代。此外，應(yīng)該理解患者11將具有大部分或者全部的傳統(tǒng)的心電圖(ECG)系統(tǒng)導(dǎo)聯(lián)到位。盡管圖1中沒有示出，但該ECG信息可用于系統(tǒng)8。

在優(yōu)選實施例中，定位/映射系統(tǒng)為St.Jude Medical,Atrial Fibrillation Division,Inc的EnSite導(dǎo)航和可視化系統(tǒng)。但是結(jié)合本發(fā)明可以使用其它定位系統(tǒng)，例如包括Biosense Webster，Inc的CARTO導(dǎo)航和定位系統(tǒng)以及Medtronic，Inc的LOCALISA心臟內(nèi)導(dǎo)航系統(tǒng)。以下專利(其都通過引用包括在本發(fā)明中)描述的定位和映射系統(tǒng)可以和本發(fā)明一起使用：美國專利6990370、6978168、6947785、6939309、6728562、6640119、5983126和5697377。

圖中還示出具有至少一個電極17(例如遠(yuǎn)端電極)的代表性導(dǎo)管13。所示代表性導(dǎo)管電極17貫穿說明書稱為“巡回電極(roving electrode)”或者“測量電極”。通常將使用導(dǎo)管13上或者多個此導(dǎo)管上的多個電極。例如，在一個實施例中，系統(tǒng)8可以包括患者心臟和/或脈管系統(tǒng)內(nèi)布置的多達(dá)12個導(dǎo)管上的多達(dá)64個電極。當(dāng)然，此實施例僅用于示例，并且在本發(fā)明的范圍內(nèi)可以使用任意數(shù)量的電極和導(dǎo)管。

在第二導(dǎo)管29上還示出可選的固定參考電極31(例如附于心臟10的壁)。為了校準(zhǔn)，該電極31可以是靜止的(例如附于或者接近心臟的壁)或者與巡回電極17以固定空間關(guān)系布置。固定參考電極31可以用于上述表面參考電極21的補充或者替換。在多個實例中，心臟10中的冠狀竇電極或者其它固定電極可以用作測量電壓和位移的參考。

每一表面電極耦合到多路開關(guān)24并且通過運行在計算機(jī)20上的軟件選擇電極對，其耦合該電極到信號發(fā)生器25。例如，計算機(jī)20可以包括傳統(tǒng)的通用計算機(jī)、專用計算機(jī)、分布式計算機(jī)或者任意其它類型的計算機(jī)。計算機(jī)20可以包括一個或者多個處理器，諸如單個中央處理單元、或者多個處理單元，通常稱為并行處理環(huán)境。

通常，通過一系列被驅(qū)動和感應(yīng)電偶極子產(chǎn)生三個額定垂直的電場，用于實現(xiàn)生物學(xué)導(dǎo)體中的導(dǎo)管導(dǎo)航。可替代的，這些垂直場可以被分解并且任意對的表面電極可以被驅(qū)動為偶極子用于提供有效的電極三角剖分。此外，此非垂直方法增強系統(tǒng)的靈活性。對于任意期望的軸，由一組預(yù)定驅(qū)動配置(源-匯點)導(dǎo)致的通過心內(nèi)電極17測得的電勢被代數(shù)組合以產(chǎn)生與沿著垂直軸通過簡單驅(qū)動均勻電流可以獲得的電勢同樣的有效電勢。

因此，可以選擇表面電極12、14、16、18、19、22中任意兩個作為關(guān)于接地參考(例如腹片21)的偶極子源極和漏極，同時未激勵的電極測量關(guān)于接地參考的電壓。布置于心臟10中的測量電極17暴露于來自電流脈沖的場中，并且相對于地(例如，腹片21)測量。在實踐中，心臟中的導(dǎo)管可以包括多個電極，并且可以測量每一電極的電勢。如上所述，至少一個電極可以被固定在心臟的內(nèi)表面以形成固定的參考電極31，其同樣相對于地測量。來自表面電極、內(nèi)部電極和虛擬電極的每一個的數(shù)據(jù)組都可以用于確定心臟10內(nèi)測量電極17或者其它電極的位置。

本領(lǐng)域普通技術(shù)人員可以容易認(rèn)識到測量電極17也可以用于測量電生理學(xué)數(shù)據(jù)，并且系統(tǒng)8可以用于存儲與測量電生理學(xué)數(shù)據(jù)的測量點的位置信息相關(guān)聯(lián)的電生理學(xué)數(shù)據(jù)(例如，電壓讀出，包括并不限于隨時間周期的電壓變化)。

例如，在軟件的控制下由A/D轉(zhuǎn)換器26測量所有的原始電極電壓數(shù)據(jù)并且由計算機(jī)20存儲。當(dāng)替換組表面電極被選擇并且剩余的非被驅(qū)動電極用于測量電壓時，該電極激勵過程快速且順序發(fā)生。此電壓測量結(jié)果的集合此處稱為“電極數(shù)據(jù)組”。在每一對表面電極的每一次激勵期間，軟件訪問在每一電極所實現(xiàn)的每一單獨電壓測量結(jié)果。

