專利名稱：創(chuàng)建心臟電特性和機械特性的高分辨率映射圖的方法和設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及以下領(lǐng)域使用侵入式醫(yī)療設(shè)備來獲得心臟的多種特性的高分辨率臨 床模型，以及用于定位和跟蹤該侵入式設(shè)備的系統(tǒng)和方法。
背景技術(shù)：
長久以來，一直使用導管和其他侵入式醫(yī)療設(shè)備來執(zhí)行心臟的電映射。典型地，通 過靜脈或其他動脈來插入導管并將導管引入心臟中。當在心臟腔室附近引導導管時，從外 部系統(tǒng)操作的定位和映射軟件記錄導管的遠端尖端的電信息和位置信息。將室壁確定為所 獲取的數(shù)據(jù)的極限，將與推測的心臟表面相關(guān)聯(lián)的電特性映射到所產(chǎn)生的單表面殼體上?，F(xiàn)有技術(shù)主要關(guān)注于獲取要建模的組織或器官的“數(shù)據(jù)幀”集合。通常利用超聲 波或MRI設(shè)備來獲得這些“數(shù)據(jù)幀”，然后使用從這些“數(shù)據(jù)幀”得到的圖像來內(nèi)插或計算心 臟的多種特性，例如，特定區(qū)域的組織速度和應(yīng)力速率。盡管現(xiàn)有方法已獲得成功，但是現(xiàn)有方法也具有一些嚴重的缺點和局限性。例如， 采用“數(shù)據(jù)幀”獲取過程的現(xiàn)有方法不能在心搏期間精確地跟蹤心壁上的點?，F(xiàn)有技術(shù)的另一缺點是，這種技術(shù)和方法具有一定量的誤差。例如，使用電定位的 現(xiàn)有技術(shù)使位置信息失真并且限制了機械數(shù)據(jù)的精度。此外，對先前感測的MRI和CT數(shù)據(jù) 應(yīng)用幾何數(shù)據(jù)的現(xiàn)有技術(shù)固有地引起近似和誤差，所述近似和誤差使機械數(shù)據(jù)失真并且平 均掉了在映射生物組織時尤為重要的特定不規(guī)律性?，F(xiàn)有技術(shù)并不跟蹤組織表面上單個點 的位置，而是簡單地隨著點經(jīng)過心動周期對該點的位置求平均，并將該點的位置顯示為靜 態(tài)位置，從而降低該點的實用性。利用一種設(shè)備和方法解決了這些和其他問題，所述設(shè)備和方法在整個心動周期內(nèi) 跟蹤心臟組織表面上的一個或多個點，并采集多種類型的數(shù)據(jù)點，這些數(shù)據(jù)點隨后用于產(chǎn) 生組織的對應(yīng)模型并將模型顯示為3D彩色編碼圖像。

發(fā)明內(nèi)容
在一個實施例中，系統(tǒng)確定導管的遠端尖端的位置和方向，使用阻抗方法來操縱 導管以便保持尖端與心臟組織的區(qū)域之間的恒定接觸，獲取經(jīng)過整個心動周期的尖端組織 構(gòu)型的電數(shù)據(jù)，在不同的組織區(qū)域中將測量重復(fù)所需的次數(shù)，以及使用所獲取的數(shù)據(jù)來形 成3D彩色編碼映射圖，所述3D彩色編碼映射圖顯示心臟的多種機械特性和電特性。在一個實施例中，在QRS計時序列下(例如，當經(jīng)歷心臟收縮/舒張周期時)將磁 性地尖端化的導管插入心臟。導管引導和控制成像(CGCI)系統(tǒng)通過產(chǎn)生成形的磁場波瓣 來在心臟周圍引導導管。從第三方定位系統(tǒng)，或者從CGCI自己的檢測單元，以小的時間增量來確定導管的 遠端尖端在心臟內(nèi)的實際位置或AP，以便允許隨腔室壁而行進的尖端位置的相對連續(xù)的視 圖。精確地確定導管尖端的位置，而不需要與已知模型的數(shù)據(jù)配準。CGCI導管位置檢測單元通過使用四個霍爾效應(yīng)磁傳感器感測尖端附近的磁場，來確定磁性尖端的位置和方向。 這些傳感器基于磁場強度將尖端的位置分成三角形，然后通過在每個傳感器處相對于傳感 器-導管尖端方向分析磁場方向來確定尖端的方向。一旦檢測到導管尖端，CGCI控制器就以在心博的QRS周期的特定部分以閉環(huán)控制 模式將導管尖端從實際位置調(diào)節(jié)到期望位置。這使參考位置保持在心搏周期的一個特定 部分處，并使該參考位置在心臟收縮/舒張周期的整個其余部分都可以相對于組織自由行進。