CN106999080A - 针对病变评估的实时形态分析 - Google Patents

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Abstract

电极被用于测量电信号(例如电描记图)。将一个或多个滤波器施加至电信号以生成一个或多个经滤波信号。估计经滤波信号的特征以评估对应于电信号的清晰度。基于该清晰度，可以在一个时间段内估计电描记图的形态的各种特性。

Description

针对病变评估的实时形态分析
相关申请的交叉引用
本申请要求于2014年12月18日提交的临时申请号62/093,771的优先权，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本公开涉及心脏病的治疗。更特别地，本公开涉及用于消融心脏组织以治疗心律失常的方法和系统。
背景技术
异常的传导通路破坏心脏电脉冲的正常路径。异常的传导通路可能会产生异常、不规则并且有时危及生命的心律称为心律失常。消融是治疗心律失常和恢复正常传导的一种方式。可以使用位于期望位置的映射电极来定位或映射异常通路和/或其来源。在映射之后，医师可以消融异常组织。在射频(RF)消融中，RF能量可以从消融电极通过组织被引导到另一电极以消融组织并形成病变。
发明内容
本发明的实施例促进实时电描记图形态分析。电极被用于测量电信号(例如，电描记图)，其可以是例如单极信号和/或双极性信号等。在实施例中，“电信号”可以是指和/或包括由单个电极(例如，单极信号)检测到的信号、由两个或更多个电极(例如，双极信号)检测到的信号和/或由一个或多个电极检测的多个信号等。将一个或多个滤波器施加至电信号以生成一个或多个经滤波信号。估计经滤波信号的特征以评估对应于电信号的清晰度(sharpness)。基于清晰度，可以在一个时间段内估计电描记图的形态的各种特性。
在示例1中，系统包括导管，其包括具有远端部分的柔性导管本体和被布置在远端部分上的至少一个电极，所述至少一个电极被配置为基于心脏激活信号而测量电信号。所述系统还包括映射处理器，其被配置为：从至少一个电极获取电信号；生成基于电信号的电描记图；确定与电描记图相关联的清晰度；和/或基于清晰度而确定电描记图的形态特性。
在示例2中，示例1所述的系统还包括：显示装置，其被配置为显示与电描记图的清晰度和形态特性中的至少一个相关联的指示，其中电描记图的形态特性包括与清晰度有关的特征；以及输出组件，其被配置为向显示装置提供输出，其中输出包括清晰度和/或确定出的特征。
在示例3中，示例1和2中任一项所述的系统，其中导管包括消融导管，其包括被配置为将消融能量施加到组织的组织消融电极，系统还包括射频(RF)发生器，其可操作地耦接到组织消融电极，其中RF发生器被配置为生成消融能量并将生成的消融能量传送到组织消融电极。
在示例4中，示例3所述的系统，其中映射处理器被配置为在消融之前、在消融期间和/或在消融之后确定清晰度。
在示例5中，示例2-4中任一示例所述的系统，其中所述映射处理器包括：滤波器，其被配置为对所述电信号进行滤波以生成经滤波信号；以及特征检测器，其被配置为确定经滤波信号的幅度，其中确定出的特征包括确定出的经滤波信号的幅度，其中显示装置被配置为指示经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变。
在示例6中，示例5所述的系统，其中幅度包括绝对幅度、均方根(RMS)测量结果、峰到峰测量结果、在窗口上的峰到峰测量结果最大值、百分位数范围测量结果、搏动门控(beat-gated)测量结果和自由运行(free-running)测量结果中的至少一个。
在示例7中，示例5和6中任一项所述的系统，其中所述滤波器对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例8中，示例5-7中任一项所述的系统，其中经滤波信号包括电信号的近似导数。
在示例9中，示例5-8中任一项所述的系统，其中所述滤波器包括非线性处理元件，其被配置为基于电信号的偏转的极性而衰减所述电信号的一个或多个分量。
在示例10中，示例9所述的系统，其中滤波器包括半波整流器。
在示例11中，示例2-10中任一项所述的系统，映射处理器包括：第一滤波器，其被配置为跨第一时间尺度对所述电信号进行滤波以生成第一经滤波信号，其中第一滤波器包括第一频率响应；第二滤波器，其被配置为跨第二时间尺度对电信号进行滤波以生成第二经滤波信号，其中第二滤波器包括第二频率响应，其中第二滤波器的频率响应的至少一部分低于第一滤波器的频率响应的对应部分；以及特征检测器，其被配置为通过分析第一经滤波信号和第二经滤波信号来确定对应于清晰度的特征，其中显示装置被配置为描绘确定出的特征随时间推移的改变。