原始電極數(shù)據(jù)用于確定諸如巡回電極17的心臟內(nèi)部的電極和位于患者11的心臟和/或脈管系統(tǒng)中或周圍的任意數(shù)量的其它電極的三維空間(X，Y，Z)中的“基礎(chǔ)”位置。圖2示出延伸進(jìn)入心臟10的導(dǎo)管13，其可以是傳統(tǒng)的電生理學(xué)導(dǎo)管(有時稱之為“EP導(dǎo)管”)。圖2中，導(dǎo)管13延伸進(jìn)入心臟10的左心室50。導(dǎo)管13包括上述參照圖1討論的遠(yuǎn)端電極17并且具有附加電極52、54和56。由于這些電極的每一個存在于患者(例如，位于心臟的左心室)中，可以同時收集位置數(shù)據(jù)用于每一電極。此外，當(dāng)該電極相鄰該表面布置時，盡管不必要直接布置在心臟表面上，并且當(dāng)電流源25“關(guān)閉”(即，當(dāng)沒有表面電極對被通電時)，電極17、52、54和56的至少一個可以用于測量心臟10表面上的電活動(例如電壓)。

當(dāng)表面電極對施加電場到心臟上時，測量用于確定心臟內(nèi)電極的位置的數(shù)據(jù)。通過同時或者順序(例如多路復(fù)用)采樣多個(例如，多達(dá)12個導(dǎo)管中分布的62個電極)和/或者通過采樣患者(例如，心臟腔室)中被移動的一個或者多個電極(例如，巡回電極17)，可以收集多個電極位置。在一個實施例中，用于單獨電極的位置數(shù)據(jù)被同時采樣，其允許心跳的單個階段或者時期的數(shù)據(jù)收集。在另一個實施例中，與心跳的一個或者多個階段同步或者無需考慮心跳的任意具體階段，可以收集位置數(shù)據(jù)。當(dāng)收集心跳各階段數(shù)據(jù)時，對應(yīng)于沿著心臟的壁的位置的數(shù)據(jù)將隨時間變化。在一種變化中，相應(yīng)于外部或者內(nèi)部位置的數(shù)據(jù)可以用于分別確定在最大和最小容積時心臟的壁的位置。例如，通過選擇最外點，有可能產(chǎn)生表示最大容積時的心臟形狀的“外殼”。

電極數(shù)據(jù)也可以用于產(chǎn)生呼吸補償值來改進(jìn)電極位置的原始位置數(shù)據(jù)，如在美國專利申請公布2004/0254437中描述，其全部內(nèi)容通過引用包括在本申請中。電極數(shù)據(jù)也可以用于補償患者身體的阻抗的變化，如在2005年9月15日提交的共同未決的美國專利申請11/227580中描述，其全部內(nèi)容通過引用也包括在本申請中。

總之，系統(tǒng)8首先選擇一組表面電極并且隨后使用電流脈沖將其驅(qū)動。當(dāng)遞送電流脈沖時，測量并存儲剩余表面電極和體內(nèi)電極的至少一個處測得的電活動，諸如電壓。這里，如上所述可以執(zhí)行諸如呼吸作用和/或阻抗變化的偽像的補償。如上所述，通過系統(tǒng)8來收集與多個電極位置(例如，心內(nèi)電極位置)相關(guān)聯(lián)的不同的位置數(shù)據(jù)點。集中的每一點具有空間坐標(biāo)。在一個實施例中，系統(tǒng)8收集多達(dá)64個電極的位置數(shù)據(jù)點，這些電極可以同時或者互相緊密靠近的位于多達(dá)12個導(dǎo)管上。但是，可以收集較小的或者較大的數(shù)據(jù)組并且分別產(chǎn)生較不復(fù)雜和較低分辨率或者較復(fù)雜和較高分辨率的心臟的表示。

例如在相同或者之前的過程中，可以從該位置數(shù)據(jù)點產(chǎn)生患者的部分，例如，患者心臟的區(qū)域或者周圍脈管系統(tǒng)的區(qū)域的三維模型，或者可以使用在前產(chǎn)生的三維模型，例如分段的CT或者M(jìn)RI掃描圖像。分段的模型表示已經(jīng)從較大的三維圖像數(shù)字分離三維圖像的分區(qū)，例如，從心臟其余部分分離右心房的圖像。示例性的分段應(yīng)用包括ANALYZE(Mayo，Minneapolis，MN)、Verismo(St.Jude Medical,Inc.,St.Paul,MN)、和CardEP(General Electric Medical Systems,Milwaukee,WI)。當(dāng)從通過系統(tǒng)8收集的位置數(shù)據(jù)點產(chǎn)生三維模型時，例如在通過掃描心臟表面上一個或者多個電極的單個過程期間，數(shù)據(jù)的最外位置點可以用于確定對應(yīng)于患者心臟區(qū)域的體的形狀。

根據(jù)本發(fā)明，也可以使用用于產(chǎn)生患者的部分的三維模型的其它方法和技術(shù)。例如，可以使用諸如Qhull算法的標(biāo)準(zhǔn)算法來產(chǎn)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,"ACM Trans.,on Mathematical Software,22(4):469-483,Dec 1996中描述。用于計算凸包形狀的其它算法也已公知并且也可以適用于本發(fā)明的實現(xiàn)中。該表面隨后在更加均勻的網(wǎng)格上被再次采樣并且可以被插值以給出適度平滑的表面，所述表面被存儲為三維模型以在相同過程或者之后的過程中呈現(xiàn)給醫(yī)師。再次采樣的表面通?？梢跃哂懈髷?shù)量的數(shù)據(jù)點。還可以使用平滑算法處理該再次采樣表面，其將給幾何形狀一個更加平滑的外觀。例如，此三維模型提供來自點集的心臟區(qū)域的內(nèi)部的估計邊界。