期望位置或DP是在心臟腔室壁上或心臟腔室壁附近的數(shù)據(jù)獲取點。CGCI阻抗查 找單元在通過預(yù)期的組織接觸點到達組織表面的組織路徑軌道上指定DP。換言之，沿心臟 腔室中心到DP的直線引導導管尖端，以通過在最接近DP的點處實現(xiàn)組織接觸來定位腔室表面。一旦系統(tǒng)精確地確定了組織表面被定位在哪里，則當利用阻抗來連續(xù)地確定表面 接觸時，隨著導管尖端的位置沿腔室壁移動來跟蹤導管尖端的位置。當阻抗查找單元(ISU) 沿組織路徑向下移動導管的遠端尖端直到實現(xiàn)組織接觸并在整個心搏周期內(nèi)連續(xù)地保持 組織接觸時，CGCI控制器通過跟隨跟蹤點或TP來完成該操作。ISU還根據(jù)路徑穩(wěn)定性來監(jiān) 控電導率，并當組織接觸脫離路徑時縮回導管尖端，或當導管指向路徑處但不能到達路徑 時給出附加的導管長度。接觸程度由在尖端處看到的阻抗的大小來確定。一旦在DP處實現(xiàn)了組織接觸并保持組織接觸，則在若干心搏上測量尖端的位置、 接觸阻抗、以及心臟的電ECG，以形成單個組織位置的特性數(shù)據(jù)集合。針對相鄰組織位置重 復(fù)該過程，在采樣每個位置時，將這些位置的數(shù)據(jù)匯編成表示心臟在整個心搏周期內(nèi)的電 活動和機械活動。在多個心搏周期內(nèi)測量每個導管尖端位置，以確保位置和相關(guān)的電信息 是準確的。然后將位置和電特性的獲取數(shù)據(jù)與系統(tǒng)時間和心搏的當前QRS相位相關(guān)，作為數(shù) 據(jù)處理的全局參考。對從相同位置和心搏相位獲取的數(shù)據(jù)進行濾波，然后使用該數(shù)據(jù)來產(chǎn)生在整個心 搏相位上的與時間有關(guān)的心臟幾何映射圖。然后處理所獲取的數(shù)據(jù)，并使用所獲取的數(shù)據(jù)來顯示心臟的多種特性的多個映射 圖，所述多個映射圖然后被置于最近創(chuàng)建的幾何映射圖上。這些映射圖包括電位、表面阻 抗、側(cè)面速度、內(nèi)部組織收縮以及內(nèi)部組織收縮速度。


圖1是示出了成像和同步子系統(tǒng)、阻抗查找子系統(tǒng)及其在獲得實際位置并指定期 望位置中起到的作用的系統(tǒng)框圖。圖2是與跟蹤點、組織路徑和期望位置有關(guān)的示意圖。圖3是從外部ECG得到的數(shù)據(jù)信號和數(shù)據(jù)的示意圖。圖4是阻抗查找子系統(tǒng)和關(guān)聯(lián)的數(shù)據(jù)獲取信號的框圖。圖5是導管尖端周期運動的測試的示意圖。圖6是位移包絡(luò)的初始情況的詳細視圖。圖7是根據(jù)來自變換的頂點距離進行加權(quán)的圖示。
圖8a是描述了當心臟相位是60和120度時位移包絡(luò)如何影響所構(gòu)造的網(wǎng)格圖像 的幾何結(jié)構(gòu)的圖組。圖8b是描述了當心臟相位是180和240度時位移包絡(luò)如何影響所構(gòu)造的網(wǎng)格圖 像的幾何結(jié)構(gòu)的圖組。圖8c是描述了當心臟相位是300和360度時位移包絡(luò)如何影響所構(gòu)造的網(wǎng)格圖 像的幾何結(jié)構(gòu)的圖組。圖9是用于在網(wǎng)格表面上內(nèi)插標量場的幾何計算的示意圖。圖10是示出了根據(jù)多個采樣點位置來構(gòu)造三角形的示意圖。
具體實施例方式在一個實施例中，本文所描述的設(shè)備和方法獲取并顯示心臟的電特性和機械特 性。本發(fā)明通過以下方式來實現(xiàn)這一點首先檢測已插入心臟的導管的遠端尖端，在心臟腔 室周圍向期望的位置引導導管尖端，檢測導管何時實現(xiàn)與心臟腔室壁的組織接觸，最后在 多個心搏上測量心臟的QRS信號。該過程可以重復(fù)多次，以便精確測量心臟表面上的組織 速度、應(yīng)力、以及傳導速度。一旦采集了適當量的數(shù)據(jù)，就可以針對心臟的每個運動階段構(gòu) 造具有豐富數(shù)據(jù)的網(wǎng)格的集合，然后使用所述具有豐富數(shù)據(jù)的網(wǎng)格的集合來計算物理特性 并將物理特性顯示在詳細的臨床映射圖中。組織速度映射需要將多個表面位置和電讀數(shù)鏈接至心臟的當前相位?？梢栽谟凶?