版权通告
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背景技术
1.技术领域：
本发明涉及身体生物电信号的检测、测量或记录。更具体地，本发明涉及生成与心律失常相关的电解剖标示图。
2.相关领域描述：
表1-首字母缩略词和缩写
CoG 重心 CV 传导速度 ECG 心电图 EGM 电描记图 IC-EGM 心内电描记图 LAT 局部激活时间 MRI 磁共振成像
内部器官的三维图像可用于许多基于导管的诊断和治疗应用中，并且实时成像被广泛用于外科规程中。
现在，常常使用包括用于标测心脏电活动的电生理传感器的心脏导管来执行对心脏中电势的标测。通常，根据心脏内的位置感测并记录心内膜中的时变电势，然后将其用于标测局部电描记图或局部激活时间。由于通过心肌传导电脉冲所需的时间，心内膜中各点的激活时间不同。该电传导在心脏中任何点处的方向常规地由激活矢量(在本文中也被称为传导速度矢量)表示，该激活矢量垂直于等电激活波前，这两者均可衍生自激活时间的标示图。激活波前通过心内膜中任意点的传播速率可表示为传导速度矢量。
可通过观察现象，诸如多个激活波前、激活矢量的反常集聚、或速度矢量的变化或矢量与正常值的偏差来识别心脏的激活信号的传导中的局部缺陷。此类缺陷的示例包括内曲区域，该内曲区域可与称为复杂碎裂电描记图的信号图案相关联。一旦通过此类标测来定位缺陷，就可对其进行消融(如果其功能异常)或以其它方式治疗以便尽可能恢复心脏的正常功能。
文献Characterization of Left Ventricular Activation in Patients With Heart Failure and Left Bundle-Branch Block,(Auricchio et al.,Circulation.2004；109:1133-1139)描述了心力衰竭患者的左心室激活顺序以及左束支阻滞QRS形态，其中在固有节律与非同步起搏期间同时应用了三维接触标测和三维非接触标测。由于阻滞线位于前面、侧面或下面，所以“U形”激活波前出现在大多数患者体内。阻滞线的功能行为表现在：在不同部位且以不同周期长度进行非同步心室起搏期间，阻滞线的位置发生改变。
发明内容
本发明的实施方案提供了用于通过限定区域内的心内电描记图的同时测量值进行心房纤颤电解剖标测的方法和系统。激活时间基于单极电描记图的完整负斜率而不是该斜率上的单个基准点，例如，最大斜率(最大-dV/dt)、中间振幅或时间。相反，确定表示局部激活的斜率中每个斜率的LAT范围。LAT范围由分别表示斜率的开始和结束的峰点和谷点划分界限，限定了其中激活波经过的时间窗口。
本发明的另选实施方案还提供了斜率前或斜率后的另选激活周期的识别，从而提供短双电位和长双电位。
根据本发明的实施方案，提供了一种方法，该方法通过以下步骤来执行：将多电极探头插入活体受检者的心脏中；并发地记录来自位于心脏中相应位置处的电极的电描记图；界定电描记图中相应的激活时间间隔；由激活时间间隔生成电传播波标示图；通过调整电描记图的激活时间间隔内的局部激活时间使波的相干性最大；以及报告所调整的局部激活时间。
该方法的一个方面包括消融心脏中的组织以修改这些波。
根据该方法的另外方面，激活时间间隔包括第一间隔和第二间隔，第一间隔由表示斜率的开始与结束的峰点和谷点界定，第二间隔包括关于第一间隔的窗口，其中调整局部激活时间在第二间隔内执行。
根据该方法的另一方面，关于第一间隔的窗口为±40ms。
根据该方法的一个方面，电极的相应位置处的局部激活时间表示为从0至1变化的模糊电极隶属函数(μe)。
根据该方法的一个方面，生成电传播波标示图包括将电描记图分段成在相应时间的一系列帧，其中帧是电极读数到值矩阵的相应指配。
该方法的另一方面包括：从值矩阵中为电极指配局部激活时间；将心脏的至少一部分建模成网格，其中网格中顶点的一部分对应于电极的相应位置；基于所指配的局部激活时间确定来自帧的顶点之间电传播的传导速度；以及使用传导速度计算波的相干性。
根据该方法的另外方面，使波的相干性最大包括：将传导速度表示成传导速度矢量；计算来自传导速度矢量的相应顶点处的速度偏差矢量；以及使速度偏差矢量的长度最小。
该方法的又一方面包括：在网格上内插与电极的相应位置不对应的顶点的激活时间。
根据该方法的另外方面，网格的顶点处的激活时间表示为在0和1之间变化的模糊顶点隶属函数(μu)，每个顶点处的顶点隶属函数包括其相邻顶点的顶点隶属函数的加权组合。
根据该方法的另外方面，使波的相干性最大包括调整网格的顶点处的激活时间，以使网格中的顶点隶属函数的平均值最大。
该方法的又一方面包括：通过外推法将顶点隶属函数指配至网格的非相邻顶点。
根据本发明的实施方案，还提供了一种设备，该设备包括多电极探头和处理器，该多电极探头适合于插入活体受检者的心脏中，该处理器构造成接收来自电极的电信号并执行以下步骤：并发地记录来自心脏中相应位置处的电极的电描记图；界定电描记图中相应的激活时间间隔；由激活时间间隔生成电传播波标示图；通过调整电描记图的激活时间间隔内的局部激活时间使波的相干性最大；以及报告所调整的局部激活时间。
该设备可包括消融功率发生器，该消融功率发生器连接到探头，用于消融心脏中的组织以修改波。
附图说明
为更好地理解本发明，就本发明的详细说明以举例的方式做出参考，该详细说明应结合以下附图来阅读，其中类似的元件用类似的附图标号来表示，并且其中：
图1为根据本发明的实施方案的用于评估活体受检者的心脏中的电活动的系统的图解示意图；
图2是根据本发明的实施方案制备的心房纤颤的一组单极LAT；