在示例12中，示例11所述的系统，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个被配置为确定电信号的时间差、电信号的近似导数、跨时间窗的斜率估计和电信号的小波分解中的至少一个。
在示例13中，示例11和12中任一项所述的系统，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例14中，示例1-13中任一项所述的系统，其中所述映射处理器还被配置为基于消融前偏转模板来确定电描记图的整体形态改变。
在示例15中，示例14所述的系统，其中使用匹配滤波器、与消融前偏转模板或由其导出的信号的相关性以及卷积中的至少一个来确定形态改变。
在示例16中，示例2-15中任一项所述的系统，其中显示装置被配置为显示波形。
在示例17中，示例16所述的系统，波形表示经滤波信号、经滤波信号的包络、经滤波信号的幅度和经滤波信号的功率中的至少一个。
在示例18中，示例16和17中任一项所述的系统，其中输出分量被配置为确定包括经滤波信号与附加经滤波信号的组合的组合信号，所述波形表示组合信号、组合信号的包络、组合信号的幅度和组合信号的功率中的至少一个。
在示例19中，一种用于估计心肌组织状况的方法，所述方法包括：将导管定位在邻近患者体内的心肌组织，所述导管包括：柔性导管本体，其具有远端部分；以及至少一个电极，其被布置在远端部分上，所述至少一个电极被配置为基于心脏激活信号而测量电信号；接收电信号；提供基于电信号的电描记图；确定电描记图的清晰度和电描记图的形态特性中的至少一个，电描记图的形态特性与清晰度有关；以及显示清晰度的指示和形态特性的指示中的至少一个，其中所述指示包括映射图、光指示符和波形中的至少一个。
在示例20中，示例19所述的方法，其中所述导管包括消融导管，其包括被配置为将消融能量施加到组织的组织消融电极，所述方法还包括执行组织的一部分的消融。
在示例21中，示例20所述的方法还包括在消融之前、在消融期间和/或在消融之后确定电描记图的形态特性。
在示例22中，示例19-21中任一项所述的方法还包括使用滤波器对电信号进行滤波以生成经滤波信号。
在示例23中，示例22所述的方法，其中电信号是单极的，并且其中对电信号进行滤波包括将非线性处理技术施加至电描记图以仅保留负偏转。
在示例24中，示例22和23中任一项所述的方法，其中对电信号进行滤波包括对电信号的导数进行近似，该方法还包括确定经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变，其中形态特性的指示指示出经滤波信号的幅度在该时间段期间的相对改变。
在示例25中，示例24所述的方法，其中幅度包括绝对幅度、均方根(RMS)测量结果、峰到峰测量结果、在窗口上的峰到峰测量结果最大值、百分位数范围测量结果、搏动门控测量结果和自由运行测量结果中的至少一个。
在示例26中，示例22-25中任一项所述的方法，其中所述滤波器对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例27中，示例22-26中任一项所述的方法，其中所述滤波器包括非线性处理元件，其被配置为基于电信号的偏转的极性而衰减电信号的一个或多个分量。
在示例28中，示例22-27中任一项所述的方法，其中滤波器包括半波整流器。
在示例29中，示例19-28中任一项所述的方法还包括：跨第一时间尺度对电信号进行滤波以生成第一经滤波信号，其中第一滤波器包括第一频率响应；跨第二时间尺度对电信号进行滤波以生成第二经滤波信号，其中第二滤波器包括第二频率响应，其中第二滤波器的频率响应的至少一部分低于第一滤波器的频率响应的对应部分；通过分析第一经滤波信号和第二经滤波信号来确定对应于清晰度的特征；以及向显示装置提供输出，其中所述输出包括确定出的特征，其中所述显示装置被配置为描绘确定出的特征随时间推移的改变。
在示例30中，示例29所述的方法，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个被配置为确定电信号的时间差、电信号的导数、跨时间窗的斜率估计和电信号的小波分解中的至少一个。