夠的電極可用的情況下實時地進行這種測量和同時分析，或者通過獲得兩個或更多個心搏 上的位置和電極電位的讀數(shù)，并將這些讀數(shù)編譯在更詳細的交互式臨床模型中，來非實時 地進行這種測量和同時分析。位置檢測、接觸確認、電極ECG和心搏相位是相對同時采集的。如果由于濾波而使 信號中存在延遲，則可以在最終模型中校正時移。在實時顯示中，可以使用預(yù)測算法來對由 于濾波而引起的時移進行補償。這種預(yù)測算法可以依賴于先前的搏動。搏動之間的不規(guī)律 性將導致電讀數(shù)以及機械位移和速度在某種程度上互相不同步，在兩次搏動之間得到的數(shù) 據(jù)將在與不規(guī)律性相對應(yīng)的尺度上不準確。為了產(chǎn)生分析模型，可以使用單個導管在多次心搏上累計心臟腔室附近的點，或 者也可以使用籃或套索來一次收集更多個點?？梢燥@示視覺參考模型以指示數(shù)據(jù)采集的過 程以及任何基準參考標記、導管和3D模型。對于實時模型，與表面相接觸地放置足夠數(shù)目的電極，空隙材料或網(wǎng)格的柔韌性 應(yīng)當足以使電極跟蹤移動的表面上的同一點?；诒砻纥c跟蹤而計算出的量(如，組織速 度和應(yīng)力)可以是使用這樣的導管實時地計算出的。如果電極不跟蹤表面上的同一點，則 ECG的彩色編碼映射圖可用于映射到表面網(wǎng)格上。圖1是導管引導和控制成像(CGCI)系統(tǒng)的系統(tǒng)框圖，CGCI系統(tǒng)用于位置限定 和引導，以便在獲取數(shù)據(jù)的同時定位組織并保持組織接觸。在序列號為11/697,690的 美國專禾[I 串 i青“Method and Apparatus for Controlling Catheter Positioning and Orientation，，禾口 禾1J 7，280，863“System and Method for Radar-Assisted Catheter Guidance and Control”中描述了一種用于成像和控制導管尖端的CGCI系統(tǒng)，其并入在此 作為參考。
此夕卜，序列號為10/621，196的美國專利申請“Apparatus for Catheter, Guidance, Control, and Imaging，”，序列號為 11/331,781 的美國專利申請 “System and Method for Controlling Movement of a Surgical Tool，”，序列號為 11/331，994 的美 H Φ it "Apparatus and Method for Generating a Magnetic Field，”，·歹 1^ 11/331，485 的美國專利申請"System and Method for Magnetic Catheter tip，，，，序列 號為 11/140，475 的美國專利申請“Apparatus and Method for Shaped Magnetic Field Control for Catheter, Guidance, Control and Imaging, ",Ιψβ]^^] 11/362, 542 W^H
Φ !^"Apparatus for Magnetically Deployable Catheter with Mosfet Sensors and Method for Mapping and Ablation，”，以及序列號為 11/869，668 的美國專利申請“System and Method for Radar-Assisted Catheter Guidance and Control，，也支持并描述了當前 應(yīng)用，所有這些申請都并入在此作為參考。導管的遠端的實際位置(AP)902和方向由CGCI系統(tǒng)的外部子系統(tǒng)或內(nèi)部子系統(tǒng) 來限定。位置檢測可以是全局參考的或者是相對于六自由度基準導管的，如，定制的冠狀竇 導管。在相對于CGCI全局坐標系來限定AP的情況下，基準對準單元12保持與患者的局部 坐標系對準并在局部坐標與CGCI全局坐標之間轉(zhuǎn)換。圖1中的操作控制臺13限定導管尖 端(如圖2所示)的期望位置(DP)903和經(jīng)過期望位置的組織路徑906(也如圖2所示)。 