圖3示意描述用于產(chǎn)生對應(yīng)于心臟腔室形狀的外殼的另一示例性方法。訪問在一段時間上識別心臟腔室內(nèi)的一個或者多個電極的位置數(shù)據(jù)點40的位置數(shù)據(jù)。該位置數(shù)據(jù)可以被表示為心臟腔室內(nèi)的點云。從而最遠(yuǎn)的位置數(shù)據(jù)點40對應(yīng)于松弛或者舒張狀態(tài)(對應(yīng)于最大容積)的心臟腔室的內(nèi)壁。通過圍繞多組位置數(shù)據(jù)點40配合“格”44的陣列，從該位置數(shù)據(jù)提供外殼或者表面。通過確定位置數(shù)據(jù)點40的云內(nèi)的平均中心點42并且隨后從該中心點42徑向向外延伸邊界，構(gòu)建格44。格44延伸到由格44包圍的切片內(nèi)的最遠(yuǎn)的位置數(shù)據(jù)點。應(yīng)該注意到盡管圖3以二維示意性表示，但格44是三維體。因此格44的徑向端部表面46近似于心臟腔室壁的表面。隨后可以使用常用的圖形明暗處理算法來“平滑”外殼的表面，從而產(chǎn)生在格44的徑向端部表面46。

在2006年12月29日提交的美國申請11/647275(其要求2006年5月17日提交的美國臨時申請60/800858的權(quán)益)中描述使用點云產(chǎn)生三維圖的另一個例子。在要求2006年10月12日提交的美國臨時申請60/851042的權(quán)益的2006年12月29日提交的美國申請11/647298(其是2005年5月27日提交的美國申請11/139908(其要求2004年5月28日提交的美國臨時申請60/575411的權(quán)益)的部分延續(xù))中描述了用于產(chǎn)生組織表面的三維圖的又一種技術(shù)。

可以測量不同的電生理學(xué)數(shù)據(jù)并且通過圖1所示系統(tǒng)8的顯示器23提供給心臟專家。圖4示出可以通過計算機(jī)20顯示的示例性計算機(jī)顯示器。例如，顯示器23可以用于顯示數(shù)據(jù)給用戶，諸如醫(yī)師并且呈現(xiàn)一定選項允許用戶定制系統(tǒng)8的配置用于具體應(yīng)用。應(yīng)該注意到，可以容易地修改顯示器上的內(nèi)容，并且所呈現(xiàn)的具體數(shù)據(jù)僅用于示例而且并不限制本發(fā)明。圖像面板60示出心臟腔室62的三維模型，來識別同時接收到去極化波形的區(qū)域，即以假顏色或者灰度映射到該模型的“等時線”。在一種變化中，該等時線被映射到對應(yīng)于他們從其獲取的電描記圖的三維坐標(biāo)(例如，X、Y、Z)。等時線也以指示條64作為圖例示出，識別與映射到三維模型的特定顏色或者灰度相關(guān)的信息。在此圖像中，一對導(dǎo)管上的多個電極的位置也被映射到三維模型。例如，可以映射到心臟表面模型的其它數(shù)據(jù)包括所測電壓的幅度以及信號關(guān)于心跳事件的時序關(guān)系。此外，心壁上具體位置測得的峰峰電壓也可以被映射以顯示降低傳導(dǎo)率的區(qū)域并且可以反映心臟的梗塞區(qū)域。

例如，在圖4所示變化中，指示條64以毫秒分級并且示出映射到三維模型的每一顏色或者灰度分配到具體時間關(guān)系。三維模型圖像62和指示條64上的顏色或者灰度之間的關(guān)系也可以由用戶參考面板66所示信息來確定。圖5示出圖4中描述的面板66的放大圖。在此變化中，面板66示出用于產(chǎn)生映射到圖4所示三維模型62上的等時線的定時信息。通常，基準(zhǔn)點被選作“零”時。例如，圖5中，出現(xiàn)在參考電極上的電壓的拐點70被用作產(chǎn)生等時線的基本定時點。該電壓可以從虛擬參考或者物理參考(例如圖1所示的巡回電極17)中獲取。在此變化中，對應(yīng)于基準(zhǔn)點的電壓軌跡在圖5標(biāo)以“REF”。巡回電極信號在圖5中描述并標(biāo)以“ROV”。電壓信號ROV的拐點72對應(yīng)于巡回電極31。顏色指示條65示出顏色或者灰度色調(diào)的分配，其分別用于參考和巡回電壓信號REF和ROV的拐點70和72之間可見的定時關(guān)系。

圖5的面板66上還示出對應(yīng)于巡回電極17的電壓信號ROV的幅度。隨時間變化信號ROV的幅度位于兩個可調(diào)整帶74和76之間，其可以用于設(shè)置信號ROV的峰峰電壓的選擇標(biāo)準(zhǔn)。在具體實現(xiàn)中，具有低峰峰電壓的心臟區(qū)域為梗塞組織的結(jié)果，而將峰峰電壓轉(zhuǎn)換為灰度，或者假顏色的能力允許識別梗塞或者萎縮的區(qū)域。此外，隨時間變化的信號“V1”還被示出并且對應(yīng)于表面參考電極，諸如傳統(tǒng)的ECG表面電極。例如，信號V1可以將用戶(諸如醫(yī)師)定向到在患者表面上探測的同樣的事件。

