一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统

摘要

本发明涉及与心脏表面有关的生理信息的确定和/或表示。在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统，所述系统包括：一个或多个电极，用于在包括多个心脏搏动周期的时间段上测量所述患者心腔中的多个位置处的信号，所述信号中的至少一些响应于所述患者心腔中的电活动；和电子处理器，所述电子处理器耦合到所述一个或多个电极，其中，所述电子处理器被配置为：将算法应用于所述测量信号中的一个或多个特定信号以确定所述特定信号中的触发事件；基于所述触发事件而根据心脏搏动周期来将在所述一个或多个电极处所测量的信号彼此同步；以及基于所述已同步的测量信号以及所述导管电极的位置来生成所述患者心脏的电解剖表示。

权利要求

1.一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统，所述系统包括：

一个或多个电极，用于在包括多个心脏搏动周期的时间段上测量所述患者心腔中的多个位置处的信号，所述信号中的至少一些响应于所述患者心腔中的电活动；和电子处理器，所述电子处理器耦合到所述一个或多个电极，其中，所述电子处理器被配置为：将算法应用于所测量的信号中的一个或多个特定信号以通过以下方式来确定所述特定信号中的触发事件：选择部分的所述特定信号以进行处理从而基于所测量的信号的第二不同信号来确定所述触发事件；

处理第二信号以确定在时间上与所述特定信号中的潜在错误触发事件对应的事件，并且通过选择排除了包括所述潜在错误触发事件的时间段的部分的所述特定信号来选择部分的所述特定信号以进行处理从而确定所述触发事件；

基于所述触发事件而根据心脏搏动周期来将在所述一个或多个电极处所测量的信号彼此同步；以及基于已同步的所测量的信号以及所述一个或多个电极的位置来生成所述患者心脏的电解剖表示。

2.如权利要求1所述的系统，其中，所述电子处理器被配置为：通过选择部分的所述特定信号从用于基于所测量的信号的第二不同信号确定触发事件的处理中进行排除，来选择部分的所述特定信号以进行处理从而基于所测量的信号的第二不同信号来确定所述触发事件。

3.如权利要求1所述的系统，其中，所述电子处理器被配置为：通过选择部分的所述特定信号来纳入用于基于所测量的信号的第二不同信号确定触发事件的处理中，来选择部分所述特定信号以进行处理从而基于所测量的信号的第二不同信号来确定所述触发事件。

4.如权利要求1所述的系统，其中，所述一个或多个电极包括心内导管上的一个或多个电极。

5.如权利要求1所述的系统，其中，所述电子处理器被配置为：通过处理已同步的所测量的信号基于在所述多个位置处的所述所测量的信号来确定在心内膜表面的多个定位处的生理信息以生成所述患者心脏的电解剖表示。

6.如权利要求1所述的系统，其中，所述电子处理器被配置为：通过至少部分地基于逆拉普拉斯算子处理所述测量信号来确定生理信息以生成所述患者心脏的电解剖表示。

7.如权利要求5所述的系统，其中，所述电子处理器进一步被配置为：显示患者心脏的所述电解剖表示的至少一部分。

8.如权利要求1所述的系统，其中，所述电子处理器被配置为：通过将变换函数应用于所测量的信号来确定在心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

9.如权利要求8所述的系统，其中，确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息还包括：通过计算用于将所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述一个或多个电极在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

10.如权利要求1所述的系统，其中，所述电子处理器进一步被配置为：选择少于所有所测量的信号的子集，并且基于所选择的少于所有所述所测量的信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

说明书

一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统

[0001] 本申请是申请号为201280005308.4、发明名称为“电解剖标测”、申请日为2012年01月11的分案申请。

技术领域

[0002] 本发明涉及与心脏表面有关的生理信息的确定和表示，例如一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统。

背景技术

[0003] 使用微创操作(例如导管消融)来治疗各种心脏病况(例如室上性和室性心律失常)正日益变得更普遍。这些操作涉及对心脏中，例如在心内膜表面上各个定位处(例如基于心脏信号的)的电活动的标测(“心脏标测”)，以标识心律失常的起源部位，然后对该部位的靶向消融。为了执行这种心脏标测，具有一个或多个电极的导管可以插入到患者心脏腔室中。

[0004] 传统3D标测技术包括接触标测和非接触标测。在接触标测技术中，一个或多个导管推进到心脏中。在确定导管远侧尖端处于与特定心脏腔室的心内膜表面稳定且稳固接触之后，通过位于尖端处的一个或多个电极来采集由心脏的电活动引起的生理信号。通常在心脏的内部表面上大约50至200个点处在一点接一点的基础上依次测量定位和电活动，以构建心脏的电解剖绘图。所生成的标测于是可以充当用于判断动作(例如组织消融)的治疗过程的基础，以改变心脏的电活动的传输并且恢复正常心律。另一方面，在基于非接触的标测系统中，多电极导管经皮放置在感兴趣的心脏腔室中。一旦在腔室中，导管就被展开以呈现3D形状。使用非接触电极所检测到的信号以及关于腔室解剖和有关电极定位的信息，该系统提供关于心脏腔室的心内膜的生理信息。

发明内容

[0005] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的信息的方法，包括：响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量来自心腔中的多个位置处的一个或多个电极的信号。所述方法还包括：基于在所述电极处所测量的信号以及关于所述电极的位置的信息来生成患者心脏的电解剖表示。所述方法还包括：计算机通过将一个或多个算子应用于所述测量信号来生成用于所述测量信号的注释信息。所述方法还包括：将所述注释信息中的至少一些传送到用户。

[0006] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0007] 所述注释信息可以包括与激动时间有关的信息。

[0008] 所述注释信息可以包括与双激动有关的信息。

[0009] 所述注释信息可以包括与碎裂有关的信息。

[0010] 所述注释信息可以包括与电压幅度有关的信息。

[0011] 所述注释信息可以包括与谱含量(spectral content)有关的信息。

[0012] 生成所述注释可以包括：标识具有双偏转(deflection)的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂(fractionation)的心脏区域以及无激动的心脏区域中的至少一个。

[0013] 生成所述注释信息可以包括：将算法应用于所述测量信号以检测双偏转，传送所述注释信息中的至少一些可以包括：在患者心脏的电解剖表示上显示标识双偏转区域的指示符。

[0014] 生成所述注释信息可以包括：将算法应用于所述测量信号以检测碎裂，传送所述注释信息中的至少一些可以包括：在患者心脏的电解剖表示上显示标识碎裂区域的指示符。

[0015] 生成所述注释信息可以包括：将算法应用于所述测量信号以检测无激动，传送所述注释信息中的至少一些可以包括：在患者心脏的电解剖表示上显示标识无激动区域的指示符。

[0016] 所述方法还可以包括：从操作者接收对于用于指定的测量信号的自动生成的注释信息的改变，并且所述计算机基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0017] 修改所述注释信息可以包括：所述计算机自动修改所述注释信息。调整用于一个或多个附加的测量信号的所述注释信息可以包括：自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0018] 空间上接近于指定的测量信号的所述测量信号可以包括在距指定的测量信号的设定距离内的位置处的信号。

[0019] 在所述一个或多个电极处所测量的信号可以包括电描记图。

[0020] 所述方法还可以包括：从操作者接收对于用于指定的电描记图的自动生成的注释信息的改变，并且所述计算机基于对用于指定的电描记图的注释信息的操作者改变来自动调整用于其它电描记图的注释信息。

[0021] 所述方法还可以包括：从操作者接收对于用于指定的测量信号的激动时间的改变，并且所述计算机基于所述操作者改变来自动调整用于一个或多个附加的测量信号的激动时间。

[0022] 在所述一个或多个电极处所测量的信号中的至少一些可以包括电描记图。

[0023] 生成所述注释信息可以包括：基于指定的电描记图和空间上邻近的电描记图来生成注释信息。

[0024] 空间上邻近的电描记图可以包括预定距离内的电描记图。

[0025] 生成所述注释信息可以包括：对于包括多个偏转的电描记图，基于用于多个偏转的时序信息以及用于空间上邻近的电描记图中的偏转的时序信息来选择所述多个偏转中的偏转，并且使用所选择的偏转来确定所述注释信息。

[0026] 空间上邻近的电描记图可以包括在距指定的测量信号的设定距离内的电描记图。

[0027] 生成所述注释信息可以包括：基于在与心内膜的特定定位对应的电极定位处所测量的信号以及在空间上接近于与所述特定定位对应的电极定位的定位处的一个或多个附加的电极处所测量的信号来生成用于心内膜的所述特定定位的注释信息。

[0028] 在空间上接近于所述特定定位的定位处的所述一个或多个附加的电极可以包括在距指定的测量信号的设定距离内的一个或多个附加的电极。

[0029] 生成所述注释信息可以包括：使用关于测量所述信号的位置的空间信息来确定局部时序信息。

[0030] 生成所述注释信息可以包括：使用多个不同电极所测量的信号来确定局部时序信息。

[0031] 所述一个或多个电极可以包括心内导管上的一个或多个电极。

[0032] 将所述注释信息中的至少一些传送到用户可以包括：显示患者心脏的电解剖表示以及所述注释信息中的至少一些。

[0033] 所述方法还可以包括：将包括所述一个或多个电极的导管插入到所述心腔中，并且将所述导管移动到所述心腔中的多个不同位置中的每一个。

[0034] 所述方法还可以包括：根据心脏搏动周期而将在所述多个位置处所测量的信号彼此同步。

[0035] 所述方法还可以包括：通过处理所述已同步信号而通过基于在所述多个位置处的所述测量信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0036] 处理所述已同步信号可以包括：处理所述已同步信号仿佛一次获得它们一样。

[0037] 所述方法还可以包括：生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0038] 所述方法还可以包括：生成所述患者心脏的电解剖表示包括：至少部分地基于近似拉普拉斯方程的数学算子而通过处理所述测量信号来确定生理信息。

[0039] 所述方法还可以包括：显示患者心脏的电解剖表示的至少一部分。

[0040] 所述方法还可以包括：使用患者心脏的电解剖表示来指导所述心腔的治疗。

[0041] 所述治疗可以包括对一个或多个所选择的心脏区域的消融。

[0042] 所述治疗可以包括细胞疗法、基因疗法或其它生物制剂的应用。

[0043] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：通过将变换函数应用于所述信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

[0044] 确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息还可以包括：通过计算用于将在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述导管在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

[0045] 所述反演可以包括：通过正则化来重新表述欠定矩阵求逆。

[0046] 所述反演可以包括最小二乘最小化。

[0047] 所述方法还可以包括：选择少于所有信号的子集，并且基于所选择的少于所有信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

[0048] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：基于在所述电极处所测量的信号以及关于所述电极相对于所述心内膜表面的位置的信息来生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0049] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的信息的系统，包括：一个或多个电极，用于响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量在心腔中的多个位置处的信号。所述系统还包括：电子处理器，其耦合到所述一个或多个电极。所述电子处理器被配置为：基于在所述电极处所测量的信号以及关于所述电极的位置的信息来生成所述患者心脏的电解剖表示，通过将一个或多个算子应用于所述测量信号来生成用于所述测量信号的注释信息，并将所述注释信息中的至少一些传送到用户。

[0050] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0051] 所述注释信息可以包括与激动时间有关的信息。

[0052] 所述注释信息可以包括与双激动有关的信息。

[0053] 所述注释信息可以包括与碎裂有关的信息。

[0054] 所述注释信息可以包括与电压幅度有关的信息。

[0055] 所述注释信息可以包括与谱含量有关的信息。

[0056] 所述电子处理器可以被配置为：通过标识具有双偏转的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂的心脏区域以及无激动的心脏区域中的至少一个来生成所述注释信息。

[0057] 所述电子处理器可以被配置为：通过将算法应用于所述测量信号以检测双偏转来生成所述注释信息，并且所述电子处理器可以被配置为：通过在患者心脏的电解剖表示上显示标识双偏转区域的指示符来传送所述注释信息中的至少一些。

[0058] 所述电子处理器可以被配置为：通过将算法应用于所述测量信号以检测碎裂来生成所述注释信息，并且所述电子处理器可以被配置为：通过在患者心脏的电解剖表示上显示标识碎裂区域的指示符来传送所述注释信息中的至少一些。

[0059] 所述电子处理器可以被配置为：通过将算法应用于所述测量信号以检测无激动来生成所述注释信息，并且所述电子处理器可以被配置为：通过在患者心脏的电解剖表示上显示标识无激动区域的指示符来传送所述注释信息中的至少一些。

[0060] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对于用于指定的测量信号的自动生成的注释信息的改变，并且基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0061] 所述电子处理器可以被配置为：通过自动修改所述注释信息来修改所述注释信息。

[0062] 所述电子处理器可以被配置为：通过自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息来调整所述用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0063] 空间上接近于指定的测量信号的所述测量信号可以包括在对于指定的测量信号的影响半径内的位置处的信号。

[0064] 在所述一个或多个电极处所测量的信号可以是电描记图。

[0065] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对于用于指定的电描记图的自动生成的注释信息的改变，并且基于对用于指定的电描记图的注释信息的操作者改变来自动调整用于其它电描记图的注释信息。

[0066] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对用于指定的测量信号的激动时间的改变，并且基于所述操作者改变来自动调整用于一个或多个附加的测量信号的激动时间。

[0067] 在所述一个或多个电极处所测量的信号中的至少一些包括电描记图。

[0068] 所述电子处理器可以被配置为：通过基于指定的电描记图和空间上邻近的电描记图来生成注释信息而生成所述注释信息。

[0069] 空间上邻近的电描记图可以是在距指定的测量信号的设定距离内的电描记图。

[0070] 所述电子处理器可以被配置为：对于包括多个偏转的电描记图，生成基于用于所述多个偏转的时序信息以及用于空间上邻近的电描记图中的偏转的时序信息来选择所述多个偏转中的偏转并且使用所选择的偏转来确定所述注释信息。