在示例31中，示例29和30中任一项所述的方法，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例32中，示例19-31中任一项所述的方法，还包括基于消融前偏转模板而确定电描记图的整体形态改变。
在示例33中，示例32所述的方法，其中使用匹配滤波器、与消融前偏转模板或由其导出的信号的相关性以及卷积中的至少一个来确定形态改变。
在示例34中，示例19-33中任一项所述的方法，波形表示经滤波信号、经滤波信号的包络、经滤波信号的幅度和经滤波信号的功率中的至少一个。
在示例35中，示例19-34中任一项所述的方法，还包括确定包括经滤波信号与附加经滤波信号的组合的组合信号，所述波形表示组合信号、组合信号的包络、组合信号的幅度和组合信号的功率中的至少一个。
在示例36中，系统包括导管，其包括具有远端部分的柔性导管本体；以及至少一个电极，其被布置在远端部分上，所述至少一个电极被配置为基于心脏激活信号而测量电信号。所述系统还包括映射处理器，其被配置为：从至少一个电极获取电信号；提供基于电信号的电描记图；确定与电描记图相关联的清晰度和电描记图的形态特性中的至少一个，其中电描记图的形态特性与清晰度有关。
在示例37中，示例36所述的系统，其中所述导管包括消融导管，其包括被配置为将消融能量施加到组织的组织消融电极，所述系统还包括射频(RF)发生器，其操作地耦接到组织消融电极，其中所述RF发生器被配置为生成消融能量并且将生成的消融能量传送到组织消融电极。
在示例38中，示例37所述的系统，其中映射处理器被配置为在消融之前、在消融期间和/或在消融之后确定清晰度。
在示例39中，示例36所述的系统还包括显示装置，其中映射处理器包括：滤波器，其被配置为对电信号进行滤波以生成经滤波信号；特征检测器，其被配置为确定经滤波信号的幅度；以及输出组件，其被配置为向显示装置提供输出，其中所述输出包括确定出的经滤波信号的幅度。
在示例40中，示例39所述的系统，其中幅度包括绝对幅度、均方根(RMS)测量结果、峰到峰测量结果、在窗口上的峰到峰值测量结果最大值、百分位数范围测量结果、搏动门控测量结果和自由运行测量结果。
在示例41中，示例39所述的系统，其中所述滤波器对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例42中，示例39所述的系统，其中经滤波信号包括电信号的近似导数。
在示例43中，示例39所述的系统，其中滤波器包括非线性处理元件，其被配置为基于电信号的偏转的极性而衰减电信号的一个或多个分量。
在示例44中，示例43所述的系统，其中滤波器包括半波整流器。
在示例45中，示例39所述的系统，其中显示装置被配置为指示经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变。
在示例46中，示例39所述的系统，其中显示装置被配置为显示波形。
在示例47中，示例46所述的系统，所述波形表示经滤波信号、经滤波信号的包络、经滤波信号的幅度和经滤波信号的功率中的至少一个。
在示例48中，示例46所述的系统，其中输出分量被配置为确定包括经滤波信号与附加经滤波信号的组合的组合信号，所述波形表示组合信号、信号组合信号的包络、信号组合信号的幅度、以及组合信号的功率中的至少一个。
在示例49中，示例36所述的系统还包括显示装置，所述映射处理器包括：第一滤波器，其被配置为跨第一时间尺度对电信号进行滤波以生成第一经滤波信号，其中第一滤波器包括第一频率响应；第二滤波器，其被配置为跨第二时间尺度对电信号进行滤波以生成第二经滤波信号，其中第二滤波器包括第二频率响应，其中第二滤波器的频率响应的至少一部分低于第一滤波器的频率响应的对应部分；特征检测器，其被配置为通过分析第一经滤波信号和第二经滤波信号来确定对应于清晰度的特征；以及输出组件，其被配置为向显示装置提供输出，其中所述输出包括确定出的特征，其中显示装置被配置为描绘确定出的特征随时间推移的改变。
在示例50中，示例49所述的系统，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个被配置为确定电信号的时间差、电信号的近似导数、跨时间窗的斜率估计以及电信号的小波分解中的至少一个。
在示例51中，示例49所述的系统，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化分量反应更灵敏。
在示例52中，示例49所述的系统，其中特征检测器被配置为通过将第一经滤波信号的一个或多个电平与第二经滤波信号的一个或多个电平进行比较来评估电信号的清晰度，以确定清晰度的幅度不变测量。