图3是根据本发明的实施方案的单极电极的LAT优化方法的流程图；
图4是根据本发明的实施方案的示出了电极栅格的图，该电极栅格示出了心房纤颤时的阻滞线；
图5是根据本发明的实施方案的波形帧序列；
图6是根据本发明的实施方案的示出了帧分段的流程图；
图7是根据本发明的实施方案的示例性帧分段标示图；
图8是根据本发明的实施方案的示出了帧分段矩阵和电解剖标示图的复合图；
图9是根据本发明的实施方案的示出了区生长的图；
图10是根据本发明的实施方案生成的分段标示图的一部分；
图11是根据本发明的实施方案的示出了激活波的表示框图；
图12是根据本发明的实施方案的示出了网格上的电波的速度矢量计算的图；
图13是根据本发明的实施方案的示出了三角形网格的顶点处的速度矢量的计算的图；
图14是根据本发明的实施方案的示出了可用于波标测的某些变量的计算的图；
图15是根据本发明的实施方案的用于标测心脏中相干传播波的方法的流程图；
图16是根据本发明的另选实施方案的用于标测心脏中相干传播波的方法的流程图；
图17是根据本发明的实施方案的可用于相对于图16所述的方法中的数据的激活标示图；
图18是根据本发明的实施方案的用于使电极网格的LAT与在更精确网格上的心脏解剖相关的流程图；
图19是示出了根据本发明的实施方案的图18的方法中各个阶段的一组图；
图20是示出了根据本发明的实施方案的来自心内电描记图的模糊LAT的起因的复合图；
图21是根据本发明的实施方案的使模糊LAT与心内电描记图的形态相关的复合图；
图22是根据本发明的实施方案的距心内膜不同距离处的电极的函数μe的系列图；
图23是根据本发明的实施方案的从多电极导管获取的函数μe的系列图；
图24是根据本发明的实施方案的示出了将电极LAT标测到网格的最顶点上的图；
图25是根据本发明的实施方案的示出了网格中邻域隶属函数的发展的图；
图26是根据本发明的实施方案的示出了网格中邻域重叠的图；
图27示出了根据本发明的实施方案的网格邻域并呈现了两幅曲线图；
图28是根据本发明的实施方案的示出了模糊LAT计算的复合图；
图29是根据本发明的实施方案的具有外推顶点的网格；
图30是根据本发明的实施方案的模糊激活优化方法的流程图；
图31示出根据本发明的实施方案的优化前和优化后的网格的顶点中的函数μu的两幅曲线图；
图32是示出了根据本发明的实施方案的包括相邻顶点的区域内中心处的均匀传导性优化的图；并且
图33是根据本发明的实施方案的示出了包括相邻顶点的区域内中心处的均匀传导性优化的图。
具体实施方式
在下文的具体实施方式中，示出了许多具体细节，以便提供对本发明的各种原理的全面理解。然而，对于本领域的技术人员而言将显而易见的是，并非所有这些细节都是实施本发明所必需的。在这种情况下，未详细示出熟知的电路、控制逻辑、以及用于常规算法和过程的计算机程序指令的细节，以免不必要地使一般概念模糊不清。
以引用方式并入本文的文献将被视作本申请的整体部分，不同的是，就任何术语在这些并入文件中以与本说明书中明确或隐含地作出的定义矛盾的方式定义而言，应仅考虑本说明书中的定义。
定义
“注释”或“注释点”是指被认为表示感兴趣事件的在电描记图上的点或候选点。在本公开中，事件通常是电极所感测的电波的传播的局部激活时间。
电描记图中的“活动”在本文中用于表示电描记图信号中的不同突发性区或波动变化。此类区可被识别为在基线信号的区之间是突出的。在本公开中，“活动”更多地是指穿过心脏的一个或多个电传播波在电描记图上的表现。
“波”是指心脏中的连续电传播。
心脏中电传播波的“相干性”是指波在不同空间点或时间点上相位恒定以及频率相等的度量值。
“阻滞的线”是指对心脏中的电传播的阻碍或阻滞。此类线可对波划分界限。波本身可包含称为“波内阻滞”的阻滞线。
电描记图的“一次斜率”是与在电极下通过的激活波的局部激活时间相关的斜率。
“二次斜率”是与未在电极下通过、即来自远端激活波诸如远场活动的波相关的斜率。
当一个斜率和另一个斜率在限定的时间窗口内一致发生时，该斜率被“联接”到另一个斜率。
“阻滞点”是具有小于使用者限定的值(通常为0.2m/s)的传导速度的点。除此之外或另选地，阻滞点是位于两个电极之间的点，其中离开第一电极的激活波到达第二电极处，结果发现第二电极先前已在使用者限定的时间间隔例如100ms内激活，该时间间隔就在到达之前并且在第二电极的不应期开始之后。
“阻滞的线”或“阻滞线”是阻滞点的集合。
“帧”是网格电极读数中各个并发读数至值矩阵的指配。
网格表面上的电极或顶点的“相邻者”是指以该电极或顶点为中心的3×3栅格中的表面上的其它电极或顶点。
综述
现在转到附图，首先参见图1，其为根据本发明的公开实施方案构造和操作的用于在活体受检者的心脏12上执行消融规程的系统10的图解示意图。该系统包括导管14，由操作者16将导管14经由皮肤穿过患者的血管系统插入心脏12的心室或血管结构中。操作者16，通常为医师，将导管的远侧末端18例如在消融靶部位处与心脏壁接触。可根据公开于美国专利6,226,542和6,301,496中和公开于共同转让的美国专利6,892,091中的方法来制备电激活标示图，这些专利的公开内容以引用方式并入本文。