[0071] 空间上邻近的电描记图可以包括在距指定的测量信号的设定距离内的电描记图。

[0072] 所述电子处理器可以被配置为：通过基于在与心内膜的特定定位对应的电极定位处所测量的信号以及在空间上接近于与所述特定定位对应的电极定位的定位处的一个或多个附加的电极处所测量的信号来生成用于心内膜的所述特定定位的注释信息而生成所述注释信息。

[0073] 在空间上接近于所述特定定位的定位处的所述一个或多个附加的电极可以包括在距指定的测量信号的设定距离内的一个或多个附加的电极。

[0074] 所述电子处理器可以被配置为：通过使用关于测量所述信号的位置的空间信息来确定局部时序信息而生成所述注释信息。

[0075] 所述电子处理器可以被配置为：通过使用多个不同电极所测量的信号来确定局部时序信息而生成所述注释信息。

[0076] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0077] 所述电子处理器进一步被配置为包括：根据心脏搏动周期而将在所述多个位置处所测量的信号彼此同步。

[0078] 所述电子处理器可以被配置为：通过处理所述已同步信号而通过基于在所述多个位置处的所述测量信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0079] 所述电子处理器可以被配置为：通过至少部分地基于近似拉普拉斯方程的数学算子而通过处理所述测量信号来确定生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0080] 所述电子处理器可以进一步被配置为：显示患者心脏的电解剖表示的至少一部分。

[0081] 所述电子处理器可以被配置为：通过将变换函数应用于所述信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

[0082] 确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息可以包括：通过计算用于将在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述导管在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

[0083] 所述电子处理器可以进一步被配置为：选择少于所有信号的子集，并且基于所选择的少于所有信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

[0084] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的信息的方法可以包括：响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量来自心腔中的多个位置处的一个或多个电极的信号。所述方法还可以包括：计算机通过将一个或多个算子应用于所述测量信号以标识以下项中的至少一个：具有双偏转的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂的心脏区域、具有双激动的心脏区域以及无激动的心脏区域，来生成用于所述测量信号的注释信息。所述方法还可以包括：所述计算机生成包括所述注释信息中的至少一些的所述患者心脏的电解剖表示。

[0085] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0086] 所述注释信息可以包括与激动时间有关的信息。

[0087] 所述注释信息可以包括与双激动有关的信息。

[0088] 所述注释信息可以包括与碎裂有关的信息。

[0089] 所述注释信息可以包括与电压幅度有关的信息。

[0090] 所述注释信息可以包括与谱含量有关的信息。

[0091] 生成所述注释信息可以包括：将算法应用于所述测量信号以检测双偏转，并且生成所述电解剖表示可以包括：标识双偏转区域。

[0092] 生成所述注释信息可以包括：将算法应用于所述测量信号以检测碎裂，并且生成所述电解剖表示可以包括：标识碎裂区域。

[0093] 生成所述注释信息可以包括：将算法应用于所述测量信号以检测无激动，并且生成所述电解剖表示可以包括：标识无激动区域。

[0094] 所述方法还可以包括：从操作者接收对于用于指定的测量信号的注释信息的改变，并且所述计算机基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0095] 修改用于一个或多个附加的测量信号的所述注释信息可以包括：自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0096] 生成所述注释信息可以包括：基于指定的电描记图和空间上或时间上邻近的电描记图来生成注释信息。

[0097] 生成所述注释信息可以包括：基于在与心内膜的特定定位对应的电极定位处所测量的信号以及在空间上接近于与所述特定定位对应的电极定位的定位处的一个或多个附加的电极处所测量的信号来生成用于心内膜的所述特定定位的注释信息。

[0098] 生成所述注释信息可以包括：基于在与特定搏动对应的电极定位处所测量的信号以及在相同电极处在一个或多个先前搏动时所测量的信号来生成用于所述心内膜的特定定位的注释信息。

[0099] 所述一个或多个电极可以包括心内导管上的一个或多个电极。

[0100] 所述方法还可以包括：将包括所述一个或多个电极的导管插入到所述心腔中，并且将所述导管移动到所述心腔中的多个不同位置中的每一个。

[0101] 所述方法还可以包括：根据心脏搏动周期而将在所述多个位置处所测量的信号彼此同步。

[0102] 所述方法还可以包括：使用患者心脏的电解剖表示来指导所述心腔的治疗。

[0103] 所述治疗可以包括对一个或多个所选择的心脏区域的消融。

[0104] 所述治疗可以包括细胞疗法、基因疗法或其它生物制剂的应用。

[0105] 所述方法还可以包括：选择少于所有信号的子集，并且基于所选择的少于所有信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

[0106] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的信息的方法可以包括：响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量来自心腔中的多个位置处的一个或多个电极的信号。所述方法还可以包括：计算机通过对指定的测量信号以及空间上或时间上邻近的测量信号应用一个或多个算子来生成用于所述测量信号的注释信息。所述方法还可以包括：所述计算机生成包括所述注释信息中的至少一些的所述患者心脏的电解剖表示。

[0107] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0108] 所述注释信息可以包括与激动时间有关的信息。

[0109] 所述注释信息可以包括与双激动有关的信息。

[0110] 所述注释信息可以包括与碎裂有关的信息。

[0111] 所述注释信息可以包括与电压幅度有关的信息。

[0112] 所述注释信息可以包括与谱含量有关的信息。

[0113] 生成所述注释信息可以包括：将一个或多个算子应用于所述测量信号，以标识以下项中的至少一个：具有双偏转的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂的心脏区域、具有双激动的心脏区域以及无激动的心脏区域。

[0114] 所述方法还可以包括：从操作者接收对于用于指定的测量信号的注释信息的改变，并且所述计算机基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0115] 修改所述注释信息可以包括：所述计算机自动修改所述注释信息。

[0116] 修改用于一个或多个附加的测量信号的所述注释信息可以包括：自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0117] 空间上接近于指定的测量信号的所述测量信号可以是在距指定的测量信号的设定距离内的位置处的信号。

[0118] 在所述一个或多个电极处所测量的信号可以是电描记图。

[0119] 所述方法还可以包括：从操作者接收对于用于指定的电描记图的注释信息的改变，并且所述计算机基于对用于指定的电描记图的注释信息的操作者改变来自动调整用于其它电描记图的注释信息。

[0120] 空间上邻近的电描记图可以包括在预定距离内的电描记图。

[0121] 生成所述注释信息可以包括：对于包括多个偏转的电描记图，基于用于多个偏转的时序信息以及用于空间上邻近的电描记图中的偏转的时序信息来选择所述多个偏转中的偏转，并且使用所选择的偏转来确定所述注释信息。

[0122] 生成所述注释信息可以包括：基于在与心内膜的特定定位对应的电极定位处所测量的信号以及在空间上接近于与所述特定定位对应的电极定位的定位处的一个或多个附加的电极处所测量的信号来生成用于心内膜的所述特定定位的注释信息。

[0123] 在空间上接近于所述特定定位的定位处的所述一个或多个附加的电极可以包括在距所述特定定位的预定距离内的一个或多个附加的电极。

[0124] 生成所述注释信息可以包括：基于在与特定搏动对应的电极定位处所测量的信号以及在相同电极处在一个或多个先前搏动时所测量的信号来生成用于所述心内膜的特定定位的注释信息。

[0125] 生成所述注释信息可以包括：使用关于测量所述信号的位置的空间信息来确定局部时序信息。

[0126] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0127] 所述方法还可以包括：使用患者心脏的电解剖表示来指导所述心腔的治疗。

[0128] 所述方法还可以包括：选择少于所有信号的子集，并且基于所选择的少于所有信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

[0129] 在一些方面中，用于提供关于患者心脏的信息的系统，包括：一个或多个电极，其用于响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量在心腔中的多个位置处的信号。所述系统还包括：电子处理器，其耦合到所述一个或多个电极，所述电子处理器被配置为：通过将一个或多个算子应用于所述测量信号以标识具有双偏转的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂的心脏区域、具有双激动的心脏区域以及无激动的心脏区域中的至少一个来生成用于所述测量信号的注释信息，并且所述计算机生成包括所述注释信息中的至少一些的所述患者心脏的电解剖表示。

[0130] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0131] 所述电子处理器可以被配置为：通过将算法应用于所述测量信号以检测双偏转来生成所述注释信息，并且所述电子处理器可以被配置为：通过标识双偏转区域来生成所述电解剖表示。

[0132] 所述电子处理器可以被配置为：通过将算法应用于所述测量信号以检测碎裂来生成所述注释信息，并且所述电子处理器可以被配置为：通过标识碎裂区域来生成所述电解剖表示。

[0133] 所述电子处理器可以被配置为：通过将算法应用于所述测量信号以检测无激动来生成所述注释信息，并且所述电子处理器可以被配置为：通过标识无激动区域来生成所述电解剖表示。

[0134] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对于用于指定的测量信号的自动生成的注释信息的改变，并且基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0135] 所述电子处理器可以被配置为：通过自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息来调整所述用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0136] 空间上接近于指定的测量信号的所述测量信号可以是在距指定的测量信号的设定距离内的位置处的信号。

[0137] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对用于指定的测量信号的激动时间的改变，并且基于所述操作者改变来自动调整用于一个或多个附加的测量信号的激动时间。

[0138] 在所述一个或多个电极处所测量的信号中的至少一些可以是电描记图。

[0139] 所述电子处理器可以被配置为：通过基于指定的电描记图和空间上或时间上邻近的电描记图来生成注释信息而生成所述注释信息。

[0140] 空间上邻近的电描记图可以是在距指定的测量信号的设定距离内的电描记图。

[0141] 所述电子处理器可以被配置为：对于包括多个偏转的电描记图，通过基于用于所述多个偏转的时序信息以及用于空间上邻近的电描记图中的偏转的时序信息来选择所述多个偏转中的偏转并且使用所选择的偏转来确定所述注释信息而生成所述注释信息。

[0142] 空间上邻近的电描记图包括在距指定的测量信号的设定距离内的电描记图。

[0143] 所述电子处理器可以被配置为：通过基于在与心内膜的特定定位对应的电极定位处所测量的信号以及在空间上接近于与所述特定定位对应的电极定位的定位处的一个或多个附加的电极处所测量的信号来生成用于心内膜的所述特定定位的注释信息而生成所述注释信息。

[0144] 所述电子处理器可以被配置为：通过基于在与特定搏动对应的电极定位处所测量的信号以及在相同电极处在一个或多个先前搏动时所测量的信号来生成用于所述心内膜的特定定位的注释信息而生成所述注释信息。

[0145] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0146] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的信息的系统可以包括：一个或多个电极，其用于响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量在心腔中的多个位置处的信号。所述系统还可以包括：电子处理器，其耦合到所述一个或多个电极，其中，所述电子处理器被配置为：通过将一个或多个算子应用于指定的测量信号和空间上或时间上邻近的测量信号来生成用于所述测量信号的注释信息，并且生成包括所述注释信息中的至少一些的所述患者心脏的电解剖表示。

[0147] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0148] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过将一个或多个算子应用于所述测量信号以标识具有双偏转的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂的心脏区域、具有双激动的心脏区域以及无激动的心脏区域中的至少一个来生成所述注释信息。

[0149] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对用于指定的测量信号的注释信息的改变，并且基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0150] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息来调整用于一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0151] 空间上接近于指定的测量信号的所述测量信号可以是在距指定的测量信号的设定距离内的位置处的信号。

[0152] 在所述一个或多个电极处所测量的信号可以是电描记图。

[0153] 所述电子处理器可以进一步被配置为：从操作者接收对用于指定的电描记图的注释信息的改变，并且基于对用于指定的电描记图的注释信息的操作者改变来自动调整用于其它电描记图的注释信息。

[0154] 空间上邻近的电描记图可以是预定距离内的电描记图。

[0155] 所述电子处理器可以进一步被配置为：对于包括多个偏转的电描记图，通过基于用于所述多个偏转的时序信息以及用于空间上邻近的电描记图中的偏转的时序信息来选择所述多个偏转中的偏转并且使用所选择的偏转来确定所述注释信息而生成所述注释信息。

[0156] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过基于在与心内膜的特定定位对应的电极定位处所测量的信号以及在空间上接近于与所述特定定位对应的电极定位的定位处的一个或多个附加的电极处所测量的信号来生成用于心内膜的所述特定定位的注释信息而生成所述注释信息。

[0157] 在空间上接近于所述特定定位的定位处的所述一个或多个附加的电极可以是在距所述特定定位的预定距离内的一个或多个附加的电极。

[0158] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过基于在与特定搏动对应的电极定位处所测量的信号以及在相同电极处在一个或多个先前搏动时所测量的信号来生成用于所述心内膜的特定定位的注释信息而生成所述注释信息。

[0159] 所述电子处理器可以进一步被配置为：使用关于测量所述信号的位置的空间信息来确定局部时序信息而生成所述注释信息。

[0160] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0161] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的信息的方法可以包括：响应于在多个心脏搏动周期上患者心腔中的电活动而测量来自在所述心腔中的多个位置处的一个或多个电极的信号；计算机通过将一个或多个算子应用于所述测量信号来生成用于所述测量信号的注释信息；以及从操作者接收对用于指定的测量信号的注释信息的改变；所述计算机基于所述改变来修改用于一个或多个附加的测量信号的注释信息；以及所述计算机生成包括所述注释信息中的至少一些以及已修改的注释信息中的至少一些的所述患者心脏的电解剖表示。