為圖1中的CGCI控制器501給出組織路徑906上的初始跟蹤點TP 907a(如圖2所示)，所 述CGCI控制器501磁性地將導管導向為指向跟蹤點TP 907a。CGCI控制器501向阻抗查 找單元16發(fā)送剩余位置誤差、AP 902與TP 907a之間的“最相似”。可以通過多種方法來實現(xiàn)與心臟腔室壁表面的接觸確認，所述多種方法包括但不 限于測量表面電導率。阻抗查找單元16基于組織接觸的程度來產(chǎn)生組織接觸信號16. 2， 即，在組織接觸的每個位置處注入小DC直流電流并測量電導。與導管尖端在血流內(nèi)的情況 相比，在導管的尖端與表面相接觸的情況下，電導更高。在數(shù)據(jù)集合中記錄電導率等級以供 將來使用。最小值可以被設(shè)置為將數(shù)據(jù)采集限于良好表面接觸。阻抗查找單元16使用磁滑塊16. 1來推進導管，直到通過監(jiān)控組織接觸信號16. 2 發(fā)現(xiàn)連續(xù)的組織接觸，或者直到達到點TP 907a，或換言之，當AP 902等于TP 907a時。如 果在實現(xiàn)連續(xù)接觸之前達到點TP907a，則CGCI控制器501在沿著組織路徑906的正方向上 將點TP 907a推進期望的距離(例如，一次推進2mm)，以便保持用于組織接觸的可預(yù)測且可 重復(fù)的途徑。當保持充分組織接觸時，阻抗查找單元16以信號通知CGCI控制器501停止 所有調(diào)節(jié)，允許導管尖端377在當前磁力下安放在組織表面。如果實現(xiàn)了充分的組織接觸， 但是位置與組織路徑相距過遠(即，AP 902與TP 907a的距離大于指定距離(例如，5mm))， 則在阻抗查找單元16再次推進導管之前，阻抗查找單元16使導管900縮回一定距離(例 如，5mm)，以允許CGCI控制器501向TP 907a重新定向?qū)Ч芗舛?77。磁滑塊16. 1用于調(diào)節(jié)到跟蹤點(TP)907b。如果磁滑塊16. 1獲取跟蹤點TP 907b 并且組織接觸信號16. 2示出了不完全接觸，則物理跟蹤點TP 907a沿組織路徑906向下移 動，CGCI控制器501調(diào)節(jié)到新的跟蹤點TP 907b。圖2是左心房1. 12 (面對患者)和組織路徑906的示意圖，CGCI系統(tǒng)在幾何靜 態(tài)模型上使用組織路徑906將導管通過期望位置DP 903引導至移動的組織表面。CGCI系 統(tǒng)以組織表面上的唯一位置為目標，所述唯一位置在組織移動時經(jīng)過靜態(tài)幾何模型上的所選位置或在所述所選位置附近經(jīng)過。在QRS穩(wěn)態(tài)計時信號1.50. 1的檢測時刻(參見圖 3)，期望位置DP 903被限定在心臟表面上或心臟表面附近。組織路徑906可以被選擇性 地限定為點DP 903處幾何心臟模型的表面法線、通過DP903從心臟腔室的幾何中心發(fā)出 的射線、或者通過點DP 903而引出的期望組織行程的任何方向的射線。跟蹤點TP 907a 是發(fā)送至CGCI控制器501的閉環(huán)調(diào)節(jié)器目標點。在圖2中，將導管900通過心房間隔膜 (interatrial transseptum) 1. 11. 5 插入左心房 1. 12。CGCI 控制器 510 將磁性尖端 377 引 導至跟蹤點907a。一旦導管尖端377達到跟蹤點TP907a，就沿著組織路徑906向下推進跟 蹤點TP 907a，直到阻抗信號16. 2示出連續(xù)組織接觸。圖3是從外部ECT信號得到的信號和數(shù)據(jù)的示意圖。標記為ECG Ref的外部ECG 信號1. 50用作全局參考信號，以使獲取的數(shù)據(jù)與QRS心搏相位Φ (t)600. 2的特定部分同步。從R峰值到R峰值測量心搏相位Φ (t) 600. 2，并在每個心搏周期之后重新計算心 搏相位Φ (t)600. 2，以保持適當?shù)耐健．斝呐K處于其最穩(wěn)定點時，QRS同步信號1. 50. 1向CGCI控制器501和CGCI操作控 制臺13提供參考信號10。這發(fā)生在T波結(jié)束與P波開始之間，大約距離R峰值140-250°。 