系统10可包括用合适的软件编程以用于实施下文所述功能的通用或嵌入式计算机处理器。因此，尽管本文中的其它附图所示的系统10的部分示出为包括多个单独的功能框，但这些单独的功能框未必为单独的物理实体，而是可代表例如在可由处理器访问的存储器中存储的不同计算任务或数据对象。这些任务可在运行于单个处理器上或运行于多个处理器上的软件中实施。该软件可在有形非暂态介质诸如CD-ROM或非易失性存储器上提供给所述一个处理器或多个处理器。另选地或除此之外，系统10可包括数字信号处理器或硬连线逻辑。一种采用系统10的元件的商品可以3系统购自Biosense Webster,Inc.(3333 Diamond Canyon Road,Diamond Bar,CA 91765)。该系统可由本领域的技术人员进行修改以体现本文所述的本发明的原理。
可以通过施加热能对例如通过电激活标示图评估确定为异常的区域进行消融，例如，通过将射频电流通过导管中的线传导至远侧末端18处的一个或多个电极，这些电极将射频能量施加到心肌。能量在组织中被吸收，从而将组织加热到一定温度(通常为约50℃)，在该温度下组织永久性地失去其电兴奋性。在规程成功后，此规程在心脏组织中形成非传导性消融灶，该非传导性消融灶中断导致心律失常的异常电通路。本发明的原理可应用于不同的心脏腔室，以诊断并治疗多种不同的心律失常。
导管14通常包括柄部20，柄部20具有在该柄部上的合适的控制器，以使操作者16能够根据消融手术的需要对导管的远侧端部进行导向、定位和取向。为了帮助操作者16，导管14的远侧部分容纳向位于控制台24中的处理器22提供信号的位置传感器(未示出)。处理器22可以履行如下所述的若干处理功能。
导管14为多电极导管，该导管可以是如球囊37的右部分中所示的篮形导管或如左部分中所示的样条导管。在存在多个电极32的任何情况下，这些电极用作感测电极，并在篮形或样条电极上具有已知位置，并且彼此关系已知。因此，一旦导管例如通过构建当前位置标示图定位于心脏中，则心脏中每个电极32的位置为已知的。一种用于生成当前位置标示图的方法描述于授予Bar Tal等人的共同转让美国专利8,478,383中，该专利以引用方式并入本文。
可以使电信号经由缆线34从位于导管14的远侧末端18处或附近的电极32，在心脏12和控制台24之间来回传送。可以通过缆线34和电极32将起搏信号和其它控制信号从控制台24传送至心脏12。
线连接件35将控制台24与体表电极30和用于测量导管14的位置和取向坐标的定位子系统的其它部件连接在一起。处理器22或另一个处理器(未示出)可以是定位子系统的元件。电极32和体表电极30可用于按照以引用方式并入本文的授予Govari等人的美国专利7,536,218中所教导的在消融部位处测量组织阻抗。温度传感器(未示出)，通常为热电偶或热敏电阻器，可安装在导管14的远侧末端18附近。
控制台24通常包括一个或多个消融功率发生器25。导管14可适于利用任何已知的消融技术将消融能量(例如，射频能量、超声能量和激光产生的光能)传导至心脏。共同转让的美国专利6,814,733、6,997,924和7,156,816中公开了此类方法，这些专利以引用方式并入本文。
在一个实施方案中，定位子系统包括磁定位跟踪构造，该磁定位跟踪构造利用生成磁场的线圈28，通过以预定工作空间生成磁场并感测导管处的这些磁场来确定导管14的位置和取向。合适的定位子系统在以引用方式并入本文的美国专利7,756,576以及上述美国专利7,536,218中有所描述。
如上所述，导管14联接到控制台24，这使得操作者16能够观察并调控导管14的功能。控制台24包括处理器，优选为具有适当信号处理电路的计算机。处理器被耦合以驱动监视器29。信号处理电路通常接收、放大、过滤并数字化来自导管14的信号，这些信号包括由上述传感器和位于导管14远侧的多个位置感测电极(未示出)生成的信号。控制台24和定位系统接收并使用数字化信号，以计算导管14的位置和取向，并如下文进一步详细所述分析来自电极的电信号。
通常，系统10包括为简明起见而未示出于附图中的其它元件。例如，系统10可包括心电图(ECG)监视器，其被联接以从一个或多个体表电极接收信号，以便为控制台24提供ECG同步信号。如上文提及，系统10通常还包括基准位置传感器，其位于附接于受检者身体外部的外加基准补片上，或者位于插入心脏12中并相对于心脏12保持在固定位置的内置导管上。系统10可从外部成像模态诸如MRI单元等接收图像数据，并且系统10包括图像处理器，该图像处理器可结合在处理器22中或由处理器22调用以用于生成并显示如下文描述的图像。
心房纤颤的标测：
心房纤颤的特征在于不具有周期性或重复图案的复杂传播图案。可存在多条阻滞线，从而将各种形式的分离波分开。将心房激活时间标测至心房电极网格的尝试导致测量误差。基于来自标测导管的电极读数的空间分辨率不足以用于评估复杂的心房纤颤激活图案。
生成重构心房纤颤时所标测区域的活动的可信电解剖标示图需要采取若干步骤。这些步骤通常包括：对所获取的电描记图进行预处理，检测局部激活时间，然后将与标测阵列上各个电极下的组织的活动有关的LAT组合成可解释性标示图或影片。
一个波标测方法描述于标题为Line of Block Detection的共同转让的美国专利公布2016/0045123中，该专利公布以引用方式并入本文。其中所描述的规程对帧，即帧分段情况下的心房波进行检测与标测。这些规程对于标测阻滞线所描绘的波特别有用。
根据本发明的实施方案，激活时间基于单极电描记图的完整负斜率而不是该斜率上的单个基准点，例如，最大斜率(最大-dV/dt)、中间振幅或时间。相反，确定表示局部激活的斜率中每个斜率的LAT范围。该LAT范围由表示斜率的开始和结束的峰点和谷点划分界限，限定了其中激活波经过的时间窗口。