在示例53中，示例36所述的系统，其中映射处理器还被配置为基于消融前偏转模板来确定电描记图的整体形态改变。
在示例54中，示例53所述的系统，其中使用匹配滤波器、与消融前偏转模板或由其导出的信号的相关性以及卷积中的至少一个来确定形态改变。
在示例55中，一种用于估计心肌组织状况的方法包括：将导管定位在邻近患者体内的心肌组织，所述导管包括：柔性导管本体，其具有远端部分；至少一个电极，其被布置在远端部分上，其中所述至少一个电极被配置为基于心脏激活信号而测量电信号；接收电信号；提供基于电信号的电描记图；确定电描记图的清晰度和电描记图的形态特性中的至少一个，电描记图的形态特性与电描记图的清晰度有关；以及显示清晰度和形态特性中的至少一个的指示，其中所述指示包括映射图、光指示符和波形中的至少一个。
在示例56中，示例55所述的方法，其中所述导管包括消融导管，其包括被配置为将消融能量施加到组织的组织消融电极，所述方法还包括执行组织的一部分的消融。
在示例57中，示例56所述的方法还包括在消融之前、在消融期间和/或在消融之后确定电描记图的形态特性。
在示例58中，示例55所述的方法还包括使用滤波器对电信号进行滤波以生成经滤波信号。
在示例59中，示例58所述的方法，其中电信号是单极的，并且其中对电信号进行滤波包括将非线性处理技术施加至电描记图以仅保留负偏转。
在示例60中，示例59所述的方法，其中施加非线性处理技术包括将半波整流器施加至电描记图。
在示例61中，示例58所述的方法，其中对电信号进行滤波包括对电信号的导数进行近似，所述方法还包括确定经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变，其中形态特性的指示指示出经滤波信号的幅度在该时间段期间的相对改变。
在示例62中，示例61所述的方法，其中幅度包括绝对幅度、均方根(RMS)测量结果、峰到峰值测量结果、在窗口上的峰到峰值测量结果最大值、百分位数范围测量结果、搏动门控测量结果和自由运行测量结果。
在示例63中，示例58所述的方法，其中所述滤波器对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例64中，示例55所述的方法还包括：使用第一滤波器跨第一时间尺度对电信号进行滤波，以生成第一经滤波信号，其中第一滤波器包括第一频率响应；使用第二滤波器跨第二时间尺度对电信号进行滤波以生成第二经滤波信号，其中第二滤波器包括第二频率响应，其中第二滤波器的频率响应的至少一部分低于第一滤波器的频率响应的对应部分；通过分析第一经滤波信号和第二经滤波信号来确定对应于清晰度的特征；以及向显示装置提供输出，其中所述输出包括确定出的特征，其中所述显示装置被配置为描绘确定出的特征随时间推移的改变。
在示例65中，示例64所述的方法，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个被配置为确定电信号的时间差、电信号的导数、跨时间窗的斜率估计和电信号的小波分解中的至少一个。
在示例66中，示例64所述的方法，其中第一滤波器和第二滤波器中的至少一个对电信号的高频和/或快速变化的分量比对电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
在示例67中，示例64所述的方法还包括基于消融前偏转模板而确定电描记图的整体形态改变。
在示例68中，示例67所述的方法，其中使用匹配滤波器、与消融前偏转模板或由其导出的信号的相关性以及卷积中的至少一个来确定形态改变。
在示例69中，示例64所述的方法，波形表示经滤波信号、经滤波信号的包络、经滤波信号的幅度和经滤波信号的功率中的至少一个。
在示例70中，示例65所述的方法还包括确定包括了经滤波信号与附加经滤波信号的组合的组合信号，所述波形表示组合信号、组合信号的包络、组合信号的幅度和组合信号的功率中的至少一个。
在示例71中，系统包括消融导管，其包括：柔性导管本体，其具有远端部分；组织消融电极，其被布置在柔性导管本体的远端部分上，其中组织消融电极被配置为将消融能量施加到组织。所述系统还包括：至少一个电极，其被布置在所述远端部分上，所述至少一个电极被配置为基于心脏激活信号而测量电信号；以及射频(RF)发生器，其操作地耦接到组织消融电极并且被配置为生成要被传送到组织消融电极的消融能量。所述系统还包括：映射处理器，其被配置为：从至少一个电极获取电信号；提供基于电信号的电描记图；确定与电描记图相关联的清晰度和电描记图的形态特性中的至少一个，所述特性与清晰度有关。