在QRS sync 1. 50. 1中，CGCI導管位置檢測單元11測量導管尖端377的穩(wěn)定參考位置， CGCI控制器可以對導管進行位置調(diào)節(jié)以保持期望位置DP 903或跟蹤點TP 907a。圖4是組織速度成像(TVI)數(shù)據(jù)集合和處理例程的示意圖。CGCI系統(tǒng)1500提供 外部ECG參考信號ECGREF (t) 600. 1、內(nèi)部導管尖端ECG信號ECG (t) 600. 4、導管尖端阻抗信 號Ω (t)600. 3、以及患者1體內(nèi)導管的位置position (t) 600. 5.創(chuàng)建兩個數(shù)據(jù)集合。第一數(shù)據(jù)集合包含以下記錄導管尖端377的每個X、Y、Z位 置，ECG，接觸電導率，以及系統(tǒng)時間。第二數(shù)據(jù)集合記錄關(guān)于系統(tǒng)時間的外部ECG。第二集 合用作數(shù)據(jù)的電基準參考幀，并且可以用于重構(gòu)多個規(guī)則或不規(guī)則心搏上的機電行為。將 系統(tǒng)時間替換成心搏相位作為分析模型中的時間參考。使用預(yù)測算法，在采集數(shù)據(jù)之后或在采集數(shù)據(jù)時為ECG映射圖附上心搏相位 (Φ)。相位將基于ECG的R間隔之間的時間段以及自上一個R峰值的時間。CGCI系統(tǒng)1500測量來自患者胸腔的全局外部ECG參考信號，并產(chǎn)生ECGREF (t)陣 列600. 1，其中t是CGCI系統(tǒng)1500的以毫秒為單位的工作時間。Position(t)是從CGCI 系統(tǒng)1500的定位系統(tǒng)產(chǎn)生的，并且包含導管尖端377的xyz位置。根據(jù)在導管尖端處377 感測的數(shù)據(jù)，來編譯尖端電信號陣列ECG(t)600.4和尖端阻抗陣列Q(t)600.3。這四個陣 列包括用于針對每個位置和相位創(chuàng)建獨立通道數(shù)據(jù)陣列601的原始數(shù)據(jù)陣列600。數(shù)據(jù)分段例程600. 9首先計算關(guān)于時間的心搏相位Φ (t)600. 2，然后將每個映射 位置的數(shù)據(jù)分成由位置號和心搏相位來索引的獨立通道數(shù)據(jù)陣列601。這些通道數(shù)據(jù)陣列 600包含每個機械位置的電特性和機械特性，所述電特性和機械特性隨后將用于形成分析 模型。在采集了數(shù)據(jù)之后，將數(shù)據(jù)處理成DirectX多平臺網(wǎng)格格式，這種格式的數(shù)據(jù)不 僅包含心臟壁的位置頂點，還包含這些位置的電ECG值、電導率讀數(shù)以及任何其他所需的 數(shù)據(jù)。然后對數(shù)據(jù)進行處理以形成3D彩色編碼網(wǎng)格結(jié)構(gòu)，所述3D彩色編碼網(wǎng)格結(jié)構(gòu)包含 各運動相位的子網(wǎng)格，這些子網(wǎng)格彼此配準，使得這些子網(wǎng)格的頂點表示為心臟壁上的相同點，以便提供一致且精確的幾何計算點集合。將外部參考ECG信號記錄在關(guān)于系統(tǒng)時間的陣列ECGREF (t) 600. 1中，其中t是以 毫秒來定義的。該陣列用于創(chuàng)建關(guān)于系統(tǒng)時間的心率相位的陣列Φ (t)600. 2。這提供了將 參考所有其他系統(tǒng)時間的數(shù)據(jù)獲取信號與心搏相位相關(guān)的索引。ECGREF ⑴一Φ ⑴心搏相位用于與心率無關(guān)地對數(shù)據(jù)進行定序。當匯編這些數(shù)據(jù)時，可以以實時或 非實時模型來顯示心臟沿著相關(guān)彩色ECG映射圖的機械收縮。其他得到的數(shù)據(jù)，如組織收 縮速度和加速度或者側(cè)壁速度和加速度至少部分地取決于心臟的每個相位模型之間的配 準。配準涉及在每個相位中標記心臟上的關(guān)鍵點，以精確跟蹤相位之間的所有表面點。一 些顯示使用這種配準的模型。一種用于自動配準模型的算法使用多個點并細化相位之間的 移動。