现在参见图2，该图是根据本发明的实施方案制备的心房纤颤的一组单极LAT。根据本发明的实施方案，这些值源自于由具有64(8×8)个电极的心内膜标测导管所产生的读数。在此描述中，每个正方形通过右上角处的位置编号39(从1至64变化)进行识别。正方形41示出粗体的单极LAT，该LAT通常从最大负斜率(dV/dt)获得并且是可信的。这些正方形是固定的，并且不能改变。正方形43示出落入LAT时间窗口内的普通字体LAT，该时间窗口具有上限和下限，上限和下限分别在正方形的上方和下方示出。这些限值源自于对斜率划分界限的峰点和谷点的时间关联性，LAT在该斜率上进行限定(最大-dV/dt)。这些限值在LAT之前与之后，并且在执行下述算法前进行确定。在这些限值内，可通过下述算法更改正方形45的值。具有下划线字体数字的正方形45不可信。没有正方形的栅格上的位置也表示读数不可靠。在一些情况下，例如，正方形47，LAT时间窗口的另选上限和下限均可用，并且分别在正方形右侧与左侧处示出。另选限值通常基于短双电位或长双电位，即，另选限值源自于之前和之后的与在其上限定LAT的斜率(最大-dV/dt)有关的斜率。这些限值在执行算法前进行确定。本文所公开的本发明原理适用于具有其它数目的电极的导管。
LAT的优化：
如上所述，一些电极的LAT可指配在给定时间窗口的边界内。另选地，可以从心内电描记图中的另选斜率指配LAT。用于指配的算法被称作波传播相干性函数，该函数对于每个电极而言使传播矢量的最小速度偏差角与该电极的LAT相关。现在参见图3，该图是根据本发明的实施方案的单极电极的LAT优化方法的高级流程图。为了呈现清楚，在图3和本文其它流程图中以特定线性序列示出了过程步骤。然而，将显而易见的是，这些步骤中的多个可并行地、异步地或以不同的顺序执行。本领域的技术人员还应当理解，另选地，过程可被表示为多个相关的状态或事件，例如，在状态图表中。此外，可能不需要所有示出的过程步骤来实施该方法。
在初始步骤49中，心脏传统上用多电极标测导管进行导管插入。导管诸如可得自Biosense Webster的NAV或导管适用于初始步骤49中。将导管的电极放置成与心房之一中的相应位置电流接触。
接着，在步骤51中，可以将电极及其位置的标示图呈现为电极网格。该激活标示图可显示阻滞线。现在参见图4，该图是根据本发明的实施方案的示出了电极栅格的示例性图，该电极栅格示出了心房纤颤时的阻滞线。在正方形53中指示局部激活时间。电极位置55，一些被正方形53遮盖，形成栅格。低质量的电极信号由星号57指示。这些信号对于LAT确定是不可靠的。阻滞点59具有位于感兴趣时间窗口之外的局部激活时间。阻滞线由阻滞点集合61指示。
接着，在步骤63中，通过导管的多个电极，同时记录心房电活动，每个电极具有相应的位置，该位置可使用系统10(图1)的位置追踪能力确定。在可能的情况下，使用传统方法，诸如最大-dV/dt偏转法，最初检测到心房去极化。可使用共同转让的专利申请序列号14/693,042中所教导的方法排除心室远场活动，该专利申请以引用方式并入本文。将电描记图分段成相应时间下的一系列帧。
接着，在步骤65中，将激活标示图转变为传播波标示图。这通过下述的帧分段过程来实现。该过程可涉及将心房建模成(通常但不是一定的)三维三角形网格。用于生成网格的方法包括枢转球算法(Ball-Pivoting Algorithm)。另选地，网格可生成为狄罗尼(Delaunay)三角形划分，包括多个三角形。结合网格的帧分段实现了该转变。下文在图6的讨论中对帧分段进行了描述。
现在参见图5，该图为根据本发明的实施方案的范围为237-399ms的10个波帧的序列。如附图左侧处两个帧代表性所示，区域67显示没有活动波。区域69表示由阻滞线73分开的波71。帧的左下角的数字表示以ms为单位的时间。
回到图3，在步骤75中，优化电极的激活时间。这是迭代规程，该规程结合图15进行描述。
控制前进至最终步骤77。对于其中获得有效读数的每个电极而言，报告固定LAT或产生最小速度偏差角的LAT。
帧分段：
现在参见图6，该图是示出了如步骤65所示(图3)的帧分段的流程图。该图描述根据本发明的实施方案的帧分段。帧填充有大部分逻辑上彼此相关的LATs。在这个过程内，计算传导速度。参考后续帧中的对应LAT来确定传导阻滞。
在执行算法的过程中保持源列表。源列表包含电极编号和相关联的LAT，以相对于相邻LAT对该LAT进行检验以用于阻滞或传导。被发现具有传导性的电极编号被添加到源列表并且在下一轮算法中进行检验。以此方式，算法使属于同一个波的电极编号的区生长。
在框79中确定源帧。对这个框的输入是帧结构、距离矩阵和从源电极获得的LAT。框79的输出是源电极的帧编号。帧编号的指配基于源电极的LAT处的帧空缺。对于所有空缺的帧来说，使用如表2中所示的Matlab例程来计算以下特性，以便支持指配决定。
表2
基于每个空缺帧的特性，以列表1中的伪码给定判定规则。
列表1
如果没有可用的空缺帧充当MinMap
将源{ele/LAT}指配到下一帧
否则如果带有一个或多个传导性第一阶相邻激活的帧是可用的
将源{ele/LAT}指配到LAT最接近的帧
否则如果没有可用的带有传导性相邻激活的帧
如果最近的LAT<100ms(AF循环)
将源{ele/LAT}指配到LAT最接近的帧
否则
将源{ele/LAT}指配到下一帧
结束
结束。
现在参见图7，该图是根据本发明的实施方案的由使用Matlab例程的上述算法产生的示例性帧分段标示图。该帧中的空白区域可归因于缺失电极，或归因于由于当在帧分段过程中检测到波间阻滞时进行值的再指配而驻留在下一帧中的波。