[0162] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0163] 生成所述注释信息可以包括：标识具有双偏转的心脏区域、具有多个偏转的心脏区域、具有碎裂的心脏区域、具有双激动的心脏区域以及无激动的心脏区域中的至少一个。

[0164] 修改用于一个或多个附加的测量信号的所述注释信息可以包括：自动调整用于空间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0165] 修改用于一个或多个附加的测量信号的所述注释信息可以包括：自动调整用于时间上接近于指定的测量信号的一个或多个附加的测量信号的注释信息。

[0166] 生成所述注释信息可以包括：基于指定的电描记图和空间上或时间上邻近的电描记图来生成注释信息。

[0167] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0168] 所述方法还可以包括：使用患者心脏的电解剖表示来指导所述心腔的治疗。

[0169] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的方法，所述方法包括：在包括多个心脏搏动周期的时间段上测量在所述患者心腔中的多个位置处的一个或多个电极处的信号，所述信号中的至少一些响应于所述患者心腔中的电活动。所述方法还包括：将算法应用于所述测量信号中的一个或多个特定信号以确定所述特定信号中的触发事件。所述方法还包括：计算机基于所述触发事件而根据心脏搏动周期来将在所述一个或多个电极处所测量的信号彼此同步；以及所述计算机基于所述已同步测量信号以及所述导管电极的位置来生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0170] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0171] 将所述算法应用于所述特定信号以确定所述触发事件可以包括：选择部分的所述特定信号以进行处理，从而基于所述测量信号中的第二不同信号来确定所述触发事件。

[0172] 选择部分的所述特定信号可以包括：选择部分的所述特定信号以从处理中排除。

[0173] 选择部分的所述特定信号可以包括：选择部分的所述特定信号以包括在处理中。

[0174] 所述方法还可以包括：处理所述第二信号以确定在时间上与所述特定信号中的潜在错误触发事件对应的事件；并且选择部分的所述特定信号以进行处理从而确定所述触发事件可以包括：选择排除包括所述潜在错误触发事件的时间段的部分的特定信号。

[0175] 将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件可以包括：使用滑动窗口积分处理所述特定信号以生成基准信号，以及分析所述基准信号以确定所述触发事件。

[0176] 将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件可以包括：处理所述特定信号以生成瞬时能量的表示；以及分析所述瞬时能量的表示以确定所述触发事件。

[0177] 将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件可以包括：应用算法以生成具有减少的抖动的信号的表示；以及分析所述具有减少的抖动的信号的表示以确定所述触发事件。

[0178] 将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件可以包括：应用算法以在窗口上积分所述信号，并且应用算子以确保所述算法的结果为正。

[0179] 所述一个或多个电极可以包括心内导管上的一个或多个电极。

[0180] 所述方法还可以包括：计算机通过将一个或多个算法应用于所述测量信号来生成用于所述测量信号的注释信息。

[0181] 所述方法还可以包括：将所述注释信息中的至少一些传送到用户。

[0182] 所述方法还可以包括：将包括所述一个或多个电极的导管插入到所述心腔中，以及将所述导管移动到所述心腔中的多个不同位置中的每一个。

[0183] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：通过处理所述已同步信号而基于在所述多个位置处的所述测量信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息。

[0184] 处理所述已同步信号可以包括：处理所述已同步信号仿佛一次获得它们一样。

[0185] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：通过至少部分地基于近似拉普拉斯方程的数学算子处理所述测量信号来确定生理信息。

[0186] 所述方法还可以包括：显示患者心脏的电解剖表示的至少一部分。

[0187] 所述方法还可以包括：使用患者心脏的电解剖表示来指导所述心腔的治疗。

[0188] 所述治疗可以包括对一个或多个所选择的心脏区域的消融。

[0189] 所述治疗可以包括细胞疗法、基因疗法或其它生物制剂的应用。

[0190] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：通过将变换函数应用于所述信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

[0191] 确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息可以包括：通过计算用于将在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述导管在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

[0192] 所述反演可以包括：通过正则化来重新表述欠定矩阵求逆。

[0193] 所述反演还可以包括最小二乘最小化。

[0194] 所述方法还可以包括：选择少于所有信号的子集。生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：基于所选择的少于所有所述信号的子集来生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0195] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统包括：一个或多个电极，其用于在包括多个心脏搏动周期的时间段上测量在所述患者心腔中的多个位置处的信号，所述信号中的至少一些响应于所述患者心腔中的电活动。所述系统还包括：电子处理器，其耦合到所述一个或多个电极，其中，所述电子处理器被配置为：将算法应用于所述测量信号中的一个或多个特定信号以确定所述特定信号中的触发事件；基于所述触发事件而根据心脏搏动周期来将在所述一个或多个电极处所测量的信号彼此同步；以及基于所述已同步测量信号以及所述导管电极的位置来生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0196] 所述电子处理器可以被配置为：将算法应用于所述特定信号，以通过选择部分的所述特定信号以进行处理从而基于所述测量信号的第二不同信号来确定所述触发事件而确定所述触发事件。

[0197] 所述电子处理器可以被配置为：通过选择部分的所述特定信号以从处理中排除来选择部分的所述特定信号。

[0198] 所述电子处理器可以被配置为：通过选择部分的所述特定信号以包括在处理中来选择部分的所述特定信号。

[0199] 所述电子处理器可以进一步被配置为：处理所述第二信号以确定在时间上与所述特定信号中的潜在错误触发事件对应的事件；以及通过选择排除包括所述潜在错误触发事件的时间段的部分的特定信号来选择部分的所述特定信号以进行处理从而确定所述触发事件。

[0200] 所述电子处理器可以被配置为：通过使用滑动窗口积分来处理所述特定信号以生成基准信号并且分析所述基准信号以确定所述触发事件来将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件。

[0201] 所述电子处理器可以被配置为：通过处理所述特定信号以生成瞬时能量的表示并且分析所述瞬时能量的表示以确定所述触发事件来将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件。

[0202] 所述电子处理器可以被配置为：通过应用算法以生成具有减少的抖动的信号的表示并且分析所述具有减少的抖动的信号的表示以确定所述触发事件来将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件。

[0203] 所述电子处理器可以被配置为：通过应用算法以在窗口上积分所述信号并且应用算子以确保所述算法的结果为正来将所述算法应用于所述一个或多个特定信号以确定所述触发事件。

[0204] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0205] 所述电子处理器进一步被配置为包括：根据心脏搏动周期而将在所述多个位置处所测量的信号彼此同步。

[0206] 所述电子处理器可以被配置为：通过处理所述已同步信号而通过基于在所述多个位置处的所述测量信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0207] 所述电子处理器可以被配置为：通过至少部分地基于近似拉普拉斯方程的数学算子而通过处理所述测量信号来确定生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0208] 所述电子处理器可以进一步被配置为：显示患者心脏的电解剖表示的至少一部分。

[0209] 所述电子处理器可以被配置为：通过将变换函数应用于所述信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

[0210] 确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息可以包括：通过计算用于将在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述导管在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

[0211] 所述电子处理器可以进一步被配置为：选择少于所有信号的子集，并且基于所选择的少于所有信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

[0212] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的方法包括：在包括多个心脏搏动周期的时间段上测量在所述患者心腔中的多个位置处的一个或多个电极处的信号，所述信号中的至少一些响应于所述患者心脏中的电活动。所述方法还包括：计算机处理所述测量信号以确定用于所述多个心脏搏动周期中的每一个的度量。所述方法还包括：所述计算机基于与所述心脏搏动周期关联的所述度量而选择所述测量信号的子集。所述方法还包括：所述计算机基于所选择的所述测量信号的子集以及所述电极的位置来生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0213] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0214] 所述度量可以是搏动度量。

[0215] 测量在所述一个或多个电极处的信号可以包括：测量指示组织接近性的信号。

[0216] 所述指示组织接近性的信号可以是力测量。

[0217] 所述指示组织接近性的信号可以是阻抗测量。

[0218] 处理所述信号以确定所述度量可以包括：处理所述信号以确定组织接近性的测度；以及基于所述度量来选择所述信号的子集可以包括：基于所述组织接近性的测度来选择所述信号的子集。

[0219] 选择指示所述组织接近性的测度的信号的子集可以包括：选择所述心内膜表面的大约3mm内的信号。

[0220] 测量在所述一个或多个电极处的信号可以包括：测量导管上的力。

[0221] 测量所述信号可以包括：测量指示与所述心内膜表面的接触的信号；处理所述信号以确定所述度量可以包括：处理指示与所述心内膜表面的接触的信号以确定力测度；以及基于所述度量来选择所述信号的子集可以包括：选择具有预定范围内的力测度的信号的子集。

[0222] 选择具有预定范围内的力测度的信号的子集可以包括：选择具有第一阈值以上且第二阈值以下的力测度的信号。

[0223] 所述度量可以包括与所述心内膜表面的接触的指示。

[0224] 所述度量可以包括信号传输的指示；以及所述计算机基于所述度量来选择所述测量信号的子集可以包括：选择具有与正常信号传输关联的度量的信号的子集。

[0225] 测量所述信号可以包括：测量在位于第一稳定定位中的第一电极处的第一信号，并且测量在位于与所述第一稳定定位间隔开的第二稳定定位中的第二电极处的第二信号；处理所述测量信号可以包括：确定所述第一信号中的激动与所述第二信号中的激动之间的时序差；以及选择所述测量信号的子集可以包括：选择具有预定范围内的时序差的信号的子集。

[0226] 基于所述度量来选择所述测量信号的子集可以包括：选择用于期间发生起搏信号的捕获的搏动的测量信号的子集。

[0227] 测量所述信号可以包括：测量起搏信号并且测量位于稳定定位中的第二信号；并且处理测量信号可以包括：确定所述起搏信号与所述第二信号中的激动之间的时序差，所述时序差提供与所述患者心脏捕获所述起搏信号关联的信息。

[0228] 所述度量可以包括心室激动的指示；以及所述计算机基于所述度量来选择所述测量信号的子集可以包括：选择具有与心室激动的缺少关联的度量的信号的子集。

[0229] 所述搏动度量可以包括远场信号的指示；以及所述计算机基于所述度量来选择所述测量信号的子集可以包括：选择具有与所述远场信号的缺少关联的度量的信号的子集。

[0230] 所述度量可以包括用于空间相关信号的电描记图一致性的指示，其中，所述空间相关信号是在所述心腔内的相似定位处测量的；以及所述计算机基于所述度量来选择所述测量信号的子集可以包括：选择具有预定范围内的电描记图一致性的信号的子集。

[0231] 处理信号以确定度量可以包括：处理与所述信号关联的定位信息以确定在相似定位处所测量的信号，并且处理在相似定位处所测量的所述信号以确定在所述相似定位处所测量的信号之间的相似度的测度；以及所述计算机选择所述测量信号的子集可以包括：基于所述相似度的测度来选择所述信号的子集。

[0232] 所述度量可以包括用于时间有关信号的电描记图一致性的指示；以及所述计算机基于所述度量来选择所述测量信号的子集可以包括：选择具有预定范围内的电描记图一致性的信号的子集。

[0233] 处理所述信号以确定所述度量可以包括：处理所述信号以确定至少两个空间相关信号之间的相似度的测度，并且选择所述信号的子集包括：基于所确定的所述至少两个空间相关信号之间的相似度的测度来选择信号的子集。

[0234] 处理所述信号以确定所述度量可以包括：处理所述信号以确定至少两个时间相关信号之间的相似度的测度，并且选择所述信号的子集包括：基于所确定的所述至少两个时间相关信号之间的相似度的测度来选择信号的子集。

[0235] 所述度量可以是电描记图中的快速改变的指示。

[0236] 测量在一个或多个电极处的信号可以包括：响应于所述患者的心腔中的电活动而测量在一个或多个心内电极处的信号。

[0237] 所述方法还可以包括：显示所述患者心脏的电解剖表示。

[0238] 所述方法还可以包括：将包括所述一个或多个电极的导管插入到所述心腔中，并且将所述导管移动到所述心腔中的多个不同位置中的每一个。

[0239] 所述方法还可以包括：根据心脏搏动周期而将在所述多个位置处所测量的信号彼此同步。

[0240] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：通过处理所述已同步信号而基于在所述多个位置处的所述测量信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息。

[0241] 处理所述已同步信号可以包括：处理所述已同步信号仿佛一次获得它们一样。

[0242] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：至少部分地基于近似拉普拉斯方程的数学算子而通过处理所述测量信号来确定生理信息。

[0243] 所述方法还可以包括：显示患者心脏的电解剖表示的至少一部分。

[0244] 所述方法还可以包括：使用患者心脏的电解剖表示来指导所述心腔的治疗。

[0245] 所述治疗可以包括对一个或多个所选择的心脏区域的消融。

[0246] 所述治疗可以包括细胞疗法、基因疗法或其它生物制剂的应用。

[0247] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：通过将变换函数应用于所述信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

[0248] 确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息还可以包括：通过计算用于将在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述导管在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

[0249] 所述反演可以包括：通过正则化来重新表述欠定矩阵求逆。

[0250] 所述反演可以包括最小二乘最小化。

[0251] 生成所述患者心脏的电解剖表示可以包括：基于所选择的测量信号的子集以及所述电极相对于所述心内膜表面的位置来生成所述电解剖表示。

[0252] 在一些方面中，一种用于提供关于患者心脏的电解剖表示的信息的系统包括：一个或多个电极，其用于在包括多个心脏搏动周期的时间段上测量在所述患者心腔中的多个位置处的信号，所述信号中的至少一些响应于所述患者心脏中的电活动。所述系统还包括：电子处理器，其耦合到所述一个或多个电极。所述电子处理器被配置为：处理所述测量信号以确定用于所述多个心脏搏动周期中的每一个的度量；基于与所述心脏搏动周期关联的所述度量而选择所述测量信号的子集；以及基于所选择的所述测量信号の子集以及所述电极的位置来生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0253] 实施方案可以包括以下中的一个或多个。