虽然公开了多个实施例，但是从下面的详细描述中，本发明的其它实施例对于本领域的技术人员来说将变得显而易见，其示出和描述了本发明的说明性实施例。因此，附图和详细描述在本质上被认为是说明性的而不是限制性的。
附图说明
图1是根据本发明的实施例的射频(RF)消融系统的示意图。
图2是描绘了根据本发明的实施例的说明性映射操作环境的框图。
图3是描绘了根据本发明的实施例的来分析电描记图的形态的说明性方法的流程图。
图4是描绘了根据本发明的实施例的用于分析电描记图的形态的说明性处理流程的示意性框图。
图5描绘了根据本发明的实施例的说明性电描记图和滤波电描记图。
图6是描绘了根据本发明的实施例的用于分析电描记图的形态的另一说明性处理流程的示意性框图。
尽管本发明适合于各种修改和替代形式，但是具体实施例已经借由附图中的示例被示出并且在下面被详细描述。然而，意图不是将本发明限制于描述的特定实施例。相反，本发明旨在覆盖落入由所附权利要求限定的本发明的范围内的所有修改、等同物和替代方案。
具体实施方式
电生理学家可以利用任何数量的度量来评估病变的形成和透壁性(transmurality)。这些包括例如双极电描记图幅度下降、消融阻抗下降和起搏捕获阈值。给定双极电描记图偏转的从峰到峰测量出的电描记图幅度提供心肌存活力的测量。然而，它没有对电描记图的形态进行量化，该形态可以包含关于病变形成的附加信息，特别是在非健康组织中。在非健康组织(例如，由水肿、瘢痕组织等困扰的组织)中，由于对局部存活组织的损伤而引起的幅度减小可能被更强的远场信号遮蔽。然而，如与当局部组织健康时相比而言，对局部组织的损伤可能使得电描记图的某些成分改变不太快。通过分析电描记图的清晰度来在消融之前、期间和之后对电描记图形态进行定量，可以促进帮助电生理学家估计病变的形成。实时形态学分析可以促进使能电生理学家确定每次消融所需的最小时间量，减少程序期间递送的射频(RF)能量数量。
根据各种实施例，测量清晰度可以包括将时变值分配给电描记图。例如，可以使用在各种时间尺度处计算出的近似导数来量化清晰度。可以贯穿消融以相对的方式使用这些值，以便测量形态的逐渐改变。本发明的实施例可以使用已经市售的专用导管或导管来实施。实施例包括被用于在消融程序期间获取电信号、执行清晰度分析以及显示结果的硬件/软件图形用户界面(GUI)。这可以例如使用独立系统来完成，或者可以被并入现有的系统，诸如Bard LabSystem Pro或Rhythmia Mapping System，这两种系统均从马萨诸塞州马尔堡的波士顿科学公司(Boston Scientific Corporation)可获得。
图1是根据本发明的实施例的射频(RF)消融系统100的示意图。如图1中示出的，系统100包括消融导管102、RF发生器104和映射处理器106。消融导管102可操作地耦接到RF发生器104和映射处理器106两者，如将在本文中更详细地描述的。如进一步示出的，消融导管102包括具有致动器110(例如，控制旋钮、杠杆或其他致动器)的近端手柄108、具有包括了多个环形电极116的远端部分114的柔性本体112、组织消融电极118以及被布置或被定位在组织消融电极118内和/或与其电隔离的多个映射电极120(在本文中也称为“引脚”电极)。在各种实施例中，导管系统100还可以包括噪声伪影隔离器(未示出)，其中电极120通过噪声伪影隔离器与外壁电绝缘。
在一些情况下，消融系统100可以被用于患者上的消融程序中和/或其他对象上的消融程序中。在各种实施例中，消融导管102可以被配置为被引入或通过患者的脉管系统和/或被引入或通过任何其它内腔或空腔。在示例中，消融导管102可以穿过患者的脉管系统并且被插入患者心脏的一个或多个腔室(例如，目标区域)中。当在患者的脉管系统或心脏中时，消融导管102可以被用于使用环形电极116、电极120和/或组织消融电极118来映射和/或消融心肌组织。在实施例中，组织消融电极118可以被配置为将消融能量施加到患者心脏的心肌组织。
导管102可以是可操纵的，以促进导航患者的脉管系统或导航其他内腔。例如，导管102的远端部分114可以被配置为通过操纵致动器110来偏转(如由图1中的虚线指示出的)以实现导管102的转向。在一些情况下，导管102的远端部分114可以被偏转以将组织消融电极118和/或电极120定位在目标组织附近或将导管102的远端部分114定位以用于任何其它目的。另外地或可替代地，导管102的远端部分114可以具有适于促进将组织消融电极118和/或电极120定位在目标组织附近的预成形形状。例如，导管102的远端部分114的预成形形状可以包括径向形状(例如，大致圆形形状或大致半圆形形状)和/或可以在横向于导管102的总体纵向方向的平面中被定向。