现在参见图8，该图是根据本发明的实施方案的示出由上述算法和Matlab例程产生的示例性帧分段矩阵81和电解剖标示图的复合图。阻滞线由点，例如矩阵81上的点83和标示图87、89上的点85指示。
区生长：
通过电极网格进行的心房纤颤波检测涉及区生长算法以及帧生成和分段算法。现在参见图9，该图是根据本发明的实施方案的解释区生长过程的图。该过程是迭代的。例如通过识别码来识别围绕3×3栅格中心的相邻电极是方便的。出于区生长的目的，使用3x3栅格中的中心电极和八个相邻电极的LAT来计算归一化传导速度。
在框93中识别电极的3x3正方形栅格91，示出为由虚线描绘的正方形。
接着，在框95中，在阶段97处评估正方形栅格91中的传导。这个过程需要：
(1)计算正方形栅格91中的中心电极99和相邻电极之间的3维距离；
(2)确定中心电极99和相邻电极之间的局部激活时间间隔。
另外的信息可用于区的扩展：
(1)LAT时间窗口。这些时间窗口提供LAT不准确度的指示。
(2)3×3栅格内的四个2×2正方形的传导速度矢量。
(3)相邻IC-ECG的一次注释和FF斜率(二次注释)。
(4)IC-ECG的质量和LAT质量。
现在可基于
CVnorm＝d(LAT)/d(LOC)来确定传导完整性或传导阻滞，其中LOC是指心脏内电极的位置
CVnorm≥CV。
当CVnorm≤CVnorm_min时，指示阻滞，在这种情况下：
CV≤CVnorm_min。
另选的传导检测策略包括仅针对高质量的IC-ECG和LAT来确定传导速度矢量的量值。这种方法具有对LAT不准确度的敏感性问题。
另一个另选的传导检测策略涉及使用标准方法在LAT上拟合双二次曲面的3x3适合性。这产生超定解决方案，但更能抵抗LAT不准确度。
关于帧分段和区生长的另外细节见于上述美国专利公布2016/0045123中。
心房激活的标测：
现在参见图10，该图是根据本发明的实施方案的使用上述规程而产生的常见帧分段标示图的一部分。单个帧可包括多于一条波，并且给定波可扩展多个帧。在此类情况下，可通过影线图案将波彼此区分开来。
本发明的实施方案中采用内插法，以在更精确的导管网格上产生激活波，如上所述。内插法的优点包括：当存在相对较大的信号振幅和负斜率时，更好的时空限定激活时间。当情况并非如此时，可显示另选(之前或之后)的激活时间。这些另选激活时间通过LAT附近的较大负斜率表征。
由于对于显示目的而言电极网格为纹路相对粗糙的，三维标测系统，诸如上述CARTO 3系统，通过使用加权平均值具有内插的取样点，并且在伪着色标示图中已经显示了结果，该加权平均值配置成与表面上的点之间的测地距离成反比。
其它内插法技术包括拉普拉斯内插法。然而，应当注意，传统的表面拉普拉斯内插法可不提供平滑的LAT/波图案，这是因为解剖学网格不规则，例如顶点之间的距离不同。这些问题可通过应用名称为High Definition Coloring of Heart Chambers的共同转让的专利申请序列号15/009,285的教导内容来解决，该专利申请以引用方式并入本文。
本发明的实施方案中所采用的内插法技术有利于以下情况下的治疗：其中信号缺少作为“模糊LAT”的振幅突变。这些技术描述如下。
现在参见图11，该图为根据本发明的实施方案的示出了激活波的表示的框图。
在框101中，同时发生如上所述的心内电描记图的获取和帧分段。
框103以电极网格的分辨率生成激活波。框103接收来自电极网格的电描记图，该电描记图以信号105(ELEMESH)从框101中输出。以下激活标示图产生自框101并输出为信号107：
actMap 每个电极最可能的LAT，
actFixMap 如果斜率和振幅大于阈值，则LAT固定，
actInvalid 没有可用于该电极的有效LAT。
另外地，以下激活标示图可用于其中LAT不固定的电极，但是可根据本文所公开的算法而变化：
actEarlierMap 另选的之前的LAT，
actLaterMap 另选的之后的LAT，
actMinMap LAT下限，
actMaxMap LAT上限。
另外的波标示图和传导速度(CV)标示图作为信号111从框101输出。
框113将框103中产生的波标示图转变成分辨率更高的形式，通常使用更详细的网格和上述规程。框113中执行的内插法规程产生相干的激活波，这能够涉及，当明确定义的LAT不可用时，改写激活时间范围、或之前或之后的激活时间。
标示图内插法：
如上所述，创建相干波涉及标示图内插法。假设该规程相对于三角形网格进行描述。可将其它网格构造分解成三角形。现在参见图12，该图是根据本发明的实施方案的示出了网格上的电波的速度矢量计算的图。三角形115具有边，包括边117、119。每条边都存在速度矢量。例如，边117的速度矢量由以下公式给出：
其中d12是三角形115的顶点121和顶点123之间的距离，并且lat1和lat2是顶点121、顶点123处的激活时间。用类似的方式计算边119的速度矢量。
整个三角形115的速度是沿着边117、边119的速度之和：
现在参见图13，该图是示出了根据本发明的实施方案的三角形网格127的一部分的顶点125处的速度矢量的计算。顶点125由连接的三角形129、三角形131、三角形133形成，这些三角形具有相应的根据图12的公式计算的速度矢量。示出了三角形129、三角形131的速度矢量135、137。将连接到顶点125的所有三角形的速度矢量，包括速度矢量135、137，投影到平面139上，该平面由垂直于顶点125的法线141限定。例如，矢量143、145分别是速度矢量135、137在平面139上的投影。速度矢量147是连接到顶点125的三角形的所有投影速度矢量的平均值。