和患者心臟中和/或圍繞患者心臟的EP活動相關(guān)的不同時間域信息可以被映射到該三維模型。例如，在巡回電極和參考電極處測得的動作電勢的時間差、巡回電極處測得的動作電勢的峰峰電壓和/或巡回電極測得的動作電勢的峰值負(fù)電壓可以被映射到三維模型。在一個實施例中，來自多達(dá)62個巡回電極的EP活動可以被收集并且映射到三維模型。

復(fù)碎裂電圖(complex fractionated electrogram，CFE)和頻率域信息也可以被映射到三維模型。例如，CFE信息可以用于識別和引導(dǎo)心房纖維性顫動的消融目標(biāo)。CFE信息涉及不規(guī)則的電激勵(例如心房纖維性顫動)，其中，電描記圖包括電描記圖的基線的至少兩個分立的偏差和/或擾動，該電描記圖具有延長的激勵復(fù)雜度的持續(xù)偏差(例如大于10秒周期)。具有很快和連續(xù)激勵的電描記圖例如與具有短不應(yīng)期和小折返的心肌保持一致。例如，圖6示出一系列電描記圖。(圖6和下述文章相關(guān)：NADEMANEE,Koonlawee,M.D.,FACC,等人著.,A new approach for catheter ablation of atrial fibrillation:Mapping of the electrophysiologic substrate,Journal of the American College of Cardiology,(2004)Vol.43,No.11,2044-53.)。前兩個電描記圖RAA-prox和RAA-dist包括來自患者的右心房的典型電描記圖，諸如分別來自患者右心房中的近端巡回電極和遠(yuǎn)端巡回電極。第三個電描記圖LA-roof包括CFE電描記圖，諸如來自患者左心房的頂端。在第三電描記圖LA-roof中，電描記圖中所示數(shù)字表示的周期長度基本上短于在前兩個電描記圖RAA-prox和RAA-dist中所示的數(shù)字表示的周期長度。在圖7中所示的另一個例子中，第一電描記圖RA-Septum相比于第二電描記圖RA包括由箭頭指示的快速和連續(xù)激勵。例如，該快速和連續(xù)激勵和具有短不應(yīng)期和小折返的心肌組織保持一致，例如心房纖維性顫動“巢(nest)”。

從通過電極所收集的EP信息(例如，電描記圖)中可以探測CFE信息的存在，例如，通過監(jiān)測電描記圖分段中的偏差個數(shù)；計算電描記圖分段中的偏差之間的平均時間；監(jiān)測電描記圖的周期長度中偏差之間的隨時間變化；并且計算電描記圖的斜率、導(dǎo)數(shù)和幅度。例如，離散激勵具有在特定時間周期上測得的相關(guān)的峰峰值。該峰峰值可以用于量化離散激勵。如圖5中所示，離散激勵的時刻可以被標(biāo)記在用戶顯示器上的電描記圖上。電描記圖碎裂的時刻和/或其它的量化可以被用于確定CFE信息的存在和/或缺失。例如，預(yù)定時間周期內(nèi)的離散激勵之間的平均間隔可以被用作量化給定電描記圖的碎裂程度的指標(biāo)。在此例中，如果在給定時間周期內(nèi)僅有一個離散激勵，可以分配值1到電描記圖，如果在給定時間周期內(nèi)存在多于一個離散激勵，則分配較低或者較高值。例如，另一個量化可以包括量化電描記圖的離散激勵之間的時間上的變化。時間域的這些或者其它量化可以與電描記圖的形態(tài)學(xué)相關(guān)，并且又基于被進(jìn)行電描記圖采樣的區(qū)域的基礎(chǔ)生理學(xué)。

在診斷心房纖維性顫動和引導(dǎo)消融導(dǎo)管中，通過量化電描記圖中的碎裂可以識別對應(yīng)于開始和保持心房纖維性顫動的生理學(xué)機(jī)制的電描記圖。這些量化又可以用于識別消除心房纖維性顫動而將要被消融的區(qū)域。心的腔室的萎縮區(qū)域中的舒張中期電勢也可以通過量化心臟區(qū)域中收集的電描記圖的碎裂來識別。健康的組織將對應(yīng)于沒有碎裂的電描記圖(即，單個離散激勵)，而不健康組織(例如，萎縮組織)將對應(yīng)于碎裂的電描記圖(即多個離散激勵和/或基線的擾動)。電描記圖中的CFE信息的時刻或者其他量化隨后可以被映射到上述的三維模型中。

對于從所收集的EP信息分析和映射的時間域信息的補充和/或替代，頻率域信息也可以被映射到三維模型。例如，在一個實施例中，快速傅里葉變換(FFT)或者轉(zhuǎn)換隨時間變化信號為頻率域信息的其他方法可以被用于轉(zhuǎn)換所收集的信號到頻率域。頻率域描述表示隨時間變化電描記圖信號的頻率分量的能量或者功率的譜。FFT和其他變換方法為本領(lǐng)域內(nèi)公知并且在此處將不進(jìn)一步詳細(xì)描述。