在各种实施例中，电极120围绕组织消融电极118周向分布并与其电隔离。电极120可以被配置为在单极或双极感测模式下操作。在一些实施例中，多个电极120可以限定和/或至少部分地形成一个或多个双极电极对，每个双极电极对被配置为测量电信号，该电信号对应于靠近每个双极电极对的心肌组织的感测到的电活动(例如，电描记图(EGM)读数)。来自电极120的测量出的信号可以被提供给映射处理器106以用于如本文描述的处理。在实施例中，来自双极电极对的EGM读数或信号可以至少部分地形成接触评估、消融区域评估(例如，组织存活力评估)和/或消融进展评估(例如，病变形成/熟化分析)的基础，如下面讨论的。
各种实施例可以包括(代替或除消融导管102之外的)映射导管(未示出)，其包括诸如例如电极120的映射电极但不一定包括组织消融电极118。在实施例中，例如，在使用分离的消融导管(例如消融导管102)来执行消融或独立地执行组织消融时，可以利用映射导管以用于映射。在其他实施例中，可以使用多于一个的映射导管来增强映射数据。除周向间隔开的电极120之外或可替代地，导管102可以包括一个或多个前向电极(未示出)。前向电极通常可以被中心地定位于组织消融电极118内和/或在导管102的尖端的末端处。
组织消融电极118可以是任何长度，并且可以具有被定位在其中并且围绕组织消融电极118周向和/或纵向间隔开的任何数量的电极120。在一些情况下，组织消融电极118可以具有一(1)mm和二十(20)mm、三(3)mm和十七(17)mm、或六(6)mm和十四(14)mm之间的长度。在一个说明性示例中，组织消融电极118可以具有约八(8)mm的轴向长度。
在一些情况下，多个电极120可以围绕组织消融电极118的圆周以任何间隔被间隔开。在一个示例中，组织消融电极118可以包括至少三个电极120，其相等地或不然地围绕组织消融电极118的圆周被间隔开，并且沿着组织消融电极118的纵向轴线处于相同或不同的纵向位置处。在一些说明性的情况下，组织消融电极118可具有至少部分限定开放内部区域(未示出)的外壁。该外壁可以包括用于容纳一个或多个电极120的一个或多个开口。另外地或可替代地，组织消融电极118可以包括一个或多个冲洗口(未示出)。示例性地，冲洗口(当存在时)可以流体连通于外部冲洗流体储存器和泵(未示出)，其可以被用于将流体(例如，冲洗流体)供应到要被或正在被映射和/或被消融的心肌组织。
RF发生器104可以被配置为以受控的方式将消融能量递送到消融导管102，以便消融由映射处理器106识别出的目标组织部位。心脏内的组织消融是本领域公知的，并且因此出于简洁起见，将不会进一步详细描述RF发生器104。有关RF发生器的进一步的细节在美国专利5,383,874中被提供，出于所有目的，其全部内容通过引用明确地并入本文。虽然映射处理器106和RF发生器104被示出为分离组件，但可以可替代地将它们并入到单个集成装置中。
如描述的RF消融导管102可以被用于执行各种诊断功能以辅助医师进行消融治疗。例如，在一些实施例中，导管102可以被用于消融心律失常，并且同时提供在RF消融期间形成的病变的实时评估。病变的实时评估可能涉及任何监视病变处或其周围的表面和/或组织温度、心电图信号的减少、阻抗的下降、病变部位的直接和/或表面可视化、以及组织部位的成像(例如，使用计算机断层扫描、磁共振成像、超声波等)。另外，RF尖端电极内的电极的存在可以操作以帮助医师将尖端电极定位和放置在期望的治疗部位处，并且确定尖端电极相对于要被消融的组织的位置和取向。
除了消融和/或映射导管，可以被用作导管102的示例性导管还可以包括于2008年3月26日提交的并且题为“HIGH RESOLUTION ELECTROPHYOSOLOGY CATHETER”的美国专利申请序列号12/056,210以及于2010年6月23日提交的题为“MAP AND ABLATE OPEN IRRIGATEDHYBRID CATHETER”的美国专利8,414,579中描述的那些，出于所有目的，其全部内容通过引用都被并入本文。