现在参见图14，该图是根据本发明的实施方案的示出了可用于波标测的某些变量的计算的图。所投影的速度矢量，包括矢量149、矢量151及其差值矢量153，相对于顶点155定位。两个所投影的速度矢量(例如，矢量149、矢量151)之间的角157由αk表示。
顶点处的速度偏差矢量vd由下式给出：
其中tr1和tr2是顶点处连接的三角形(未示出)，并且是它们的速度矢量。根据本发明的实施方案，为了从心内电描记图提取传播波，使速度偏差矢量最小。在另一应用中，当需要限定非传播波(即，阻滞波)时，可使速度偏差矢量最大。一般来讲，当传导速度低于最小值，通常为0.2M/s时，假定存在阻滞。
继续参见图14，顶点155处的速度偏差角通过以下公式给出：
其中n为形成共顶点155的连接三角形的数目。一般来讲，当速度偏差角很小时，波为相干波。为了获得传播波，使速度偏差角最小。
相干标测算法：
回到图11，假设信号107、信号111中所包含的标示图可用，并且已经将电极表示成三角形网格。
以下规程是步骤75(图3)的一个实施方案的详细流程图，这可在框103中执行。现在参见图15，该图是根据本发明的实施方案的用于标测心脏中相干传播波的方法的流程图。在初始步骤159中，选择从导管的电极中的一者获得的信息，包括LAT。
接着，在决定步骤161中，确定从当前电极获得的LAT是否需要进行优化。如果决定步骤161中的确定为否定的，即，读数无效，或者LAT通过明确定义的负斜率(最大–dV/dt)进行计算并且因此是固定的，则不需要采取进一步行动。控制直接前进至下述决定步骤167。
如果决定步骤161中的确定为肯定的，则控制前进至步骤163，其中对应于当前电极的网格上的顶点的速度偏差角最小。该优化通过调整用于计算连接的三角形的速度矢量的LAT(公式1)来实现。当前电极的调整限值从上述标示图actMinMap和actMaxMap获得。
接着，在决定步骤165中，确定在步骤163的当前迭代中计算的速度偏差角相对于前一次迭代中计算的值的改变是否已经超过了预定公差。如果该确定为肯定的，则继续进行该算法。控制返回到步骤163，以进行迭代循环。
如果决定步骤165中的确定为否定的，则确定速度偏差角的值已经集中，并且不需要继续进行迭代步骤163。控制前进至决定步骤167，此时确定是否仍然需要处理来自更多电极的数据。如果确定为肯定的，则控制回到初始步骤159，并且选择另一电极。
如果决定步骤167中的确定为否定的，则控制前进至最终步骤169。报告优化的LAT。
第一替代实施方案：
在该实施方案中，LAT斜率前和/或后的另选激活时间经识别，提供短双电位和长双电位。这些另选LAT可涉及最小速度偏差角的优化。
现在参见图16，该图是根据本发明的另选实施方案的用于标测心脏中相干传播波的方法的流程图，在该实施方案中寻找替代激活时间。对每个电极重复该实施方案的规程。图16中所示的规程可以用相对于图15所述的方法进行协调，例如，当包括步骤163和决定步骤165的迭代循环没有集中或另外地没有导致对特定电极的LAT的可靠优化时。当信号的振幅较低或质量较低，或者受到无法完全消除的远场电位的干扰时，发生此类情况。
在决定步骤171中，确定特定电极的LAT是否固定或读数无效。如果决定步骤171中的确定为肯定的，则忽略算法的其余部分，并且控制直接前进至最终步骤177。
在一些实施方案中，为了节省计算机资源，不自动生成与另选LAT相关的功能标示图(actEarlierMap,actLaterMap)，并且另选激活可能还不可用。如果决定步骤171中的确定为否定的，则在决定步骤173中确定当前电极的另选LAT是否已经存在。
如果决定步骤173中的确定为肯定的，则控制前进至优化步骤109，其中使用另选可能中对应于最小速度偏差角的另选LAT来执行步骤163和决定步骤165中的上述迭代循环。当之前和之后的LAT均可用时，针对它们中的两者执行优化，并且从结果中选择优化的对应于速度偏差角的更小值的LAT。
如果决定步骤173中的确定为否定的，则在步骤175中计算之前和之后的另选LAT。这些LAT根据二次斜率确定，二次斜率见于关于一次斜率的±40ms窗口内。此后，基于如上所述所计算的另选LAT执行优化步骤109。
执行优化步骤109之后，在最终步骤177中，报告电极网格的相干LAT。
现在参见图17，该图是根据本发明的实施方案的可用于相对于图16所述的方法中的数据的示例性激活标示图。电极网格的激活时间在附图的左上角示出。呈现电极的电压描记线，其中指出了常见的一次斜率和二次斜率。可靠性缺乏指示器以及不合格指示信息分别作为围绕描记线的椭圆和正方形示出。
精确网格和解剖学标示图的内插：
上述规程在相对粗糙的电极网格上产生了相干LAT。现在参见图18，该图是根据本发明的实施方案的用于使电极网格的LAT与更精确三角形网格上表示的心脏解剖相关的流程图。在初始步骤179中，使用上述LAT优化规程产生电极网格的相干LAT。
接着，在步骤181中，为了产生具有更高分辨率的标示图，对于每个2×2电极正方形，使用双线性内插算法来内插电极网格上的相干LAT，这考虑了波间阻滞与波内阻滞，这可使用上述美国专利公布2016/0045123的教导内容进行识别。该步骤导致粒度相对细的内插网格。