[0254] 所述度量包括搏动度量。

[0255] 所述一个或多个电极中的至少一个可以被配置为：测量指示组织接近性的信号。

[0256] 所述指示组织接近性的信号可以是力测量。

[0257] 所述指示组织接近性的信号可以是阻抗测量。

[0258] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过处理所述信号以确定组织接近性的测度来处理所述信号以确定所述度量；以及通过基于所述组织接近性的测度来选择所述信号的子集而基于所述度量来选择所述信号的子集。

[0259] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择所述心内膜表面的大约3mm内的信号来选择指示所述组织接近性的测度的信号的子集。

[0260] 所述一个或多个电极中的至少一个可以被配置为：测量导管上的力。

[0261] 所述一个或多个电极中的至少一个可以被配置为：测量指示与所述心内膜表面的接触的信号；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过处理指示与所述心内膜表面的接触的信号以确定力测度来处理所述信号以确定所述度量，并且通过选择具有预定范围内的力测度的所述信号的子集而基于所述度量来选择所述信号的子集。

[0262] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择具有第一阈值以上并且第二阈值以下的力测度的信号来选择具有预定范围的力测度的所述信号的子集。

[0263] 所述度量可以是与所述心内膜表面的接触的指示。

[0264] 所述度量可以是信号传输的指示；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择具有与期望信号传输关联的度量的所述信号的子集而基于所述度量来选择所述测量信号的子集。

[0265] 所述一个或多个电极可以包括：位于第一稳定定位中的第一电极，所述第一电极被配置为测量第一信号；和位于与所述第一稳定定位间隔开的第二稳定定位中的第二电极，所述第二电极被配置为测量第二信号；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过确定所述第一信号中的激动与所述第二信号中的激动之间的时序差来处理所述测量信号；以及通过选择具有预定范围内的时序差的信号的子集来选择所述测量信号的子集。

[0266] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择用于期间发生起搏信号的捕获的搏动的测量信号的子集而基于所述度量来选择所述测量信号的子集。

[0267] 所述一个或多个电极可以包括被配置为测量起搏信号以及位于稳定定位中的第二信号的电极；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过确定所述起搏信号与所述第二信号中的激动之间的时序差来处理测量信号，所述时序差提供与所述患者心脏捕获所述起搏信号关联的信息。

[0268] 所述度量可以是心室激动的指示；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择具有与心室激动的缺少关联的度量的所述信号的子集而基于所述度量来选择所述测量信号的子集。

[0269] 所述搏动度量可以是远场信号的指示；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择具有与所述远场信号的缺少关联的度量的所述信号的子集而基于所述度量来选择所述测量信号的子集。

[0270] 所述度量可以是用于空间相关信号的电描记图一致性的指示，其中，所述空间相关信号是在所述心腔内的相似定位处测量的；并且所述电子处理器可以进一步被配置为：通过选择具有预定范围内的电描记图一致性的所述信号的子集而基于所述度量来选择所述测量信号的子集。

[0271] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过处理与所述信号关联的定位信息以确定在相似定位处所测量的信号，并且处理在相似定位处所测量的所述信号以确定在所述相似定位处所测量的信号之间的相似度的测度来选择处理所述信号以确定所述度量；以及选择所述测量信号的子集包括：基于所述相似度的测度来选择所述信号的子集。

[0272] 所述度量可以是用于时间有关信号的电描记图一致性的指示；并且所述电子处理器进一步被配置为：通过选择具有预定范围内的电描记图一致性的所述信号的子集而基于所述度量来选择所述测量信号的子集。

[0273] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过处理所述信号以确定至少两个空间相关信号之间的相似度的测度来处理所述信号以确定所述度量，并且选择所述信号的子集包括：基于所确定的所述至少两个空间相关信号之间的相似度的测度来选择信号的子集。

[0274] 所述电子处理器可以进一步被配置为：通过处理所述信号以确定至少两个时间相关信号之间的相似度的测度来处理所述信号以确定所述度量，并且选择所述信号的子集包括：基于所确定的所述至少两个时间相关信号之间的相似度的测度来选择信号的子集。

[0275] 所述度量可以是电描记图中的快速改变的指示。

[0276] 所述一个或多个电极可以是心内导管上的一个或多个电极。

[0277] 所述电子处理器进一步被配置为包括：根据心脏搏动周期而将在所述多个位置处所测量的信号彼此同步。

[0278] 所述电子处理器可以被配置为：通过处理所述已同步信号而通过基于在所述多个位置处的所述测量信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0279] 所述电子处理器可以被配置为：通过至少部分地基于近似拉普拉斯方程的数学算子而通过处理所述测量信号来确定生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示。

[0280] 所述电子处理器可以进一步被配置为：显示患者心脏的电解剖表示的至少一部分。

[0281] 所述电子处理器可以被配置为：通过将变换函数应用于所述信号来确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息而生成所述患者心脏的电解剖表示，其中，所述变换函数将从所述心腔中的不同位置中的至少一些所测量的信号与在所述心内膜表面的多个定位处的所述生理信息相联系。

[0282] 确定在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息可以包括：通过计算用于将在所述心内膜表面的多个定位处的生理信息与对于所述导管在所述心腔中的不同位置所测量的信号相联系的正向变换并且反演所述正向变换来确定所述变换函数。

[0283] 所述电子处理器可以进一步被配置为：选择少于所有信号的子集，并且基于所选择的少于所有信号的子集来生成患者心脏的电解剖表示。

[0284] 据信在此所描述的系统和方法可以提供用于在保持数据同步并且仅选择可以用于生成可靠的电解剖标测图的数据的同时将在多个心动周期上所获取的数据汇总的快速自动方式。

[0285] 还据信在此所描述的系统和方法可以提供用于生成注释信息并且显示具有电解剖标测图的注释信息的快速自动方式。

[0286] 所述系统的实施方案还可以包括用于结合在此所描述的方法来执行以上所描述的任何特征的设备、软件、组件和/或系统。

[0287] 通常在此所描述的方法和系统的实施方案可以应用于确定患者身体中的器官(例如患者的心脏、肺、脑或肝脏)内的任何对象的位置。

[0288] 当在本文中使用时，对象的“位置”表示关于在三维坐标系统中完全限定三维对象的定位和定向的6个自由度中的一个或多个的信息。例如，对象的位置可以包括：指示笛卡尔坐标系统中的对象的点的坐标的三个独立值以及指示所述对象用于关于笛卡尔轴中的每一个的定向的角度的三个独立值或这些值的任何子集。

[0289] 当在本文中使用时，“心腔”表示心脏以及周围组织。

[0290] 除非另外定义，在此使用的所有技术和科学术语具有与本发明所属领域的普通技术人员所普遍理解的相同意义。在与通过引用合并到此的文献相冲突的情况下，以本文献为准。

[0291] 在附图和以下描述中阐述本发明的一个或多个实施方案的细节。本发明的其它特征、目的和优点从说明书和附图以及从权利要求是显而易见的。

附图说明

[0292] 图1是示例性电解剖标测处理的流程图。

[0293] 图2示出具有施加的消隐窗口的示例性波形。

[0294] 图3示出在冠状窦中来自ECG和电极的示例性数据信号。

[0295] 图4示出示例性数据信号和已处理的数据信号。

[0296] 图5示出在冠状窦中在电极上所测量的示例性数据信号。

[0297] 图6示出用于呼吸检测的示例性数据信号。

[0298] 图7示出用于传输时间检测的示例性数据信号。

[0299] 图8示出用于远场重叠检测的示例性数据信号。

[0300] 图9和图10示出用于注释确定的示例性数据信号。

[0301] 图11示出示例性电解剖标测图。

[0302] 图12示出用于注释确定的示例性数据信号。

[0303] 图13示出用于注释确定和调整的示例性数据信号。

[0304] 图14示出示例性系统的示意图。

[0305] 各个附图中的相同附图标记指示相同的元件。

具体实施方式

[0306] 在此所公开的系统和方法提供一种用于在仅选择并且保持可以用于生成可靠电解剖标测的心脏搏动的同时将在多个心脏搏动上取得的测量自动整合到单个心脏标测图中的方式。在此还公开了提供用于自动生成注释信息并且显示具有电解剖标测图的注释信息的系统和方法。

[0307] 在此公开了用于使得生成电解剖标测图的处理自动化的系统和方法。电解剖标测图可以用于通过提供关于解剖和心脏兴奋的信息以帮助对心律失常的来源进行准确定位来指导心脏心律失常的导管消融治疗。现有标测方法依赖于大量人工操作者输入，其限制了标测速度、可重复性和分辨率。

[0308] 为了以足够的精度和分辨率来标测给定的心脏腔室，几千次电描记图测量是必须的。在数据获取和标测构建期间的自动化使得计算机能够以适时并且精确的方式来处理大量数据。在此描述用于使得使用计算机来生成可靠电解剖标测图自动化的系统和方法。

[0309] 通常，心脏标测系统可以用于自动生成不同类型的标测(例如，具有有限的人工干预)。这些标测显示电子数据、解剖数据或二者的组合，并且协助医生确定心律失常的来源以及指导一般以RF消融的形式的治疗性处理。在例如2006年6月13日提交的题为“NON-CONTACT CARDIAC MAPPING,INCLUDING MOVING CATHETER AND MULTI-BEAT INTEGRATION(非接触式心脏标测，包括移动导管和多次搏动整合)”的US 7,515,954中描述了示例性标测系统，其全部内容通过引用而合并到此。

[0310] 一些非自动化(例如人工)标测方法可以包括对于每个引入数据集合的操作者浏览和输入。为了允许足够的用于浏览引入数据的时间，将有限的信息集合提供给操作者，以用于诠释，从而判断哪些数据加入到标测数据集。虽然人工标测允许生成标测图，但标测过程是相对耗时的，并且标测图的质量高度依赖于操作者。心动周期长度典型地范围为0.15-1.5s，速率对于操作者在标测期间人工浏览所有引入数据是过快的。结果，通过人工标测，多数所收集的数据被忽略，由此减慢了标测处理并且限制了标测精度。此外，人工标测依赖于操作者所执行的快速分析，这可能导致归因于变化的操作者技能水平和操作者误差而产生的不一致性。在此公开了用于使得生成并且可能注释电解剖标测图的过程自动化的系统和方法。

[0311] 在此所描述的系统和方法对于标测时间和标测分辨率的应用的影响可能很高。例如，基于所报告的文献值，在点标测系统进行的人工点中，点获取速率是每分钟3个点。在持续30分钟的典型标测尝试之后，获得包含心脏表面上大致90个数据点的标测图。使用例如2007年12月18日所提交的题为“CARDIAC MAPPING CATHETER(心脏标测导管)”的美国专利申请序列号12/005975(其内容通过其完整引用而合并到此)的多电极标测导管，在14个人类患者中已经导致每分钟平均500个点，其中，10分钟的典型标测时间提供心脏表面上的5,
000个数据点。

[0312] 图1示出示例性自动化电解剖标测处理的流程图。包含多个信号的数据流(102)首先输入到系统。数据流可以包括例如以下的信号：心内电描记图、表面心电描记图(ECG)、源自各种方法(磁、阻抗、超声、实时MRI等)的电极定位信息、组织接近性信息、导管力信息(力弹簧感测、压电感测、光学感测等)、导管电耦合信息、呼吸期和其它生理信息等。对于生成特定类型的标测图，一个或多个信号然后可以用作基准，以触发并且对准相对于产生搏动数据集的心脏、其它生物周期或异步系统时钟的数据流(104)。

[0313] 对于每个引入搏动数据集，计算多个搏动度量(108)。可以使用来自单个信号、跨越同一次搏动内的多个信号或来自跨越多次搏动的信号的信息来计算搏动度量。搏动度量提供关于特定搏动数据集的质量或搏动数据良好地纳入至标测数据集中的可能性的多种类型的信息。一旦计算出搏动度量，搏动接受处理(106)就聚合准则并且判断哪些搏动数据集将构成标测数据集(108)。

[0314] 然后采用表面标测生成处理(120)来从标测数据集和表面几何数据生成表面标测数据。可以使用相同或不同的触发以及采用表面几何构建处理(112)的搏动接受度量在相同数据获取处理期间同时生成表面几何数据。该处理使用例如数据流中所包含的电极定位和导管形状的数据来构建表面几何。备选地，先前所收集的表面几何可以用作对表面标测数据(116)的输入。该几何可以是已经使用不同的标测数据集或使用不同的模态(modality)(例如CT、MRI、超声、旋转血管造影法等)以相同步骤先前所收集的，并且注册到导管定位系统。系统选择表面几何数据(114)的来源，并且将表面几何数据(118)提供给表面标测生成处理(120)。生成处理(120)生成表面标测数据(122)。表面标测数据(122)可以提供关于心脏电兴奋的信息、心脏运动、组织接近性信息、组织阻抗信息、力信息或任何其它所收集的临床医生期望的信息。一旦被获得，表面标测数据就可以进一步被处理以注释来自基础数据的期望特征，如表面标测注释所定义的处理(124)。期望的注释可以包括瞬时电势、激动时间、电压幅度、优势频率和其它信号性质。一旦被计算，就显示腔室几何上所叠加的注释。如果注释的数量少于构成表面几何显示的元素的数量，则可以采用表面标测插值(126)。所显示的标测图可以分开地被计算并且显示，或覆盖在彼此顶部上(128)。