圖8示出共同形成心臟的壁的密質(zhì)心肌和纖維心肌的并排比較。密質(zhì)心肌組織包括多組緊密連接細(xì)胞，該細(xì)胞在心臟的去極化期間以均勻方式通過在任意方向上以同樣速度傳送電活動來傳導(dǎo)電活動。但是，纖維心肌組織通常包括松散連接細(xì)胞，諸如神經(jīng)、脈管和心房組織之間的過渡。通過細(xì)胞的拉伸和/或退化導(dǎo)致這些受損組織之間的弱連接，也可以形成纖維心肌組織。在A行中，第一列示出心臟的壁去極化期間的密質(zhì)心肌組織的均勻或者一致激勵。但在第二列中，示出去極化期間的纖維心肌組織的不規(guī)則激勵，其中波通過不同股的纖維心肌組織或者纖維心肌組織的不同部分時以不同速率傳播，從而在心肌的不同部分導(dǎo)致不同步的收縮。

在B行中，示出了心跳的去極化階段期間的密質(zhì)心肌組織和纖維心肌組織的時間域電描記圖信號。如圖8中所示，時間域電描記圖信號通常包括用于密質(zhì)心肌組織(列1中所示)的兩相或者三相形狀和用于纖維心肌組織(列2中所示)的更多相形狀。最后，行C中示出用于密質(zhì)心肌組織和纖維心肌組織的行B的電描記圖信號的頻率域。通過對行B列1的密質(zhì)心肌組織和行B列2的纖維心肌組織所示的隨時間變化電描記圖的時間周期上執(zhí)行FFT,獲得頻率域。如圖8的行C中所示，用于密質(zhì)心肌組織的頻率譜通常包括圍繞基頻的單個峰值處的較大幅度，而由于多個諧波頻率分量所引起的頻率的右移位，纖維心肌組織的頻率譜通常包括在其基頻處的較小幅度。

如圖8中所示，纖維心肌組織可以在心臟的去極化期間引起電活動的不規(guī)則的波前。纖維心肌組織與密質(zhì)心肌組織的比率越大，越可能具有心房纖維性顫動的傾向。在此區(qū)域中，“心房纖維性顫動巢”(或“AFIB巢”)可以被識別為心房纖維性顫動的可能源。因此，通過使用頻率域信息，醫(yī)師可以進(jìn)一步識別導(dǎo)致心房纖維性顫動的可能問題點。

從電描記圖信號的頻率譜可以獲取多個數(shù)字的指標(biāo)。然后任意這些指標(biāo)可以被映射到患者心臟的三維模型以允許諸如醫(yī)師的用戶來識別對應(yīng)于具體特性的心臟的壁上的位置。在本發(fā)明的一個示例性變化中，可以在通過FFT已經(jīng)獲取的頻率譜中識別電描記圖信號的主頻。例如，如圖9A中所示，典型的正?；蛘呙苜|(zhì)心肌組織可以在頻譜中具有單個峰值，而纖維心肌組織具有多于密質(zhì)心肌組織的頻譜峰值(spectral peaks)。對于如上所述的三維模型上的心臟的壁周圍的多個點可以確定頻譜峰值的數(shù)量。(圖7-9A和下述文章相關(guān)：PACHON,Jose,C,等人著.,A new treatment for atrial fibrillation based on spectral analysis to guide the catheter RF-ablation,Europace,(2004)6,590-601,The European Society of Cardiology.)

在本發(fā)明的另一個變化中，在主頻處的最大峰值幅度可以由電描記圖信號的頻率譜被確定并且可以被映射到心臟的三維模型。例如，在圖9A中，可以看到密質(zhì)心肌組織在主頻處的最大峰值幅度較高，大約為175dB mV，而纖維心肌組織在主頻處的最大峰值幅度較低，大約為80dB mV。這些值也可以被映射到心臟的三維模型上。

在又一種變化中，可以確定頻率域一個帶的能量與頻率域的第二帶的能量的比率并且將該比率映射到心臟的三維模型。例如，圖9B示出60-240Hz通帶中的能量和低于60Hz的能量的比率，纖維心肌組織的電描記圖的頻譜中的比率大于密質(zhì)心肌組織的電描記圖的頻譜中的比率。

雖然已經(jīng)在此處描述了能夠被轉(zhuǎn)換成患者心臟的三維圖的時間域和頻率域信息的例子，本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員可以認(rèn)識到其它時間域和頻率域信息也可以被確定并被映射到三維模型。例如，從時間域或者頻率域可以確定下述信息并且將其映射到三維模型：所關(guān)注的低頻或者高頻通帶(例如,以Hz表示)；通帶中具有最大能量的頻率(例如，以Hz表示)；通帶中的多個峰值(例如，計數(shù))；每一峰值的能量、功率和/或面積(例如，以dB表示)；每一峰值中的能量和/或面積和另一通帶中的每一峰值中的能量和/或面積的比率、以及頻譜中每一峰值的寬度(例如，以Hz表示)。

圖10示出用于在時間域和/或頻率域中確定來自隨時間變化電描記圖的信息并且用于映射該信息到三維模型(例如，心臟)的方法的一個例子。在操作100中，多個電極(例如接觸或者非接觸、單級或者雙極映射電極)用于采樣隨時間變化的電描記圖信號。例如，該電描記圖信號可以沿著心臟的壁和/或周圍脈管系統(tǒng)在多個地點被采樣。