然后在最终步骤183中，将内插网格标示到心脏解剖学标志中。将电极的位置标示到解剖学模型中，例如，解剖学网格，仅仅当电极位置与解剖学网格点之间的距离低于20mm时如此标示。当前的位置感测设备，诸如上述CARTO系统，能确定1mm-2mm内的导管电极的三维位置。然而，该标测可导致解剖学网格点(平均)过采样或欠采样。当导管电极网格点的数目超过相近的解剖学网格点的数目(间距<20mm)时，发生过采样。如果相近的解剖学网格点的数目超过导管电极网格点的数目，发生欠采样。一旦所有靠近解剖学网格点的导管电极网格点已经被标测，则将其余的导管电极网格点标记为无效。应当优选地进行未分配的解剖学网格点(<20mm)的内插，因为解剖学网格相对于电极网格(n＝64)欠采样。
导管能使心脏变形，使得如果离线而非治疗期间制备解剖学模型，解剖学模型将不准确。失真随导管模型而变化。建议基于心内电描记图的斜率分析反复识别以及定位靠近心内膜表面或与心内膜表面接触的导管电极，并且根据治疗期间的需要，通过调整解剖学网格来对失真进行补偿。这样，在整个治疗周期，能准确地使传播波与心脏解剖结构相关联。
现在参见图19，该图是根据本发明的实施方案的示出了图18的方法 中各个阶段的一组图。附图右侧处的标号185所指的图表示编号后导管电 极网格点187(为了清楚起见，省略了一些点标识符)的变平滑后的标示 图。该标示图示出了标号185所指的图的下部分中的传播波189。
标号191所指的图示出了适配于心房的解剖学模型的导管电极。导管 电极的分布作为不规则线性标记193示于模型上。中心区域195表示标测 导管的包壳，该包壳可以与心内膜表面接触或不可与心内膜表面接触。
标号197所指的图为标示图，该标示图表示标测到解剖学模型的导管 电极网格点的位置，该模型如上所述为粒度较细的三角形网格。示出了若 干传播波199。
第二另选实施方案：
前述实施方案中所述的范围内的LAT调整是指定激活时间的更广泛技术的特殊情况，这在本文称为“模糊激活时间”或“模糊LAT”。模糊LAT是指根据模糊逻辑、模糊数学规则和模糊集的一般理论的模糊数值，这些理论最初由Lofti Zadeh以及随后由Bart Kosko等人描述。在此概念下，为变量指配真实值，该值可以是任何介于0和1之间的实数。相比之下，在布尔逻辑中，变量的真实值不是0就是1。在该实施方案中，将真实值指配给以下LAT：当偏离于所检测到的LAT时下降的LAT。此外，可使用模糊数学规则对模糊LAT进行组合。使用模糊LAT而产生的相干标示图被称作“模糊相干标示图”。该概念已经缩小成一系列LAT、概率，这些LAT、概率包括用以创建相干标示图的之前和之后的另选LAT。
用于电极网格的注释：
在标测阵列中，ne是阵列中的电极数目：
LATe是电极e的LAT(ms)，1≤e≤ne，
μe是用于电极e处的激活的模糊隶属函数。对于网格表面，μe＝1。模糊隶属函数限定模糊LAT。与最大–dV/dt相关联的LAT被指配了值1。三角形隶属函数从峰点(之前)和谷点(之后)处逐渐变至零，峰点和谷点与负斜率以及LAT相关联。隶属函数下的区域归一化为1。因此，相对陡峭的负斜率提供明显的高振幅隶属函数，该函数具有与对负斜率划分界限的峰点和谷点之间的时间相等的窄基底。相比之下，较缓和的负斜率提供基底较宽的低振幅隶属函数。
对于一组标测在解剖学网格上的局部激活时间：
nu是网格中的顶点数目。
LATu是网格顶点u(ms)处的LAT，1≤u≤nu。
μu是用于该顶点处的激活的模糊隶属函数，并且相当于网格表面上的函数μe，μu＝1。然而，模糊隶属函数μu是加权(去缺口)的三角形隶属函数的复合。相邻顶点的隶属函数根据如图25所示的在最顶点与相邻顶点之间传播的波的距离和传导速度进行去缺口。为了获得网格顶点的清晰LAT，需要例如使用下述重心(CoG)方法进行“去模糊化”。
现在参见图20，该图是根据本发明的实施方案的示出了来自心内电描 记图的模糊LAT的起因的复合图。标号201所指的电描记图具有峰值时间 203(Pe)、谷值时间205和中间时间207。标号209所指的隶属函数μe的图 为三角形，该三角形分别在时间LATe处具有最大值，并在峰值时间Pe和 谷值时间Ve处具有零值。
现在参见图21，该图是根据本发明实施方案的使模糊LAT与心内电描记图的形态相关的复合图。心内电描记图211的负斜率提供了感兴趣的时间窗口的参考。在心内电描记图213中，较宽的传播纤颤波生成了3ms的斜率，该斜率由竖直虚线界定，分别对应于峰值时间Pe和谷值时间Ve。在图215中，最大隶属值max(μ)应当为1。曲线217下的面积然后变成1.5。
可以使函数μe的曲线图的形态与电极和心内膜之间的接触状态相关。 现在参见图22，该图是根据本发明的实施方案的距心内膜不同距离处的电 极的函数μe的系列图。在标号219所指的图中，电极与心内膜接触。在标 号221所指的图、标号223所指的图中，电极位于距心内膜越来越远处。 曲线越来越宽，并且函数μe的最大值随着与心内膜距离的增加而减小。
现在参见图23，该图是根据本发明的实施方案的从多电极导管得到的函数μe的系列曲线图。具有尖峰的三角形，例如三角形225，对应于与心内膜接触的电极。其它三角形不接触。一般来讲，三角形的基底宽度越大，该函数的最大值越小，电极与心内膜之间的距离越大。
用于模糊相干标测目的的网格可以是导管电极网格或对心脏解剖结构进行建模的网格。针对本公开的目的，“最顶点”是指网格中最接近地对应于导管电极中一个导管电极的位置的顶点。
模糊相干标测的注释：
3D空间中电极的位置：
Pe 电极位置。
Spe 标测阵列上的电极位置(ne)集。
网格定义：
Tui 网格三角形，1≤i≤nTu，
nTu 网格三角形的数目。
Vuj 网格顶点，1≤j≤nVu，
nVu 网格顶点的数目。
Mu Tu和Vu集，
对于网格顶点：
PV节点 最顶点节点；
NB节点 邻域节点