在配準之后，可以重新產(chǎn)生每個相位的網(wǎng)格，使得每個網(wǎng)格頂點表示相同的心臟表面 點ο每當ECGREF信號上升到峰值檢測水平以上檢測到QRS信號R峰值，將這些QRS信 號R峰值記錄在tr(j)陣列中，其中j指示心搏數(shù)目。ECGREF (t)在時刻 tr (0)，tr(l)，tr ⑵，· · · · tr(j)具有 R 峰值。通過等式1得到時刻t處的相位，該相位位于時刻tr(j)和tr(j+l)處的連續(xù)心 搏峰值之間。等式1 Φ (t) = 360* (t-tr (j)) / (tr (j+1) -tr (j))為相位給出0到359度的整數(shù)值。為舍入到360的值給出相位值0。然后在以下表1中定義原始數(shù)據(jù)陣列。
權(quán)利要求
1.一種用于創(chuàng)建心臟電特性和機械特性的高分辨率映射圖的設(shè)備，包括導管；耦合至導管的導管引導和控制成像系統(tǒng)；用于導管引導和控制成像系統(tǒng)的數(shù)據(jù)采集模塊，用于從導管采集若干不同類型的數(shù) 據(jù)；以及顯示器，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，導管被磁性地尖端化。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的設(shè)備，其中，導管引導和控制成像系統(tǒng)還包括磁性系統(tǒng)，用 于產(chǎn)生磁場，以便改變磁性地尖端化的導管的路線。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的設(shè)備，其中，導管引導和控制成像系統(tǒng)改變周圍磁場以將導 管的遠端尖端定位、定向和引導至沿著患者心臟壁內(nèi)表面的期望位置。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的設(shè)備，其中，貫穿整個心動周期的位置，導管引導和控制成像 系統(tǒng)將導管的遠端尖端保持在固定位置。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的設(shè)備，還包括用于測量導管尖端處的阻抗并調(diào)節(jié)從導管尖 端到組織表面的距離以便保持恒定的阻抗讀數(shù)的單元。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的設(shè)備，所述設(shè)備采集并記錄系統(tǒng)工作時間、來自患者的ECG信 號、來自導管尖端的阻抗信號、尖端的位置、以及來自導管尖端的ECG信號。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的設(shè)備，其中，導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的三維彩色編碼 圖像格式的數(shù)據(jù)還包括將所獲得的數(shù)據(jù)與跟所獲得的數(shù)據(jù)同時得到的測量心搏相位相 關(guān)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的設(shè)備，其中，所述格式對發(fā)現(xiàn)從原始數(shù)據(jù)集合丟失的一個或 更多個數(shù)據(jù)點進行內(nèi)插。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的設(shè)備，其中，所述格式計算并顯示位于三維圖像上的任何兩 點之間的組織位移。
11.根據(jù)權(quán)利要求9所述的設(shè)備，其中，所述裝置顯示位于三維圖像上的任何兩點之間 的組織收縮速度。
12.根據(jù)權(quán)利要求9所述的設(shè)備，其中，所述設(shè)備顯示位于三維圖像上的至少兩點之間 的組織收縮加速度。
13.根據(jù)權(quán)利要求9所述的設(shè)備，其中，所述設(shè)備計算位于三維圖像上的至少兩點之間 相對于電梯度的組織位移。