[0315] 数据流

[0316] 返回参照图1，在自动化电解剖标测处理期间，数据流(102)提供充当对标测处理的输入的生理信号和非生理信号的集合。所述信号可以由标测系统直接收集，或使用模拟或数字接口从另一系统获得。

[0317] 数据流可以包括例如以下信号：单极或双极心内电描记图(EGM)、表面心电描记图(ECG)、源自各种方法(磁、阻抗、超声、荧光透视法、实时MRI等)的电极和/或导管定位信息、组织接近性信息、从各种方法获得的导管力/或接触信息、导管尖端或组织温度、声学信息、导管电耦合信息、呼吸期、血压和其它生理信息。此外，数据集可以包含附加信息，例如导管形状、电极性质等。

[0318] 触发

[0319] 返回参照图1，在自动化电解剖标测处理期间，触发处理(104)定义在其周围对来自数据流的数据的窗口进行采样的时实例(time instance)。在一些情况下，从指定为基准信号的生理信号检测触发事件。在其它情况下，触发对于患者是异步的，并且得自系统时钟。例如，当构建激动标测时，一般使用ECG或EGM信号作为基准。然而，当构建解剖外壳(shell)时，该基准可能不是必须的，并且系统时钟可以提供触发。

[0320] 当聚合来自多个心脏搏动的数据以创建电解剖标测图时，数据流中的稳定基准的触发关闭是有用的。基准提供跨越多次搏动对心动周期中的期望时期的对准。在一些实例中，对于触发(例如ECG导联II)而选择单个信号源，并且波形属性(例如最小值/最大值、绝对最大值、最大/最小斜率或距基线的第一偏差)用于检测触发。信号形态属性、导管运动和噪声源可以使得其富有挑战性地以通过这些简化方案来可靠地并且一致地触发。不精确的触发进而可能导致标测数据集以及所得电解剖标测图的讹误。据信与基于单个信号的触发方案相比，使用多个信号来确定触发可以提供各种优点。

[0321] 消隐

[0322] 在一些实施方案中，使用简单准则单独使用信号的波形一致地触发打开给定信号可能并不现实。例如，当在右心房或左心房中标测时，一般期望使用双极心内信号作为基准。为了避免时序不精确性，对于该信号重要的是触发打开心房而不是心室激动。出于该目的，定位于冠状窦(“CS”)中的双极电极对频繁地用作基准。然而，取决于患者特定解剖，双极电极对可以测量具有可比较的幅度的心房和心室激动。结果，当使用单个信号源时，难以一致地触发打开期望的心房激动。对于该问题的现有解决方案包括：搜索不同组的电极，并且当它们不可用时，重新定位导管以希望找寻更好的触发部位。经常的情况是，任一种方法都不成功。本发明提供一种用于使用以占优势的心室激动作为消隐基准的附加信号来克服此问题的手段。

[0323] 图2提供该方法的实例。波形B是对于基准触发所使用的波形的示意。该波形具有两个占优激动130和132，较低幅度激动132是期望的基准触发。临床上，这两个激动130和132可以是在双极冠状窦电极对上所测量的心室和心房激动，心房激动132是期望的触发。
为了对较低幅度心房信号132进行可靠触发，采用附加波形：波形A。在该波形中，不期望的激动是占优的，并且易于检测(例如激动134中所示)。临床上，这可以是表面ECG信号的导联II，其中，触发是R波。该波形可以定义为消隐基准波形。时序检测算法可以采用最大值、最小值、最大或最小导数、距基线的偏差中的任一作为检测准则来找寻感兴趣的消隐基准时序。一旦检测到消隐基准(例如，一旦检测到激动134的时序)，就对于波形B定义消隐窗口
136。消隐窗口136具有所定义的相对于消隐基准的偏移和持续时间。所述偏移和持续时间被确定为足够大，从而它们包括整个不期望的激动持续时间，但并非过大，从而包括期望的激动时序。当使用ECG II作为消隐基准波形并且使用冠状窦作为基准触发时的典型值是用于偏移的40ms和用于持续时间的120ms。当检测到波形B中的触发时，在消隐窗口期间忽略信号。以此方式，有效地忽略不期望信号的影响。

[0324] 重要的是，注意，该方法可以用于其它情形和信号。例如，一般在标测期间采用心脏刺激。可以期望生物信号而不是刺激信号的触发关闭。以与上述情况相同的方式，可以采用具有大刺激信号的波形作为消隐基准波形。具有刺激伪像以及指示生物激动的信号两者的波形可以于是用作基准触发。

[0325] 此外，它们可以是这样的情况：使用多于一个的消隐基准来确定触发(例如两个消隐信号、三个消隐信号、四个消隐信号)。例如，可能的是，刺激物伪像和心室激动两者存在于期望触发是心房的信号上。在此情况下，可以同时定义两个消隐基准。

[0326] 此外，并非消隐窗口，消隐基准可以定义包含窗口。在此情况下，可以仅在波形A中的消隐基准周围所构建的包含窗口期间确定波形B中的基准触发。例如，当在心室中标测时，该情况可能是期望的。再次，波形A可以是ECG导联II，波形B是冠状窦中的双极组电极。在此情况下，消隐基准周围的包含窗口将用于在冠状窦波形中的包含窗口期间找寻心室激动。

[0327] 图3示出施加在从人类患者所收集的信号上的消隐。波形A是消隐基准波形，在此情况下，ECG导联V4。波形B是CS波形。R波140周围的窗口140施加在CS信号上。当寻找该信号上的基准触发或激动时间时，忽略存在消隐窗口140的时段。

[0328] 消隐在触发设置中是有用的，并且也可以用于注释。例如，使用常见的消隐波形基准以避免远场效应，消隐可以施加于单个的EGM。电压幅度和其它注释也可以得自来自消隐的益处。

[0329] 功率化触发

[0330] 图4波形A提供在人类患者中所获取的双极冠状窦信号的实例。如波形展示的那样，双极信号可以在局部激动期间展现多个上升分量150和下降分量152。此外，信号的形态可以基本上随着激动和导管移动的小的改变而改变。如波形A中的箭头所示，局部最大值和最小值的时序频繁改变，并且将导致标测数据集中的时序抖动。例如，在激动154中，第一上升分量将提供局部最大值，而在激动156中，第二上升分量将提供局部最大值。相似地，在激动154中，第一下降分量将提供局部最小值，而在激动156中，第二下降分量将提供局部最小值。因此，基于局部最大值或局部最小值的时序将归因于对信号内的不同激动时间的选择而经历时序抖动。

[0331] 如前，对于该问题的现有解决方案可以包括：搜索不同组的电极，并且当它们不可用时，重新定位导管以期望找寻更稳定的触发部位。在此所描述的系统和方法可以将附加处理应用于信号以搜索瞬时功率或等效测度中的峰值来克服该问题。这种触发将被称为功率化触发(powered triggering)。

[0332] 对于给定的采样信号S(n)，以下方程提供功率化触发算子：

[0333]

[0334]

[0335] 方程1

[0336] 该算子在2·N+1个样本的有限窗口上对信号进行平方以及求和。一旦应用，就可以稳健地应用简单局部最大值检测，如图4波形B所示。在此情况下，也可以应用最大微分检测。实践中，发现70ms的窗口持续时间执行良好。

[0337] 该操作是瞬时功率估计值，故此是符号不变的，并且更不易受影响于局部形态改变。应理解，可以提供关于该算子的变形。它们包括：将绝对值算子或任何偶数幂应用于信号。此外，可以采用更复杂的窗口函数(例如Harnning、Kaiser、Blackman等)或频率选择性窗口。

[0338] 该算子在触发设置中是有用的，并且也可以用于注释。例如，算子可以应用于单个EGM以及激动时序被发现为最大值。电压振幅和其它注释也可以得自功率化信号。

[0339] 搏动度量和接受

[0340] 返回参照图1，在触发打开期望信号(104)之后，搏动度量(108)用于确定搏动接受(106)。即使可以从非心脏信息触发每个触发事件，该事件也被称为搏动。在搏动度量和接受处理中，在发生触发事件的周围定义搏动窗口。虽然触发标识基准信号中的期望事件，但很多附加因素影响在任何给定搏动中所收集的数据的质量和相关性。例如，比如心动周期长度、导管速度、呼吸期、患者移动、损伤电流等的属性可能影响用于纳入在用于特定类型的电解剖标测图的标测数据集中的数据的相关性。

[0341] 为了创建标测数据集，计算机将搏动接受方案的一些要素自动应用于引入的搏动。该方案应用预定搏动度量集合以仅将满足特定准则的搏动加入到标测数据集。在具有多个电极的导管的情况下，搏动度量可以影响在搏动的持续时间期间导管所收集的所有信息的纳入或排除。

[0342] 备选地，搏动度量可以应用于并且命令导管所收集的信息子集的纳入或排除。在人工标测系统中，操作者采用指导他们的判断的有限信息来执行该活动。此外，搏动到达范围为0.2-1.5秒的速率，一个对于操作者浏览是太快的速率。

[0343] 电解剖标测系统可以直接使用搏动度量来使得标测处理自动化。然而，搏动度量所提供的信息也可以出现并且用作人工标测系统中的附加操作者输入。

[0344] 搏动度量可以被设计为提供二元YES/NO接受判断以及指示接受级别的值。当将不同搏动度量聚合到搏动接受判断中时，逻辑AND可以应用于所有搏动度量。如果期望，则计算机可以将更复杂的函数应用于二元判断集合或值，以确定搏动是否加入到标测数据集。

[0345] 搏动接受和搏动度量可以随着数据流到达而实时地运行(例如，计算机可以随着接收到数据流而处理数据流)。此外，该方案可以潜在地通过不同的参数在数据收集之后重新运行(例如，计算机可以在收集之后重新处理数据)。例如，患者可能在标测期间以两个间歇节律而出现。在标测处理期间，可以收集仅包含具有一个节律的搏动的标测数据集，另一节律被拒绝。在标测处理之后，可以重新计算搏动度量，并且接受应用于接受第二节律并且产生第二标测。或者，可以通过设置两个搏动接受和标测流水线来同时标测两个节律，每个搏动接受和标测流水线被设计为接受以及拒绝不同的期望节律。

[0346] 以下描述可以应用于引入的搏动的不同的示例性搏动度量。应理解，也可以应用其它类型的搏动度量。

[0347] 基于机械的度量

[0348] 呼吸

[0349] 患者呼吸对心脏标测系统具有很多效应。其导致心脏在胸部内的移动，这可能影响导管或电极定位系统的精度。呼吸还产生心脏形状的形变，其在特定解剖部分中可以是7mm高("A Study of the Motion and Deformation of the Heart Due to Respiration(对由于呼吸引起的心脏运动和变形的研究),"Kate McLeish,IEEE Transactions On Medical Imaging,VOL.21,NO.9,September 2002)。此外，呼吸可以使得诊断导管移位，改变它们的EGM测量，并且可能甚至轻微调控心脏节律。

[0350] 结果，期望形成用于在呼吸周期中一致的时段期间检测呼吸期并且收集数据的呼吸搏动度量。搏动度量可以采用很多方案来收集呼吸期数据。

[0351] 在患者是机械通气的情况下，可以通过至通气机的接口直接提供呼吸期信息。也可以使用各种标准手段(例如监视带和声学感测)来检测呼吸。

[0352] 在导管消融操作期间特别可应用的呼吸期感测方案包括阻抗检测和定位传感器。在阻抗检测中，电流注入电极可以放置在身体表面上或在身体中，并且设置为以期望的频率来注入电流。相同的电流注入电极或任何其它电极可以用于监测所得电势，其将具有在其中的明显呼吸效应。图5描述当在冠状窦中的电极与身体表面电极之间注入电流时定位于胸部上的身体表面电极上所测量的波形。如图所示，信号是周期性的。波形上的值的范围可以定义期望的范围，并且可以用于阈值标定，如图中粗虚线170、172所示。搏动度量值是在搏动窗口期间的波形的平均值与期望范围(例如信号穿过虚线174的位置所指示的)的中心之间的差。或者，搏动度量值可以是在窗口期间的中值或在基准触发的时序期间的瞬时值与期望范围的中心之间的差。当搏动度量值在期望范围内时，搏动度量接收YES判断。

[0353] 备选地，定位传感器也可以放置在胸部上或身体中。定位传感器可以例如使用磁定位技术。可以通过上述相似的范围阈值标定方案随着时间而绘制传感器定位。图6示出使用人类患者中的定位信息的呼吸检测。波形A示出ECG，波形B示出胸部上所放置的定位传感器的对应X、Y和Z坐标。为了将这3个坐标减少为用于阈值标定的一个波形，主分量分析应用于X、Y和Z坐标。第一分量在波形C中绘制，并且用于阈值标定。也可以通过相似方式来使用在患者上或其中的多个定位传感器。

[0354] 组织接近性

[0355] 构建电解剖标测图中的重要问题是组织接近性确定。当在心脏中操纵标测导管时，难以确定其是与心脏组织接触还是在心脏组织附近。可以采用包括EGM浏览、超声、荧光透视法和触感的各种方法来确定接触。然而，它们可能缺少正确的灵敏度和特异性，并且可能难以合并在自动化标测步骤中。例如，当导管与梗死组织接触时，当导管不处于接触时，EGM性质和机械导管移动可能从它们中无法区分。对于组织接近性的知识对于解剖和电标测图的构建都是有价值的。