EX节点 外推节点(既不是最顶点节点,也不是邻域节点)；
每个顶点均属于以下集中的一个集：
集a 无LAT(EX节点)，
集b 正好一个模糊LAT(PV或NB节点)，
集c 多于一个模糊LAT(PV或NB节点)。
计算电极与解剖学网格顶点之间的距离矩阵：
Deu 距离矩阵(nu×ne)。
标测到最顶点上：
给定Deu和μe，将每个电极激活LATe的贡献标测到网格上具有最大真实值μuPV的最近侧顶点(最顶点；PV)上，如图24所示。
LATe→LATuPV；μe→μuPV
使用隶属函数限定最顶点周围的近邻者。相邻LATμu通过LATuPV周围的量duNB,PV/CV整体确定。然而，还不知道激活的方向。模糊隶属函数是宽度为2×duNB,PV/CV整体的平顶。该运算示于图25中。
邻域可重叠，在网格顶点上创建多于一个模糊LAT。现在参见图26，该图为根据本发明的实施方案的示出了网格中邻域重叠的图。附图左侧处是三个最顶点的组227，这些最顶点的邻域通过相应的圆圈来表示，在所述圆圈中以最顶点为中心。附图右侧处是组229，其中最顶点的相邻顶点已经如上所述进行定义。一些相邻顶点，例如顶点231、顶点233，处于这些邻域中的多于一个邻域中。
现在参见图27，该图示出了根据本发明的实施方案的网格邻域并呈现 了两幅图。该附图示出，网格顶点上多个模糊LAT可具有不同的真实值。 传播波通过箭头235指示。模糊LAT 237、239、241处于三个独立邻域的 组243中，并且具有如标号251所指的图上所示的相应的真实值245、 247、249。标号253所指的图示出了隶属函数，该函数是加权、去缺口三 角形隶属函数的复合，使用“重心”(CoG)方法计算组243的模糊LAT， 其中隶属函数被分成两部分，使得曲线下的面积相等。
现在参见图28，根据本发明的实施方案，该图是示出根据一组最顶点的CoG进行模糊LAT计算的复合图。以图形方式作为曲线图示出三个最顶点255、257、259的函数μu，并且在图像显示器261上，该函数被顶点周围的区域离散化。CoG 263具有顶点255、257、259的函数μu的复合曲线图265。
许多顶点(EX节点)可能没有指配函数μu。EX节点的函数μu的值通过评估从最顶点(PV节点)下面经过的外推激活波来指配。现在参见图29，该图示出根据本发明的实施方案的具有外推顶点的网格。如下计算顶点的函数μ：
1.计算EX节点与网格上所有最顶点之间的最短距离。
2.计算函数μuEX＝f(μuPV,dPV,EX)的值。该计算与上述相邻节点的初始化相同，不同的是仅考虑具有五个最高真实值的函数μuEX的情况，如曲线图267所示。
3.使用CoG方法通过步骤2中的组合函数μuEX来计算模糊LAT。
模糊相干标测中的激活优化：
现在参见图30，该图是根据本发明的实施方案的模糊激活优化方法的流程图。在初始步骤269中，将函数μu的初始值指配至最顶点以及网格激活帧的邻域节点。这些规程在上文已有所描述，并且在此不再重复。
接着，在步骤271中，评估成本函数。成本函数的值是网格顶点的所有最大模糊真实值μu的平均值。通过降低近侧顶点的隶属函数的加权来增加该结果。
接着，在决定步骤273中，确定当前迭代中的成本函数是否小于前一次迭代的成本函数(在预定义公差内)。如果确定为否定的，则控制前进至最终步骤275，并且规程终止。
如果在决定步骤273，确定为肯定的，则控制前进至步骤277。基于包括使当前顶点的速度偏差矢量最小的优化规程来更新函数μu的值。该规程与结合图14所述的规程类似。为简洁起见，此处不再重复细节。影响是使激活波的传导性的一致性最大，该激活波以至少0.2m/s的速度行进。此类波应当通常以连续方式传播。完成步骤277之后，存在具有相应函数μu的模糊LAT集。
随着成本函数在逐次的迭代中进行了优化，函数μu的值增加，并且其伸展变缓，如图31所示，该图是根据本发明实施方案的优化前和优化后网格顶点中函数μu的两幅曲线图。
回到图30，接着，在步骤279中，通过函数μu的当前值计算值LATu。然后该规程在步骤271迭代。如果相邻顶点中的至少一个顶点的μu>μu min，标记这些顶点用于修正。在每次迭代结束的同时，更新其中函数μu经标记用于修正的所有模糊LAT。在每次迭代步骤中，调整顶点处的模糊LAT，以使周围三角形的速度矢量与这些矢量的平均值之间的角度最小，如上文在公式1-4的讨论中所述。为了消除阻滞线，为速度设置下限。
现在参见图32，该图是根据本发明的实施方案的示出了包括相邻顶点的区域内中心处的均匀传导性的优化的图。该图示出了模糊LAT为28ms的顶点281。传导速度在箭头旁边示出。具有模糊LAT(LAT2–LAT6)的五个相邻顶点围绕具有如所示的相应传导矢量的顶点281。一般来讲，当平均CV为正时，波以比其靠近时更快的速度远离某一点，并且CoG处的LAT(LAT1)必定下降。
由于三角形之间的时差，LAT的变化导致速度矢量的旋转。为了处理该问题，速度偏差角通过使用逐步增加和逐步缩短顶点281处的中心LAT的方式来计算。选择产生较小差值角的方向。
现在参见图33，该图为根据本发明的实施方案的类似于图32的图。在该示例中，存在传导阻滞283，并且函数μu没有更新。当传导速度低于预定最小值时，移除顶点之间的连接，之后进行算法迭代。
本领域的技术人员应当理解，本发明并不限于上文中具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合两者，以及本领域的技术人员在阅读上述说明时可能想到的未在现有技术范围内的变型和修改。