14.一種創(chuàng)建心臟電特性和機械特性的高分辨率映射圖的方法，包括使用操作性耦合至導管的導管引導和控制成像系統(tǒng)，確定患者心臟內(nèi)導管的尖端的位 置和方向；通過改變周圍磁場的形狀和極性來改變導管尖端的位置；將遠端尖端引導至沿著心臟壁內(nèi)表面的期望位置；在心動周期的至少一部分內(nèi)，將導管尖端保持在沿著心臟壁內(nèi)表面的期望位置；獲取心動周期期間的基于患者和遠端尖端的第一數(shù)據(jù)；根據(jù)第一數(shù)據(jù)計算心臟的一個或多個電特性和機械特性；根據(jù)多種電特性和機械特性將第一數(shù)據(jù)處理成三維彩色編碼圖像；以及在顯示器上顯示所述三維彩色編碼圖像。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中，在整個心動周期內(nèi)將遠端尖端保持在沿著心 臟壁內(nèi)表面的期望位置還包括測量導管尖端處的阻抗值；以及調(diào)節(jié)從導管尖端到組織表面的距離，以便保持恒定的阻抗讀數(shù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中，獲取所述第一數(shù)據(jù)包括 記錄系統(tǒng)工作時間；記錄來自患者的ECG信號； 記錄遠端尖端的阻抗信號； 記錄遠端尖端的位置；以及 記錄來自遠端尖端的ECG信號。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，根據(jù)所獲得的數(shù)據(jù)來計算心臟的所述一個或 多個電特性和機械特性還包括將所獲得的數(shù)據(jù)與跟第一數(shù)據(jù)同時得到的測量心搏相位相關(guān)。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中，根據(jù)所獲得的數(shù)據(jù)來計算心臟的所述一個或 多個電特性和機械特性還包括對發(fā)現(xiàn)從原始數(shù)據(jù)集合丟失的數(shù)據(jù)點進行內(nèi)插。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中，根據(jù)所獲得的數(shù)據(jù)來計算心臟的所述一個或 多個電特性和機械特性還包括計算位于心臟壁內(nèi)表面上兩個先前測量的點之間的組織位移。
20.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中，根據(jù)所獲得的數(shù)據(jù)來計算心臟的所述一個或 多個電特性和機械特性還包括計算位于心臟壁內(nèi)表面上兩個先前測量的點之間的組織收 縮速度。
21.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中，根據(jù)所獲得的數(shù)據(jù)來計算心臟的所述一個或 多個電特性和機械特性還包括計算位于心臟壁內(nèi)表面上兩個先前測量的點之間的組織收 縮加速度。
22.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中，根據(jù)所獲得的數(shù)據(jù)來計算心臟的所述一個或 多個電特性和機械特性還包括計算位于心臟壁內(nèi)表面上兩個先前測量的點之間相對于電 梯度的組織位移。
23.一種用于創(chuàng)建心臟電特性和機械特性的高分辨率映射圖的設(shè)備，包括導管；耦合至導管的導管引導和控制成像系統(tǒng)；導管引導和控制成像系統(tǒng)的用于從導管采集若干不同類型的數(shù)據(jù)的裝置；以及 用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的設(shè)備，其中，導管被磁性地尖端化。
25.根據(jù)權(quán)利要求M所述的設(shè)備，其中，導管引導和控制成像系統(tǒng)還包括用于產(chǎn)生磁 場以便改變磁性地尖端化的導管的路線的裝置。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的設(shè)備，其中，導管引導和控制成像系統(tǒng)還包括用于改變 周圍磁場以將導管的遠端尖端定位、定向和引導至沿著患者心臟壁內(nèi)表面的期望位置的裝 置。