隨后在操作102中，在隨時間變化的電描記圖的時間周期上執(zhí)行FFT以確定電描記圖的頻率域信息。在操作104中，可以顯示時間域和/或頻率域信息的實時顯示。隨后在操作106中，確定一個或者多個參數(shù)。上面描述了示例性的參數(shù)，并且例如包括巡回電極和參考電極之間的時間差；巡回電極的峰峰電壓；巡回電極的峰值負(fù)電壓；CFE信息；電描記圖信號的主頻；該主頻處的最大峰值幅度；頻率域一個帶中能量和頻率域第二個帶中能量的比率；所關(guān)注的低頻或者高頻通帶；通帶中具有最大能量的頻率；通帶中的多個峰值；每一峰值的能量、功率和/或面積；每一峰值的能量和/或面積與另一個通帶的每一峰值的能量和/或面積的比率；和頻譜中每一峰值的寬度。在操作108中將顏色、顏色深淺和/或灰度分配給將被識別的參數(shù)的值，并且在操作110中，對應(yīng)于由電極采樣的電描記圖的參數(shù)的顏色、顏色深淺和/或灰度被連續(xù)并且實時更新到三維模型(例如心臟)上。

感興趣的一個具體區(qū)域為包括自主神經(jīng)細(xì)胞的心臟的區(qū)域映射?？梢杂成銭CG信息來識別電傳播通過心臟的局灶。電信號的開始點通常為自主細(xì)胞束或者神經(jīng)中樞叢(ganglia plexi)。對于自主細(xì)胞中機(jī)能故障引發(fā)的任意心律不齊的范圍，對于此機(jī)能故障探測的能力可以顯著的增強治療效果并且最小化治療的范圍。在頻率域中映射該復(fù)分段的電描記圖的具體優(yōu)點是其有能力快速識別和定位心律不齊的區(qū)域。例如，如果確定特定自主神經(jīng)束為纖維顫動的根源，對準(zhǔn)此初始神經(jīng)系統(tǒng)輸入的區(qū)域而不是治療多個纖維組織的區(qū)域大致可以降低治療所述情況所需的損傷的數(shù)量。

如上所述，在定位需要治療的組織中，電生理學(xué)數(shù)據(jù)可以非常有用。但是對于映射該電生理學(xué)數(shù)據(jù)到心臟的三維模型上存在挑戰(zhàn)?，F(xiàn)在描述根據(jù)本發(fā)明的投射過程。

如上所述，至少一個EP導(dǎo)管的電極在心臟表面上移動并且在移動中其探測心臟的電激勵或者心臟表面上的其它EP信號。在每一次測量期間，連同EP電壓或者信號的值，標(biāo)注導(dǎo)管電極的實時位置。位置點和相關(guān)測量結(jié)果的集合在此稱為“EP數(shù)據(jù)集”。此數(shù)據(jù)隨后被投射到三維模型的表面對應(yīng)于獲取所采樣的EP數(shù)據(jù)時的電極位置。由于該模型不是在定位表面電極被加電時產(chǎn)生，投射過程可以用于布置電的信息到幾何形狀表示的最接近的心臟表面。在一個示例性實施例中，例如，根據(jù)EP數(shù)據(jù)集中的單個最接近的位置的值，三維模型的表面上的每一點被著色或者施以灰度陰影。此新點用作呈現(xiàn)給醫(yī)師的圖像中的EP數(shù)據(jù)的表示的“位置”。