[0356] 可以采用各种方法来确定组织接近性。例如，在例如美国专利申请序列号12/437,794中所描述的使用阻抗信息的组织接近性评估或例如在美国专利申请序列号12/096,071中所描述的耦合也可以用作用于该搏动度量的输入，其中的每一个的内容通过其完整引用合并到此。在阻抗信息的情况下，标测导管上的电流注入电极注入电流。注入电极和/或其它电势测量电极所收集的测量可以用于确定关于心脏组织以及其对导管和其电极的接近性的信息。该信息可以随后以每个电极的基础上被提供，或全局地用于整个导管。

[0357] 表面几何构建算法可能需要具有紧密的壁接近性的电极位置作为输入。具有阈值的组织接近性信息可以用在该情况下，从而计算机系统关于是否基于组织接近性信息来接受搏动并且仅接受其组织接近性值指示距壁的很小距离的搏动和/或电极定位做出判定。例如，可以使用3mm的阈值。

[0358] 相似地，对于电标测，在标测数据集中仅期望组织接近性信息指示正确的壁距离的搏动和/或电极定位。计算机系统可以相似地将范围阈值标定应用于生成搏动度量和判断以在标测图中仅包括这些测量。

[0359] 导管与壁之间的接触力也可以被确定并且用作度量。可以使用很多技术来测量力，包括例如美国专利申请序列号11/553,965所描述的压电晶体、例如美国专利申请序列号11/868733所描述关于由在导管尖端处的弹性可形变构件所分隔的传感器的定位信息以及例如美国专利申请序列号11/237,053中所描述的光学感测。

[0360] 力值可以划分为3个范围。第一范围是低力，例如F<8g，其指示没有壁接触。第二范围是力的中间量，例如8g40g，其指示可能使得心脏解剖隆起并且形变的过度力。

[0361] 用于创建腔室解剖的表面几何构建算法可能需要具有在腔室内部并且具有正确的壁接触两者的导管位置的标测数据集。在此情况下，力信息可以直接用作搏动度量，其中，范围阈值标定方案被设计为仅接受其力在过度力阈值之下的搏动。对于需要具有正确的壁接触的位置单独作为输入的表面几何构建算法，力信息可以用于仅接受其力值指示正确的壁接触的搏动的阈值。

[0362] 对于电标测，在标测数据集中仅期望导管力信息指示正确的壁接触的搏动。计算机系统可以相似地将范围阈值标定应用于生成搏动度量和判断以在标测图中仅包括这些测量。

[0363] 导管移动

[0364] 临床医生将标测导管移动到不同部位，以收集多个定位中的测量。此外，导管经历归因于心脏收缩的运动。标测系统可以使用平均值、中值或对基准触发或窗口中心的选通而在搏动窗口期间将单个定位分配给电极。在搏动窗口期间的过度导管运动可能导致用于生成标测的定位的不精确性。

[0365] 搏动度量可以被定义为使用导管速度作为输入。使用上述范围阈值标定方案，过度导管运动可以自动从标测数据集中拒绝(例如计算机系统自动拒绝，而基本无需人类交互)。

[0366] 患者移动

[0367] 与呼吸相似，患者移动可能影响心脏解剖以及导管跟踪精度。搏动度量可以用于检测患者运动并且在患者移动期间和/或之后拒绝数据。

[0368] 在外部场发生器的情况下，单个或多个定位传感器可以放置在身体表面上或处于稳定定位的身体中，提供患者定位基准。然后可以记录患者定位基准的基线位置。一旦标测开始，就可以使用范围阈值标定方案来生成基线位置与患者定位基准的当前位置之间的距离。计算机系统可以基于基本不需要人类输入的算法来自动完成患者定位基准和阈值标定。

[0369] 基于电描记图/心电图的度量

[0370] 各种因素可以在标测期间影响心脏中的电传输序列的一致性。少数实例包括间歇节律、无法捕获起搏以及导致过早收缩的导管物理接触。因此，关键的是，验证基础节律是在将搏动加入标测图之前对于标测所期望的节律。不同的度量可以用于使用计算机系统来完成该操作。计算机系统可以接收数据输入，分析数据，并且关于在电解剖标测图中是否包括所收集的数据和/或是否基于所观测到的心脏中的电传输序列的一致性来提供注释而做出判定。

[0371] 周期长度

[0372] 各基准触发之间的时间段被定义为周期长度。心动周期长度典型地范围是0.2-1.5s。在不稳定的节律期间，周期长度可能在各搏动之间发生变化。反之，在稳定的节律期间，周期长度期望在特定容限内保持稳定。

[0373] 计算机可以对于每个引入的搏动计算周期长度。因为计算机系统(与人类操作者相反)分析引入的信号以计算周期长度，所以可以实时做出判定，而无需延迟数据的收集。绝对和相对的两个方案之一可以用作范围阈值标定方案以从其推导搏动度量。在绝对方案中，定义周期长度值，计算机对所有引入的搏动与该周期长度值进行比较。可以在期望节律发生的同时测量该值。在其它实例中，计算机系统可以通过对当前周期长度与先前搏动之一或邻近搏动的一些其它加权函数进行比较来执行相对方案。基于周期长度信息，计算机系统可以确定是否在电解剖标测图中包括来自特定周期的数据。

[0374] 传输基准

[0375] 虽然周期长度对于检测节律是强大的度量，但其是对单个电描记图进行采样的全局测度。故此，周期长度不验证心腔室中的传输序列，并且可以允许具有不同基础节律的搏动被包括在电解剖标测图中。计算机系统可以使用传输基准以通过测量第二心脏信号与基准触发之间的相对时序来提供期望的传输序列正发生的附加验证。传输基准使用同一触发方案作为基准触发，并且可以当触发时使用同一准则(例如最小值/最大值)和增强(例如消隐)。例如，在一种情况下，在传输基准来自右心耳中的双极电极的同时，基准触发可以是来自CS的双极信号。一旦检测到两个信号的时序，就可以将它们的相对时序用作搏动度量。在另一实例中，可以使用起搏。在此情况下，基准触发可以是刺激物信号，而传输基准可以是生物信号。与先前实例相似，如果起搏正发生在CS中，则来自右耳的双极信号可以用作传输基准。因为传输基准可以用于验证起搏捕获，因此该情况可以提供特别的优点。当起搏时，周期长度单独可以完全取决于刺激物输入，故此不提供用于标测的有用生理信息。

[0376] 图7提供以上情况的示意性实例。波形A是用于提供如前所述的消隐触发的消隐波形。波形B是基准触发，波形C是传输基准。波形B与C中的各触发之间的相对时序用作基线，距基线的偏差用作搏动度量。在此情况下，所选取的相对时序是30ms。当计算机系统确定基准触发与传输基准之间的时序差超过阈值时，计算机系统拒绝该搏动，且来自该搏动的搏动信号不被包括在用于生成电解剖标测图的数据集中。例如，见图，如果|TC-TB-30ms|≤5ms，则接受该搏动。

[0377] 与周期长度相似，对于度量，计算机系统可以使用绝对基线差或相对差。在绝对差的情况下，在观测到期望节律的同时，初始时序差用作基线。计算机系统对后续搏动的时序差与基线值进行比较。范围阈值标定方案然后应用于推导用于搏动度量的值和判断。计算机系统也可以计算相对差，并且在此情况下使用该相对差，从而对当前搏动的相对时序与先前搏动的相对时序进行比较。

[0378] 应理解，可以比较多于两个的EGM，以验证传输序列。可以定义分别提供基线值的很多传输基准。搏动度量可以是各差的平均值。

[0379] 此外，波形方面而不是单独时序可以用于验证各EGM之间的一致关系。例如，计算机系统可以在传输基准波形上应用例如方程1中所描述的数学算子。如所描述的那样，所述算子减少波形中的偏转，并且提供局部激动时序和能量的测度。随后，相关性和根均方差可以应用为度量。

[0380] 远场重叠

[0381] 电描记图记录目的是测量从靠近电极的组织传出的电信号。然而，电极可以拾取来自更远离的组织的信号，尤其是如果局部组织中的激动基本上在幅度方面比所述更远离的信号的幅度更小。电极从更远离的组织所拾取的信号被称为远场信号。当在电解剖标测系统中注释电描记图记录时，重要的是，注释局部组织的性质，而不是远场分量的性质。例如，当在心房中的特定区域收集记录时(具体地说，当靠近三尖瓣和二尖瓣环时)，心室远场信号可以主导记录，甚至当附近心房组织是健康的时。

[0382] 在特定节律(尤其是快速节律)中，远场分量可以在一些搏动期间但不是在其它搏动期间出现在记录中。实例包括：心房和心室分离，或二者之间的n：1(n>1)关系。在这些情况下，可以定义拒绝与远场信号的存在重叠的那些搏动的搏动度量并且避免使得EGM被误注释。计算机系统可以分析引入的信号以确定远场分量的存在。例如，可以测量附加数据信号以检测远场信号的存在。如果检测到远场信号，则计算机系统可以使用所检测到的信号的时序来提供丢弃来自EGM数据的数据的消隐窗口。因此，如果检测到明显远场分量；则计算机系统丢弃该数据(例如，在用于生成电解剖标测图的数据集中不包括来自该搏动的数据)。

[0383] 图8示出来自具有2：1心房心室传导的房性心动过速患者的ECG和EGM记录(分别如信号A和B所示)。从波形A中的ECG信号检测心室激动。计算机系统将所检测到的来自ECG的信号180用作消隐基准和远场拒绝基准两者。消隐基准用于稳固地触发打开用作基准触发的波形B中的CS信号中的心房激动。在基准触发(例如搏动窗口184a、184b、184c和184d)周围定义搏动窗口。在该实例中，搏动窗口跨度比完全心动过速周期长度稍微更少(90％)。此外，计算机系统在远场拒绝基准180周围(在该情况下跨度为110ms)定义远场拒绝窗口182a、182b。计算机系统所计算的搏动度量值是在搏动窗口(例如搏动窗口184a、184b、184c和184d)与远场拒绝窗口(例如窗口182a、182b)之间的重叠。每当重叠超过0ms时，例如，度量就可以返回NO判断，并且计算机系统自动拒绝其窗口包含心室激动的搏动。在该实例中，远场拒绝窗口182a与搏动窗口184a重叠，并且远场拒绝窗口182b与搏动窗口184s重叠。归因于远场拒绝窗口与搏动182a和182c的重叠，来自搏动182a和182c的数据被丢弃并且并非由计算机系统用于生成电解剖标测图。

[0384] EGM一致性

[0385] 在一些情况下，重要的是，使用标测导管所收集的电描记图的属性作为搏动度量。例如，损伤电流是可能源自标测导管组织接触的激动的局部改变。在损伤电流的情况下，标测导管所记录的EGM将被改动，而其它导管上的EGM和节律保持不变。包含损伤电流的EGM因此可能被标测系统误注释。因此，据信提供计算机系统自动监测标测导管所测量的EGM的搏动度量是有价值的。一种这样的搏动度量是EGM一致性。

[0386] EGM一致性希望验证所测量的EGM在特定时间段或定位内是一致的。一种类型的EGM一致性度量可以是当前搏动与先前搏动之间的EGM相关性。在该度量中，计算机系统对标测导管上的每个电极中的EGM与先前搏动的EGM进行相关(例如，具有时间关系的信号彼此被比较)。计算机系统然后确定跨越所有电极的平均相关性。如果平均相关性超过特定值(例如0.7)，则接受该搏动。该度量具有消除作为间歇的记录讹误(例如上述损伤电流)的良好概率。此外，由于所记录的EGM很可能随着导管移动而改变，因此当导管非常快速地移动时，该度量能够拒绝搏动。

[0387] 并非先前搏动，EGM可以备选地与先前加入到附近定位中的标测图进行比较(例如，具有空间关系的信号彼此比较可以由计算机系统进行相关)。

[0388] 重要的是，注意，其它方法可以应用于确定EGM一致性。例如，计算机系统可以计算邻近搏动或定位中的跨越所有或一些电极的EGM的平均根均方。此外，对于一致性，可以比较EGM的属性而不是EGM自身。该测度的实例将是对每个EGM上的激动时间的检测以及在所计算的邻近搏动中对跨越电极的激动时间改变的计算。

[0389] 还重要的是，注意，可以在每电极而不是每次搏动的基础上应用该度量。

[0390] 表面几何构建

[0391] 表面几何构建算法生成其上显示电解剖标测图的解剖表面。可以使用如2008年5月8日提交的题为“Impedance Based Anatomy Generation(基于阻抗的解剖生成)”的美国专利申请序列号12/437,794所述的系统来构建表面几何，其内容通过其完整引用而合并到此。

[0392] 备选地，计算机系统可以通过拟合由用户或自动地确定为在腔室的表面上的电极定位上的表面来构建解剖外壳。可以在最外面的电极和/或腔室内的导管定位上拟合表面。

[0393] 如所描述的那样，构建表面的标测数据集可以采用与对于电类型标测和其它类型标测所使用的准则相同或不同的搏动接受准则。可以与电数据同时地或分开地收集用于表面几何构建的标测数据集。

[0394] 表面几何可以表示为包含顶点的集合(点)以及它们之间的连通性(例如三角)的网格。备选地，表面几何可以由不同函数(例如高阶网格、NURBS或曲线形状)来表示。

[0395] 表面标测生成

[0396] 标测数据集和表面几何数据的组合可以允许表面标测生成。表面标测是感兴趣的腔室的表面上的值或波形(例如电描记图)的集合，而标测数据集可以包含不在心脏表面上的数据。在例如2006年6月13日提交的题为“NON-CONTACT CARDIAC MAPPING,INCLUDING MOVING CATHETER AND MULTI-BEAT INTEGRATION(非接触式心脏标测，包括移动的导管和多次搏动整合)”的US 7,515,954中描述了用于处理标测数据集和表面几何数据以获得表面标测数据集的一种方法，其内容通过完整引用而合并到此。