27.根據(jù)權(quán)利要求沈所述的設(shè)備，其中，導管引導和控制成像系統(tǒng)還包括用于貫穿整 個心動周期將導管的遠端尖端保持在固定位置的裝置。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的設(shè)備，其中，用于貫穿整個心動周期將導管的遠端尖端保 持在固定位置的裝置還包括用于測量導管尖端處的阻抗并調(diào)節(jié)從導管尖端到組織表面的 距離以便保持恒定的阻抗讀數(shù)的裝置。
29.根據(jù)權(quán)利要求觀所述的設(shè)備，導管引導和控制成像系統(tǒng)的用于從導管采集若干不 同類型的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于采集并記錄系統(tǒng)工作時間、來自患者的ECG信號、來自導 管尖端的阻抗信號、尖端的位置、以及來自導管尖端的ECG信號的裝置。
30.根據(jù)權(quán)利要求四所述的設(shè)備，其中，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的 三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于將所獲得的數(shù)據(jù)與跟所獲得的數(shù)據(jù)同時 得到的測量心搏相位相關(guān)的裝置。
31.根據(jù)權(quán)利要求30所述的設(shè)備，其中，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的 三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于對發(fā)現(xiàn)從原始數(shù)據(jù)集合丟失的任何數(shù)據(jù) 點進行內(nèi)插的裝置。
32.根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的 三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于計算并顯示位于三維圖像上的任何兩點 之間的組織位移的裝置。
33.根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的 三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于計算并顯示位于三維圖像上的任何兩點 之間的組織收縮速度的裝置。
34.根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的 三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于計算并顯示位于三維圖像上的任何兩點 之間的組織收縮加速度的裝置。
35.根據(jù)權(quán)利要求31所述的設(shè)備，其中，用于顯示由導管引導和控制成像系統(tǒng)采集的 三維彩色編碼圖像格式的數(shù)據(jù)的裝置還包括用于計算并顯示位于三維圖像上的任何兩點 之間相對于電梯度的組織位移的裝置。
全文摘要
描述了一種系統(tǒng)方法，該系統(tǒng)方法在整個心動周期內(nèi)跟蹤心臟組織表面上的一個或多個點，收集隨后用于產(chǎn)生組織的對應(yīng)模型的多種類型的數(shù)據(jù)，并將模型顯示為3D彩色編碼圖像。在一個實施例中，系統(tǒng)確定導管的遠端尖端的位置和方向，使用阻抗方法處理導管尖端以便保持尖端與心臟組織的區(qū)域之間的恒定接觸，獲取整個心搏周期內(nèi)尖端組織構(gòu)型的位置數(shù)據(jù)和電數(shù)據(jù)，在不同組織區(qū)域中重復(fù)測量所需的次數(shù)，以及使用所獲取的數(shù)據(jù)形成3D彩色編碼映射圖，所述3D彩色編碼映射圖顯示了心臟的多種機械特性和電特性。
文檔編號A61B5/11GK102065746SQ200980115528
公開日2011年5月18日 申請日期2009年4月10日 優(yōu)先權(quán)日2008年5月1日
發(fā)明者喬舒亞·沙哈爾, 布魯斯·馬克斯, 戴維·約翰遜, 拉斯洛·法爾卡斯, 萊斯烈·法爾卡斯 申請人:麥格耐泰克斯公司