可替代地或另外地，除了消融和/或映射导管，可以被用作导管102的导管还可以包括于1996年1月16日提交的题为“MULTIPLE ELECTRODE SUPPORT STRUCTURES”的美国专利5,647,870(作为于1994年3月4日提交的美国序列号206,414的继续申请，其作为于1993年3月16日提交的美国序列号33,640的部分继续申请)、于2001年4月6日提交的题为“EXPANDABLE DIAGNOSTIC OR THERAPEUTIC APPARATUS AND SYSTEM FOR INTRODUCINGTHE SAME INTO THE BODY”美国专利6,647,281、以及于2008年5月27日提交的题为“ELECTRICAL MAPPING AND CRYO ABLATING WITH A BALLOON CATHETER”的美国专利号8,128,617中描述的那些，出于所有目的，其全部内容通过引用整体并入本文中。
在操作中并且当导管102在患者体内和/或邻近目标区域时，导管102可以感测来自患者或目标区域的电信号(例如，EGM信号)，并将这些电信号转告给医师(例如，通过RF消融系统100的显示器)。电生理学家和/或其他人可以利用EGM幅度和/或EGM形态来验证消融导管在患者解剖结构中的位置、验证邻近消融导管的组织的存活力、验证邻近消融导管的组织中的病变形成和/或验证或识别与导管102和/或邻近目标组织或区域有关的其它特性。
至少部分地基于其感测能力，导管102可以被用于执行各种诊断功能，以辅助医师进行消融和/或映射程序，如上面涉及的并在下面进一步讨论的。在一个示例中，导管102可以被用于消融心律失常，并且同时提供实时定位信息、实时组织存活力信息和对消融期间形成的病变的实时评估(例如，在RF消融期间)。病变的实时评估可能涉及监视病变处或其周围的表面和/或组织温度、电描记图信号幅度和/或光谱的减少、阻抗的改变(例如增加或减少)、病变部位的直接和/或表面可视化、和/或组织部位的成像(例如，使用计算机断层摄影、磁共振成像、超声波等)。如在本文中使用并且在本领域中理解的“实时”是指在动作或处理期间。例如，其中在目标区域处在消融期间某人正在实时监视频谱，该频谱在目标区域处(例如，在消融能量的应用之间)在消融处理期间正在被监视。另外地或可替代地，电极120在组织消融电极118处和/或其周围和/或在导管102的尖端内(例如，在远侧尖端处)的存在可以促进允许医师在期望治疗部位处定位和/或放置组织消融电极118，以确定组织消融电极相对于要被消融的组织或相对于任何其它特征的位置和/或取向。
图2描绘了根据本发明的实施例的说明性映射操作环境200。在各种实施例中，映射处理器202(其可以是或类似于图1中描绘的映射处理器106)可以被配置为经由诸如图1中描绘的导管102和/或映射导管等导管来检测、处理和记录与心肌组织相关联的电信号。在实施例中，基于这些电信号，医师可以识别心脏内的特定目标组织部位，并且确保导致基质的心律失常已经通过消融治疗被电隔离。映射处理器202被配置为处理来自电极204(其可以包括例如图1中描绘的电极120和/或环形电极116)的信号，并且生成到显示装置206的输出。显示装置206可以被配置为呈现组织状况的指示和/或消融程序的有效性等(例如，以用于由医师使用)。在一些实施例中，显示装置206可以包括心电图(ECG)信息，其可以由用户来分析以确定心脏内的心律失常基质的存在和/或位置和/或确定消融导管在心脏内的位置。在各种实施例中，来自映射处理器202的输出可以被用于经由显示装置206向临床医生提供关于消融导管和/或被映射的心肌组织的特性的指示。
在将输出生成到显示装置206的情况下和/或其他情况下，映射处理器202可以可操作地被耦接到显示装置206或与其通信。在实施例中，显示装置206可以包括与使用RF消融系统(例如，图1中描绘的RF消融系统100)有关的各种静态和/或动态信息。例如，显示装置206可以呈现目标区域的图像、导管的图像和/或与EGM有关的信息，其可由用户和/或由RF消融系统的处理器来分析以确定心脏内的心律失常基质的存在和/或位置、确定导管在心脏内的位置和/或进行与该导管和/或其他导管的使用有关的其它确定。
在实施例中，显示装置206可以是指示符。指示符可以能够提供与从一个或多个电极204接收到的输出信号的特征有关的指示。例如，至临床医生的关于导管和/或相互作用的和/或被映射的心肌组织的特性的指示可以在显示装置206上被提供。在一些情况下，指示符可以提供视觉和/或可听指示，以提供关于导管和/或相互作用和/或被映射的心肌组织的特性的信息。在实施例中，视觉指示可以采取一种或多种形式。在一些情况下，如果存在成像的导管，则显示器206上的视觉颜色或光指示可以与显示器206上成像导管分离或被包括在其上。这种颜色或光指示符可以包括可以与同EGM的幅度和/或频谱成比例的特性的各种水平相关联的光或颜色的进展。可替代地或另外地，指示与EGM的幅度和/或频谱成比例的特性的水平的指示符可以根据需要以任何其他方式在显示器上和/或以任何可听的或其他感觉指示被提供。