在另一個實施例中，使用新的和改進(jìn)技術(shù)映射EP數(shù)據(jù)到三維模型上。由于測量該EP數(shù)據(jù)的點可能與用于產(chǎn)生三維模型的物理位置不是相同的集合，該EP數(shù)據(jù)必須被投射到三維模型的表面上。在此優(yōu)選實施例中，該EP數(shù)據(jù)被投射到三維模型上用于顯示。該EP數(shù)據(jù)值(峰值電壓、激勵時間、最大頻率或者其它量值)也必須被插值到三維幾何形狀的點上。一旦該EP數(shù)據(jù)被投射到三維模型上，EP數(shù)據(jù)可以根據(jù)標(biāo)準(zhǔn)的計算機(jī)圖形技術(shù)被轉(zhuǎn)換為顏色并且被呈現(xiàn)。必須確定將三維模型關(guān)聯(lián)到EP數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)的方法。對于多個表面插值問題，期望產(chǎn)生數(shù)據(jù)點的好的三角剖分’將其連接到填充x-y平面(2維)的三角形中。隨后使用此三角形的三個端點的平滑加權(quán)平均，可以近似在平面內(nèi)的任意點的數(shù)據(jù)值。此基于三角剖分的插值公知為重心插值，但可以理解，其還可以使用插值的其它公知方法。在一般的二維空間中，通?？梢允褂梅Q之為德洛內(nèi)三角剖分的特定三角剖分，并且其公知可以給出最優(yōu)結(jié)果。德羅內(nèi)三角剖分與Voronoi圖緊密相關(guān)，其中Voronoi圖是指：圍繞每一數(shù)據(jù)點的一組區(qū)域，其相對于任意其它點更為接近那個數(shù)據(jù)點。更具體地，其Voronoi區(qū)域互相接壤的每一對數(shù)據(jù)點由德洛內(nèi)三角剖分中的邊緣連接。但可以相信不存在公知的算法用于計算隨機(jī)和復(fù)雜表面(諸如結(jié)合本發(fā)明所述的心臟的三維模型)上的德洛內(nèi)三角剖分。該優(yōu)選實施例的方法如下計算對德洛內(nèi)三角剖分的好的近似。每一EP數(shù)據(jù)點被投射到三維模型上其最接近的點，并且這些所投射的點被搜索來確定Voronoi鄰居。在三維模型中選擇頂點，并且在EP數(shù)據(jù)圖中搜索最接近于三維模型中的該頂點的兩個EP數(shù)據(jù)點。通常，首先搜索與所選頂點相鄰的EP數(shù)據(jù)點，并且通常隨后搜索鄰居的鄰居，直到發(fā)現(xiàn)兩個最接近的EP數(shù)據(jù)點。具有高可能性，這些數(shù)據(jù)點具有互相接壤的Voronoi區(qū)域，并且從而該兩個點由德洛內(nèi)邊緣連接。對于三維模型中的每一個其它頂點重復(fù)此過程。隨后，由此組德洛內(nèi)邊緣形成多個三角形，可知每一邊緣應(yīng)該為正好兩個三角形的部分。如果所產(chǎn)生的三角剖分具有任意“孔”’四個或者更多邊緣的圈沒有包括任意三角形’則通過遞歸增加連接圈的兩個數(shù)據(jù)點的最短新的邊緣可以來填充這些孔。盡管近乎所有邊緣已發(fā)現(xiàn)為德洛內(nèi)邊緣，但因為兩個最接近數(shù)據(jù)點算法沒有發(fā)現(xiàn)每一個德洛內(nèi)邊緣，這就很有必要。一旦EP數(shù)據(jù)點已經(jīng)被收集進(jìn)入此三角剖分中，所測量的數(shù)據(jù)可以被插值到三維模型的每一個頂點上。大部分頂點位于其中一個德洛內(nèi)三角形的內(nèi)部，并且將使用在三角形的三個數(shù)據(jù)點的每一個處測得的EP數(shù)據(jù)來插值。一些頂點可以與三角形邊緣足夠接近(例如，其位于或者很接近于三角形邊緣)，使得將被分配的值將從兩個端點的各自測量結(jié)果被雙線性插值。優(yōu)選地，可以設(shè)置閾值以顯示在施加雙線性插值之前該頂點必須與邊緣多接近。幾個頂點可以比任意邊緣或者三角形更接近于數(shù)據(jù)點，在此情況中，頂點必須被分配與所接近的數(shù)據(jù)點同樣的EP數(shù)據(jù)。優(yōu)選地，可以設(shè)置閾值以顯示在分配測量點的值之前該頂點必須與測量點多接近。一旦EP數(shù)據(jù)值已經(jīng)被分配給三維模型中的多個點，隨后產(chǎn)生牢固的顏色圖，并且優(yōu)選地，使用平滑算法平滑該顏色圖以提供臨床合理的顏色呈現(xiàn)，其中，三維模型中的點僅從接近測量點處采用的測量結(jié)果獲得它們的顏色。

在圖11-14的上下文中將討論在前段中描述的實施例。圖11為心臟的部分的三維模型，其中使用三角剖分已經(jīng)連接該位置點91。該表面可以在更加均勻的網(wǎng)格上再次采樣并且可以被進(jìn)一步插值來給出合理的平滑表面，其被存儲為三維模型用于在相同或者之后的程序期間顯示給醫(yī)師。再次采樣的表面通常具有更大量的數(shù)據(jù)點。還可以使用平滑算法處理再次采樣的表面，給幾何形狀更加平滑的外觀。例如，該三維模型從該組點提供心臟區(qū)域的內(nèi)部的估計邊界。表示EP數(shù)據(jù)集中的數(shù)據(jù)測量點的標(biāo)記92已經(jīng)被重疊在圖11中的三維模型上。如前所述，用于EP數(shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)測量點(由標(biāo)記92表示)的位置通常不再是與位置點91的同樣的位置。因此，標(biāo)記92有時全部位于三角形內(nèi)，并且在其他時間顯示在三角形的邊緣上或者接近該邊緣。

圖12示出包括一系列測量點93的EP數(shù)據(jù)集，每一測量點具有相應(yīng)的電壓水平。該電壓水平由標(biāo)記92表示，改變標(biāo)記92的顏色用于顯示該電壓水平。

可以理解圖12中描述的EP數(shù)據(jù)集與圖11中的總體幾何形狀相同，可以觀察到EP數(shù)據(jù)集的測量點93并不對應(yīng)于三維模型的位置點91，雖然使用相同心臟的相同區(qū)域產(chǎn)生。其缺乏一對一的位置對應(yīng)關(guān)系，這產(chǎn)生投射所測EP數(shù)據(jù)到三維模型的需求。為了幫助投射過程，從包括圖11的三維模型的多個位置點91中選取位置點91。接下來，將所選擇位置點91的位置和多個測量點93的至少一個子集的位置相比較，用于確定與所選擇位置點91最接近的兩個測量點93。該最接近的測量點對被認(rèn)為形成德洛內(nèi)邊緣94(其在圖12上以綠線畫出)，很有可能所識別的最接近的測量點93的對為Voronoi鄰居?？梢允褂萌我鈹?shù)量的設(shè)計用于估計距離的算法(包括諸如Kirsanov-Hoppe或者Fast Marching測地線算法)來識別最接近的測量點?；谂c所選擇位置點的接近程度對測量點對的識別可以被重復(fù)來識別附加的德洛內(nèi)邊緣。在訪問對于每一個位置點最接近的測量點對的過程中，很可能形成多個三角形。如果此算法之后，仍然剩余不是三角形的部分的位置點，則通過畫線到其它測量點來形成三角形關(guān)系，給可以使用最短距離線連接的那些測量點最優(yōu)選擇(優(yōu)選產(chǎn)生長度較短的三角形邊緣)。