[0397] 备选地或与上述方法组合，可以采用将接受准则应用于单个电极的算法。例如，可以拒绝超过距表面几何所设置的距离(例如3mm)的电极定位。另一算法可以加入使用阻抗的组织接近性信息以纳入至表面标测数据中。在此情况下，将仅包括其接近性值<3mm的电极定位。基础数据的附加度量也可以用于此目的。例如，可以在每个电极的基础上评估与搏动度量相似的EGM性质。在此情况下，可以使用例如远场重叠、EGM一致性的度量。

[0398] 应理解，可以存在该方法的将来自标测数据集的点投射到表面或选择适当点的变化形式。

[0399] 标测注释

[0400] 一旦数据被收集到表面标测数据中，与所收集的数据有关的属性就可以自动呈现给用户。这些属性可以由计算机系统自动确定并且应用于数据，并且在此被称为注释。示例性注释包括激动时间、双激动或碎裂的存在、电压振幅、谱含量等。归因于在自动化标测(例如在与引入的数据有关的最小人类输入的情况下由计算机系统完成的标测)中可用的数据的充足性，操作者人工浏览并且注释数据并不现实。然而，人类输入可以是对于数据的有价值的附加，因此，当提供用户输入时，计算机系统必须将其自动传输并且一次应用于多于一个的数据点。

[0401] 可以使用计算机系统来自动注释激动时间、电压以及单个电描记图的其它特性。激动时间检测使用与先前所描述的方法相似的方法来检测触发，并且可以相似地受益于使用消隐和功率化触发算子。

[0402] 空间一致性

[0403] 为了进一步改进精度，在一些情况下，在注释期间考虑邻近电描记图是有用的。考虑邻近电描记图的一种形式是空间一致性：计算机系统自动调整注释，以改进生理似真性(plausibility)，并且通过更空间一致地进行注释来减少标测图噪声。

[0404] 对于激动时间标测，三个普通状况受益于空间一致性：

[0405] 沿着传导阻滞的路线，电描记图频繁地展现两个或更多个独特的偏转。归因于电极位置、定向和运动的小变化、激动强度的自然变化以及电噪声，甚至对于保持在相同标称定位中的导管，电描记图内的偏转的强度也将在各搏动之间变化。对于具有多偏转的电描记图，偏转强度的这种变化使得自动时序注释当这些偏转的强度相似时在各偏转之间随机地切换。这导致沿着阻滞的路线的激动标测的锯齿状轮廓和斑点，这是生理不正确或不可能的。这种标测噪声可能阻碍理解激动模式。为了减少多偏转的效应，计算机系统自动比较对于多个搏动所确定的激动时序，并且修改该时序以当各时间相关信号之间的差异存在时选择不同的偏转。

[0406] 对于大重入(macroreentrant)电路，搏动窗口应靠近典型周期长度，以显示用于整个腔室的激动模式。归因于正常周期长度变化，一些周期将比搏动窗口稍微更短。在一些区域中，在这些更短周期期间所测量的电描记图将在搏动窗口的开始和结束时具有偏转，其中，在结束时的偏转实际上是下一搏动。由于在开始和结束时的偏转强度是相似的，因此自动时序注释可以在周期的开始与结束之间切换。这在激动正从搏动窗口的结束过渡到开始的区域中引入激动标测的斑点。

[0407] 在碎裂的区域中，电描记图可以具有相对弱但相似强度的激动的长时段。因为电极正测量通过电极附近的大部分瘢痕组织沿着缓慢和回旋的路径行进的激动，所以这种情况产生。

[0408] 因为所选择的时间与碎裂的电描记图中的任意峰值对应，而不是在该定位处的标称激动时间，所以这些区域中的自动时序注释可能似乎是完全随机的。这使得通过这些区域的传输方向变得模糊。

[0409] 图9和图10示出从人类患者收集的4个波形。从上到下，第一波形是ECG导联V6，第二波形是来自CS电极9-10的双极记录，第三波形是在标测部位中的单极电描记图，第四波形是单极记录的时间微分。图9示出在阻滞线附近的一个定位中的三个搏动(第一普通状况)。在此情况下用作时序注释的最小单极电描记图斜率在各搏动之间的较早偏转和较晚偏转之间交替。无论最小导管运动和稳定节律如何，该情况都产生。

[0410] 图10示出当前激动和下一激动两者恰落入搏动窗口内的搏动(第二普通状况)。自动时序注释可以采用取决于其偏转碰巧较大的早时序或晚时序。

[0411] 当人工注释激动时间时，有经验的操作者考虑被注释的电描记图以及周围的激动时间两者以创建一致并且生理上似真的标测。以下所描述的方法自动执行相似功能。

[0412] 空间一致性方法

[0413] 空间一致性方法提供一种用于计算机系统以与单个电描记图一致并且具有可调整的变化减少程度的方式来自动减少注释中的空间变化的方式。

[0414] 该方法具有三个阶段：

[0415] (a)单个电描记图分析，

[0416] (b)电描记图聚类，

[0417] (c)注释调整。

[0418] 单个电描记图分析

[0419] 在该步骤期间，计算机系统使用前述注释准则来分析每个电描记图，以提取注释候选。注释准则定义信号的什么方面用于确定激动并且规定最小激动阈值。注释候选是超过注释阈值的电描记图样本，并且是局部注释准则极值。没有注释候选的电描记图被认为没有激动。

[0420] 计算机系统将置信度值分配给每个电描记图的每个注释候选。从电描记图特性到置信度值的很多可能标测是可能的。在一个示例性方法中，标测保持三个性质：

[0421] (a)较强的偏转应具有较高的置信度；

[0422] (b)相似强度偏转应具有跨越所有电描记图的相似置信度；

[0423] (c)各置信度值之间的数值差应与较高置信度值是优选的似然性对应。

[0424] 用于进行该标测的一种方式是：对于计算机系统，在超过检测阈值的样本处将注释准则幅度归一化到跨越所有电描记图所观测到的注释准则幅度的范围。该标测被认为实现了以上所列举的前两个性质，并且充分地表示第三性质。

[0425] 如果变化减少的程度是零，则计算机系统对于每个电描记图选择具有最高置信度值的注释候选，以用于该电描记图的注释。如果启用某种变化减少，则计算机系统在注释调整期间使用置信度值以减少空间变化。

[0426] 电描记图聚类

[0427] 对于标测中所包括的每个电描记图，定义一组邻近的电描记图(例如空间上邻近的电描记图或距彼此预定距离内的电描记图)和关联权重。计算机系统自动定义这些组的一种方式是：包括其投射定位在标测中所包括的每个电描记图的投射定位的指定距离(例如纳入半径或影响半径)内的所有电描记图。可以使用各种关联加权函数。一个选项是距离的倒数；另一选项是距离对于最大距离的比率的余弦。这两种方法用在下述迭代注释调整中。

[0428] 注释调整

[0429] 注释调整是计算机实现的优化过程，其通过首先自动标识并且改变最少特定注释来将空间一致性改进到目标量。目的在于，用于具有多个弱偏转的电描记图的注释应随着目标空间一致性程度增加而从最强偏转迁移到最接近于与邻近注释一致的偏转。该操作在改变最可能出错的注释的同时产生逐渐平滑的标测图。

[0430] 优化问题是由计算机系统实现的，并且包括大量耦合变量(每个电描记图注释有一个变量，其取决于所有电描记图的邻区的注释)，并且是高度非线性的(每个注释仅可以取得一个离散组的值，这些值跨越标测图并且在各邻区之间明显地变化)。

[0431] 为了在可跟踪的持续时间中解决该问题，可以使用贪婪迭代算法。该算法包括四个步骤：

[0432] (a)计算机系统以最高置信度候选来初始化所有注释，或如果没有候选存在，则标记为无注释。

[0433] (b)对于每个注释，计算机系统组合邻近注释以产生注释的估计。该操作使用从邻近注释到当前注释的插值函数。

[0434] (c)对于每个注释，计算机系统计算与从当前注释切换到插值的注释关联的代价。

[0435] (d)基于所计算的代价，计算机系统选择最低代价注释改变，并且以内插值来替换该注释。将累计代价增加与该调整关联的代价。对于邻近注释更新插值的注释。在累计代价小于目标总代价的同时重复该步骤，目标总代价基于目标空间一致性程度。

[0436] 对于插值函数，很多公式是可能的。一个公式是至最接近的候选的跳变的逆距离加权。对于可重入(reentrant)标测，插值应对于早的点和晚的点估计基本插值函数两次，一次在将所有点处理为早的点同时，一次处理为晚的点。

[0437] 以各种方式来组合候选置信度的很多代价函数可以应用于该问题。一种方法是取得各置信度之间的算术差。

[0438] 该迭代算法通过首先移动最少特定注释但仅移动到可接受的电描记图特征来以增量方式“平滑化”注释。

[0439] 图11示出将该方法应用于激动标测的实例。箭头指示具有在应用空间一致性操作之前不正确地定时的双激动的很多电描记图部位。在应用该操作之后，标测图显示清晰限定的阻滞线，其是生理似真的。

[0440] 自动分类注释

[0441] 当构建电解剖标测图时，特定电描记图分类是有特定临床意义的。由于操作者不能人工浏览表面标测数据中的每个点，因此重要的是，计算机系统自动注释这些分类。该操作包括具有双偏转、多偏转、碎裂和/或无激动的电描记图。

[0442] 自动注释具有这些类别的电描记图有助于用户快速找寻感兴趣的区域。

[0443] 使用计算机系统来自动将电描记图划分为这些分类的很多方法是可能的。所有这些方法共享将电描记图分段为具有激动以及没有激动的区域并且然后基于这些分段来进行分类的总体目的。一种方法包括：

[0444] (a)对于每个电描记图，计算机系统标记超过用于注释准则的激动阈值的电描记图的每个样本。标记动作指示在激动时段期间考虑电描记图的样本。

[0445] (b)对于每个电描记图的每个所标记的样本，计算机系统标记所指定的窗口(最大相同激动持续时间)内的相邻样本。这填充例如随着激动检测信号从正转变到负而出现的小的间隙。

[0446] (c)对于每个电描记图，计算机系统找寻比第二指定窗口(最小独特激动分离)更长的所有连续未标记样本序列。它们是无激动的时段。丢弃开始于电描记图的开始并且结束于电描记图的结束的任何时段，因为这些时段并不在激动之间。

[0447] (d)对于每个电描记图，计算机系统找寻比第三指定窗口(最小碎裂持续时间)更长的所有连续标记样本序列。

[0448] (e)计算机系统根据以下规则来对电描记图进行分类：

[0449] 如果样本被标记，则电描记图没有激动。

[0450] 如果比最小碎裂持续时间更长的连续标记序列存在，则该电描记图被碎裂。

[0451] 如果比最小独特激动分离更长的一个连续未标记序列存在于标记样本之间，则该电描记图具有双偏转。

[0452] 如果比最小独特激动分离更长的多于一个的连续未标记序列存在于标记样本之间，则该电描记图具有多偏转。

[0453] 否则，该电描记图是正常激动。

[0454] 图12描述用于具有三个偏转的电描记图的该处理。“U”是单极电描记图，“B”是双极电描记图。以上方法的第一步骤和第二步骤标记长框内的电描记图样本，因为这些样本中的一些超过激动阈值。第三步骤分段出三个短框。因为其中的最后一个在周期的结束时，所以丢弃它。由于两个足够长的无激动时段存在，因此该方法将该该电描记图注释为多偏转。

[0455] 因为该注释目的是关注于用于人工检查的特定部位，所以应使得用于双偏转、多偏转和碎裂的假阳性最小化。减少假阳性率的一种方法是当标记用于这些注释的样本时使用较高的激动阈值(多激动阈值)。可以通过以可调整的比率来缩放激动阈值而确定该阈值。此外，用于无激动、碎裂以及计数偏转的注释准则无需是相同的。

[0456] 用户输入传输

[0457] 自动方法可能并不总是以用户期望的方式来标注电描记图。因此，除了计算机系统自动生成的注释之外，还可以提供人工注释形式的用户输入。因为人工注释局部地超越计算机自动化判断，所以其也是所指定的人工超越。因为邻近电描记图很可能是相似地注释的，所以计算机系统传输对邻近电描记图的人工超越可以显著地减少必须人工注释的电描记图的数量。

[0458] 计算机系统可以自动传输的两种类型的人工超越包括分类注释超越(例如标记为无激动)以及值注释超越(例如改变激动时间)。

[0459] 分类注释超越

[0460] 对于该类型的超越，分类注释(例如无激动、双偏转或碎裂)由用户从初始自动生成的注释改变，以用于特定电描记图。超越可以指定正常激动，以移除自动分类(例如不正确地确定的双偏转)。计算机系统将相同分类注释应用于具有相似特性的邻近电描记图(例如空间相关电描记图)。

[0461] 传输分类超越包括三个功能：

[0462] (a)电描记图聚类，

[0463] (b)电描记图注释方法改变，

[0464] (c)冲突解决规则。

[0465] 电描记图聚类

[0466] 用于分类超越的电描记图聚类可以使用与上面对于空间一致性方法所描述的相同方法。由于人工确定每个分类超越，因此可以对于每个超越指定单独的影响半径。例如，可以对于每个超越指定至所指定的测定信号的单独距离。

[0467] 电描记图注释方法改变

[0468] 为了朝向所超越的电描记图附近的人工超越来偏置自动注释系统，对于邻近电描记图必须改变自动注释系统的某方面。对于这种改动，两种基本方法存在：局部改动注释准则(例如激动阈值)以及局部改动空间一致性方法所使用的置信度。