當(dāng)所選擇位置點91和其各自的最接近測量點93對之間的接近關(guān)系可以使用多種方法跟蹤時，在圖12和圖13中均圖形示出這種關(guān)系。在圖12中，大部分德洛內(nèi)邊緣的中點95具有與中點95接觸的至少一條并且通常多條線(他們以暗色、紅色墨水示出)。這些線表示與三維模型中的多個位置點的連接。存在到具體位置點的線意味著對于該具體位置點，確定最接近的測量點對為形成所識別的德洛內(nèi)邊緣的對。圖12和13中示出同樣的紅色線，但是圖12所示具有德洛內(nèi)邊緣，而圖13所示具有三維模型。圖13包括圖11的三維模型，距離線加在其上用于識別三維模型中的所選擇位置點和最接近所選擇位置點的德洛內(nèi)邊緣之間的關(guān)系。當(dāng)EP圖的測量數(shù)據(jù)被投射到三維模型的位置點上時，使用這些關(guān)系。這些紅線僅確定在三角剖分中使用哪些德洛內(nèi)邊緣；其不被用于指示從哪個德洛內(nèi)邊緣插值三維模型的多個位置點。

以下描述EP數(shù)據(jù)值的實際投射。相對于已被用于建模EP數(shù)據(jù)集的三角形，訪問三維模型中的每一位置點。理論上，如果三維模型被加到EP數(shù)據(jù)集的三角化模型上時，位置點和三角形之間的關(guān)系就更易于觀察。大部分位置點91將位于EP數(shù)據(jù)集的三角化模型的其中一個三角形的內(nèi)部，并且被分配到該位置點91的EP數(shù)據(jù)值可以基于三角形三個頂點(測量位置93)的測量值使用重心插值法來插值。本領(lǐng)域內(nèi)公知重心插值并且其為一種優(yōu)選方法。但是可以理解也可以使用其它已知的插值方法。一些位置點91可以很接近于三角形邊緣(例如位于三角形邊緣上或與其很接近)，使得所分配的值從邊緣的兩個端點的各自已測EP數(shù)據(jù)值被雙線性插值。一些位置點91比任意邊緣或者三角形更接近于測量點，在此情況，位置點91將被分配與在最接近的測量點處被測量的值同樣的EP數(shù)據(jù)值。一旦EP數(shù)據(jù)值已經(jīng)被分配給三維模型中的多個點(并且優(yōu)選地，三維模型的所有位置點)，則該三維模型(與其對應(yīng)的分配的EP數(shù)據(jù)值)可以被送至著色程序，其可以基于所分配的EP數(shù)據(jù)水平(例如，峰值電壓、激勵時間、最大頻率或者其它量值)著色該三維模型。圖14表示來自該著色程序的輸出，其中色彩表示通過將圖12的EP數(shù)據(jù)圖投射到圖11的三維模型上而分配的不同電壓水平。

在又一實施例中，使用包括細(xì)分該三維模型的技術(shù)，該EP數(shù)據(jù)被映射到該三維模型。具體地，使用三角剖分以這樣的方式細(xì)分該三維模型：使得所有的EP數(shù)據(jù)點頂點位于細(xì)分的三維模型中。隨后可以使用網(wǎng)格粗化(mesh-coarsening)或者抽取算法(允許人們指定輸出頂點集，其將被指定為正好就是EP數(shù)據(jù)點的集)處理細(xì)分后的三維模型。抽取程序可以隨后決定三維模型上的點的正確連接。在此實施例中，優(yōu)選地，使用Kirsanov-Hoppe或者Fast Marching測地線算法，EP數(shù)據(jù)的每一個頂點被投射到最接近的頂點或者細(xì)分的三維模型的邊緣。抽取程序的輸出隨后可以被送至著色程序，其可以基于三維模型的電壓水平對三維模型進(jìn)行著色。也可以認(rèn)識到長于預(yù)定距離閾值的德洛內(nèi)邊緣將被禁止。

盡管以上以一定程度的特殊性描述本發(fā)明的多個實施例，但本領(lǐng)域內(nèi)的普通技術(shù)人員可以在不脫離本發(fā)明的精神或范圍情況下做出對這些公開實施例的多種改變。例如，當(dāng)上述說明書描述映射到三維模型的數(shù)據(jù)時，數(shù)據(jù)也可以被映射到任意的圖，包括但不限于二維或者三維、靜態(tài)或隨時間變化的圖像或者模型。所有方向性的參考(例如上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、頂、底、上面、下面、垂直、水平、順時針和逆時針)僅用于說明以幫助讀者理解本發(fā)明，而不是對本發(fā)明進(jìn)行限制，特別是對于本發(fā)明的位置、取向或者使用。連接關(guān)系參考(例如，附著、耦合、連接等)廣義上理解，其可以包括元件連接之間的中間部分和元件之間的相對移動。因此，連接關(guān)系參考并不必要是指兩個元件直接相連并且互相之間具有固定關(guān)系?？梢岳斫馍鲜稣f明書包含或者附圖中示出的所有內(nèi)容僅用于說明而非限制。在不脫離由所附權(quán)利要求書限定的本發(fā)明的精神情況下，可以對本發(fā)明做出細(xì)節(jié)或結(jié)構(gòu)中的改變。