[0469] 对于改变注释准则的方法，对于每个类型的分类超越，计算机系统对于关联聚类内的电描记图以适当的方式来调整注释准则。这种调整的程度可以是可调整的，并且该调整的强度可以是距所超越的电描记图的距离的函数。一组可能的修改方法如下：

[0470] 对于无激动超越，计算机系统将用于邻近电描记图的激动阈值(并且如果实现，则多激动阈值)增加作为所超越的定位与邻区之间的距离的函数而下降的可调整的百分比。计算机系统然后基于调整后的激动阈值来重新确定用于邻近电描记图的注释。

[0471] 对于双偏转、多偏转或碎裂超越，计算机系统将用于邻近电描记图的激动阈值(并且如果实现，则多激动阈值)减少作为距离的函数而下降的可调整的百分比。计算机系统然后基于调整后的激动阈值来重新确定用于邻近电描记图的注释。

[0472] 对于正常激动超越，计算机系统将用于邻近电描记图的激动阈值减少作为距离的函数而下降的可调整的百分比(并且如果实现，则增加多激动阈值)。计算机系统然后基于调整后的激动阈值来重新确定用于邻近电描记图的注释。

[0473] 大量函数可以用于改变作为距离的函数的调整量。一个这样的函数是1加π的余弦乘以电描记图之间的距离与聚类中所包括的最大距离的比率。

[0474] 对于所有这些调整，对于应用固定调整的替代方式是找寻适当激动阈值以使得用于所选择的分类的所超越的电描记图具有资格，然后将阈值的距离衰减版本应用于邻近电描记图。

[0475] 除了如下调整置信度之外，改变置信度的方法与改变注释准则的方法相似地运作：

[0476] 对于无激动超越附近的电描记图，如果置信度大于可调整阈值，则计算机系统不改变置信度，电描记图被看作激动的并且被正常地定时。如果置信度小于阈值，则计算机系统将置信度设置为零，并且电描记图被看作未激动的。

[0477] 对于被自动系统确定为正在激动的激动超越附近的电描记图，除了可以对于值注释超越通过下述方法来调整时序注释之外，正常地处理电描记图。

[0478] 对于被自动系统确定为未正在激动的激动超越附近的电描记图，电描记图被看作具有小的均匀置信度。该操作迫使电描记图由计算机系统以与具有激动的邻近电描记图一致的方式来定时。如果不启用空间一致性，则即使该样本不超过阈值，也在最大注释候选处注释该电描记图。

[0479] 冲突解决规则

[0480] 当电描记图处于两个或更多个可能不一致的分类超越的邻区内时，冲突解决是必须的。冲突解决规则确定计算机系统如何组合多个超越以作用于它们的影响半径和/或它们的所设置的距离内的电描记图。

[0481] 一种方法是：当注释每个电描记图时，简单地使得计算机系统考虑最靠近的超越并且忽略其余。

[0482] 第二种方法是：使得计算机系统根据例如逆距离加权的函数来组合超越对激动阈值或置信度的效果。

[0483] 值注释超越

[0484] 对于这种类型的超越，对于特定电描记图人工设置具有可能值范围的注释(例如激动时间)。具有相似特性的邻近电描记图应受所超越的注释影响(例如，计算机系统部分地基于超越来确定用于邻近电描记图的注释)。例如，区域可以具有带有相似双偏转的大量电描记图。当用户人工地将激动时间从一个偏转移动到另一偏转时，计算机系统应修改周围电描记图以照样操作。

[0485] 该问题与空间一致性紧密有关。解决该问题的一种方式是通过将空间一致性方法扩散为关心人工注释。可以凭借以下步骤通过超前于对于空间一致性所给定的注释调整方法的第一步骤来进行这种扩展：

[0486] 对于每个所超越的电描记图，计算机系统将置信度设置为在所超越的样本处的最高可能级别，并且将所有其它置信度值设置为无置信度。这样防止了所超越的注释改变。

[0487] 对于根据自动准则未正在激动的邻近电描记图，计算机系统将置信度设置为小的均一值，并且以超越值来初始化注释。该操作确保电描记图与周围点一致地被定时，因为其可能远离初始值而自由地改变。

[0488] 对于根据自动准则而正在激动的邻近电描记图，计算机系统对于所有计算使用有偏置信度，并且任选地在超越值周围的给定窗口内的最高置信度样本处初始化注释。该操作启动靠近超越的注释，并且增加注释将保持靠近于超越但如果该激动足够强则仍允许注释移动回到无偏值的似然性。

[0489] 有偏置信度是计算机系统所调整以考虑邻近人工超越的自动置信度。很多函数可以用于计算有偏置信度。一个这样的函数是将基线置信度加上开始于可调整的基本强度并且使得该强度作为距超越的距离和与置信度关联的样本与超越值之间的时间差的函数而衰减的值。衰减函数可以是很多形式；一种形式是距离或时间差对最大距离或时间差的比率的升余弦。

[0490] 图13示出该处理的实例。“U1”和“U2”是邻近的单极电描记图。从自动选择的早期时间到晚期时间的U2的人工注释(步骤#1)将增加与d(U1)跟踪中的较小最小值关联的置信度(步骤#2)，由此将U1的时序调整到晚期时间(步骤#3)。

[0491] 表面标测插值

[0492] 一旦已经注释表面数据，计算机系统就将表面数据显示给操作者。例如，可以通过彩色或使用表面几何上的许多纹理中的任一个来呈现所注释的数据。在使用逆拉普拉斯算子来生成标测表面数据的情况下，所得数据集可以具有表面几何上的每个点上的值，并且不需要更多的表面插值。

[0493] 在使用找寻腔室上的点的情况下，表面插值方案可能是必须的。例如，表面插值可以取得表面标测数据中的所有注释值，并且在用于表示表面的顶点中的每一个上对于它们提供内插值。表面插值可以采取很多方案中的任一种，包括3D Kriging、或Tao Ju,Scott Schaefer,和Joe Warren.2005.Mean value coordinates for closed triangular meshes(用于闭合三角形网格的均值坐标).ACM Trans.Graph.24,3(July 2005),561-566中所解释的均值插值。

[0494] 代表性系统

[0495] 图14示出非接触系统200的示例性实施方案的示意图。非接触系统200包括具有多个空间分布电极的可移动导管210。在非接触标测过程的信号获取阶段期间，导管210移位到插入导管210的心脏腔室内的多个定位。

[0496] 在一些实施方案中，导管210的远端与在导管上稍微均匀分布的多个电极配合。例如，电极可以安装在符合3D椭圆形状的导管210上。电极安装在能够在心脏的内部的同时将电极展开为期望的形状并且当从心脏移除导管时取回电极的设备上。为了允许在心脏中展开为3D形状，电极可以安装在球囊或形状记忆材料(例如镍钛诺)上。

[0497] 在导管210移动到的定位中的每一个处，导管的多个电极获取源自心腔中的电活动的信号。因此，对于用户(例如医生和/或技术员)重构并且呈现属于心脏的电活动的生理数据可以基于在多个定位处所获取的信息，由此提供心内膜表面的生理行为的更精确并且可靠的重构。获取在心脏腔室中的多个导管定位处的信号使得导管能够有效地充当“巨导管”，其电极的有效数量和电极跨度与其中执行信号获取的定位的数量和导管所具有的电极的数量的乘积成比例。

[0498] 为了增强在心内膜表面处的重构生理信息的质量，在一些实施方案中，导管210移动到心脏腔室内的多于三个的定位(例如，多于5个、10个或甚至50个定位)。此外，移动导管的空间范围可以大于心腔直径的三分之一(1/3)(例如，比心腔直径的35％、40％、50％或甚至60％更大)。此外，在一些实施方案中，在心脏腔室内的单个导管定位处或在若干定位上基于在若干心脏搏动上所测量的信号来计算重构生理信息。在重构生理信息基于在若干心脏搏动上的多个测量的情况下，测量被彼此同步，从而在心动周期的近似相同时期时执行测量。可以基于从生理数据所检测到的特征(例如表面ECG或心内电描记图)来同步在多个搏动上的信号测量。

[0499] 非接触标测系统200还包括处理单元220，其执行属于非接触标测过程的若干操作，包括用于(例如，如上所述)确定在心内膜表面处的生理信息的重构过程。为了加速非接触标测系统200所执行的计算操作，通常在导管插入到心脏腔室中之前和/或在已经开始导管的电极进行的信号获取之前，处理单元220可以计算可以实时使用以促进重构处理的变换函数。一旦导管210插入并且移位到心脏腔室中的特定定位，就可以通过实时计算在信号获取阶段之前并未计算的这些变换分量并且将这些分量与适当的预处理的变换分量进行组合以获得总变换函数迅速地执行标测过程。该总变换函数应用于所获取的原始数据，以提供逆重构操作。

[0500] 处理单元220还执行导管配准过程。可以使用传统感测和跟踪系统(未示出)来确定插入到心脏腔室中的导管210的定位，传统感测和跟踪系统提供导管和/或其多个电极相对于感测和跟踪系统所建立的导管的坐标系统的3D空间坐标。然而，为了执行标测过程并且重构关于心内膜表面的生理信息，必须将导管210的坐标系统与心内膜表面的坐标系统对准。处理单元220(或系统200的一些其他处理模块)确定将导管的定位的3D空间坐标变换为关于心内膜表面的坐标系统所表示的坐标或相反操作的坐标系统变换函数。

[0501] 处理单元220还对重构生理信息执行后处理操作，以提取所述信息的有用特征并且将其显示给系统200的操作者和/或其它人(例如内科医生)。

[0502] 如图8中所进一步显示的，由导管210的多个电极所获取的信号经由信号调节模块240传递到处理单元220。信号调节模块240接收从导管210所传送的信号，并且对所述信号执行信号增强操作，然后它们被转发到处理单元220。信号调节硬件用于对每个电极所测量的心内电势进行放大、滤波以及连续采样。心内信号典型地具有60mV的最大振幅，具有几毫伏的均值。在一些实施方案中，信号在频率范围(例如0.5-500Hz)中被带通滤波并且以(例如具有在1kHz处的15比特分辨率的)模数转换器而被采样。为了避免干扰房间中的电子设备，可以对信号进行滤波以移除与电源对应的频率(例如60Hz)。也可以采取其它类型的信号处理操作，例如谱均衡、自动增益控制等。模块240将所得的已处理信号转发到处理单元
220，以用于进一步处理。

[0503] 如图14进一步所示，非接触标测系统200还包括外围设备，例如打印机250和/或显示设备270，二者都互连到处理单元220。此外，标测系统200包括存储设备260，其用于存储由各个互连模块获取的数据，包括体积图像、电极所测量的原始数据以及据此计算的所得心内膜表示、用于加速标测过程的部分计算的变换、与心内膜表面对应的重构生理信息等。

[0504] 其它实施方案

[0505] 在此所描述的方法和系统不限于特定硬件或软件配置，并且可以在很多计算或处理环境中发现可应用性。所述方法和系统可以以硬件或硬件与软件的组合实现，和/或可以从商用模块应用和设备实现。于在此所描述的系统和方法的实现至少部分地基于使用微处理器的情况下，所述方法和系统可以在一个或多个计算机程序中实现，其中，计算机程序可以理解为包括一个或多个处理器可执行指令。计算机程序可以在一个或多个可编程处理器上执行，并且可以存储在处理器、一个或多个输入设备和/或一个或多个输出设备可读的一个或多个存储介质(包括易失性和非易失性存储器和/或存储元件)上。处理器因此可以访问一个或多个输入设备以获得输入数据，并且可以访问一个或多个输出设备以传送输出数据。输入和/或输出设备可以包括以下设备中的一个或多个：随机存取存储器(RAM)、独立磁盘冗余阵列(RAID)、软盘驱动器、CD、DVD、磁盘、内置硬盘驱动器、外置硬盘驱动器、记忆棒或能够由在此所提供的处理器存取的其它存储设备，其中，这些前述实例并非穷举的，并且用于说明而非限制。

[0506] 可以使用一个或多个高级过程或面向对象的编程语言来实现计算机程序以与计算机系统进行通信；然而，如果期望，则可以通过汇编或机器语言来实现程序。语言可以被编译或解释。集成有处理器的设备或计算机系统可以包括例如个人计算机、工作站(例如Sun、HP)、个人数字助理(PDA)、手持设备(例如蜂窝电话)、膝上型设备、手持设备或能够集成有可以如在此所提供的那样操作的处理器的另一设备。相应地，在此所提供的设备并非穷举的，并且被提供用于说明而非限制。

[0507] 对于“微处理器”和“处理器”或“所述微处理器”以及“所述处理器”的引用可以理解为包括可以通过单机和/或在分布式环境中通信的一个或多个微处理器，并且可以因此被配置为与其它处理器经由有线通信或无线通信来进行通信，其中，所述一个或多个处理器可以被配置为在可以是相似或不同的设备的一个或多个处理器控制的设备上操作。此外，除非另外指明，对存储器的引用可以包括一个或多个处理器可读和可存取的存储器元件和/或可以在处理器控制的设备内部、在处理器控制的设备外部并且可以使用各种通信协议经由有线或无线网络来存取的组件，并且除非另外指明，可以被布置为包括外置存储器设备和内置存储器设备的组合，其中，所述存储器可以基于应用是相邻的和/或分区的。相应地，对数据库的引用可以理解为包括一个或多个存储器关联，其中，这些引用可以包括商用数据库产品(例如SQL、Informix、Oracle)以及私有数据库，并且可以还包括用于关联存储器的其它结构(例如链表、队列、图形、树)，其中，这些结构提供说明而非限制。

[0508] 相应地，其它实施方案在所附权利要求的范围内。