在一些情况下，视觉指示可以是具有一个或多个光或其它视觉指示符的显示装置206(例如，计算机监视器和/或触摸屏装置等)上的指示。在指示符的一个示例中，在显示器206的屏幕上成像的导管的电极的至少一部分的颜色可以从当导管和组织之间接触不良时的第一颜色(例如，红色或任何其他颜色)改变为当导管和组织之间存在良好的接触时和/或当消融可以在建立了良好的接触之后初始时的第二颜色(例如，绿色或不同于第一种颜色的任何其他颜色)。另外地或可替代地，在指示符的另一示例中，当EGM的幅度和/或频谱停止改变和/或达到病变熟化幅度或频谱阈值时，成像导管上的电极的描绘的颜色可以改变颜色以指示病变熟化的水平。以类似的方式，可以利用指示符来指示要被消融的组织的存活力。在上述示例中，改变的颜色/光或改变的其它指示符(例如，数字、图像、设计等)可以根据需要位于显示器上的除了成像导管之外的位置处。根据实施例，指示符可以向用户提供任何类型的信息。例如，本文讨论的指示符可以是示出了何时存在或不存在条件的通过或失败类型指示符和/或可以是示出了从特性的第一级到下一级的进展的渐进式指示符。
根据实施例，图2中示出的操作环境200的各种组件(例如，映射处理器202)可以在一个或多个计算装置上被实施。计算装置可以包括适于实施本公开的实施例的任何类型的计算装置。计算装置的示例包括诸如“工作站”、“服务器”、“手提电脑”、“台式电脑”、“平板电脑”和“手持装置”等专用计算装置或通用计算装置，其中所有这些都参考操作环境200的各种组件在图2的范围内被考虑。
在实施例中，计算装置包括直接和/或间接地耦接以下装置的总线：处理单元(例如，图2中描绘的处理单元208)、存储器(例如，图2中描绘存储器210)、输入/输出(I/O)端口、I/O组件(例如，图2中描绘的输出组件212)和电源。任何数量的附加组件、不同组件和/或组件的组合也可以被包括在计算装置中。总线表示可以是一个或多个总线(诸如，地址总线、数据总线或其组合)。类似地，在实施例中，计算装置可以包括多个处理单元(其可以包括例如硬件、固件和/或软件计算机处理器)、多个存储器组件、多个I/O端口、多个I/O组件和/或多个电源。另外地，任何数量的这些组件或其组合可以跨多个计算装置被分布和/或被复制。
在实施例中，存储器210包括以易失性和/或非易失性存储器形式的计算机可读介质，并且可以是可拆卸的、不可拆卸的或其组合。媒体示例包括随机存取存储器(RAM)；只读存储器(ROM)；电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)；闪速存储器；光学或全息介质；磁带盒、磁带、磁盘存储器或其他磁存储装置；数据传输；或可以被用于存储信息并且可以被诸如例如量子状态存储器等等的计算装置访问的任何其他介质。
在实施例中，存储器210存储用于致使处理单元208实施系统组件的实施例的方面和/或执行本文讨论的方法和程序的实施例的方面的计算机可执行指令。计算机可执行指令可以包括例如计算机代码和机器可用指令等，诸如例如能够由与计算装置相关联的一个或多个处理器执行的程序组件。这样的程序组件的示例包括滤波器组件214和特征检测器216。程序组件可以使用任何数量的不同编程环境来编程，包括各种语言、开发工具包和/或框架等。本文中考虑的功能中的一些或全部也可以在硬件和/或固件中被实施。
图2中示出的说明性操作环境200并不意图暗示对本公开的实施例的使用范围或功能性的任何限制。也不应将其解释为具有与其中示出的任何单个组件或组件组合有关的任何依赖性或要求。另外，图2中描绘的任何一个或多个组件可以在实施例中与其中描绘的其他组件中的各种(和/或未示出的组件)集成，所有这些都被认为在本公开的范围内。例如，滤波器组件214可以与特征检测器216集成。在实施例中，任何数量的组件(诸如图2中描绘的那些)可以被用于分析EGM数据，如本文描述的。
例如，在实施例中，EGM幅度可以由映射处理器202实时地确定和/或测量，例如，从EGM偏转的峰到峰或者来自时域中的EGM读数或信号的P-QRS-T曲线的ST段，并且可以量化EGM信号的强度并提供与一个或多个目标区域特性有关的信息。在实施例中，一些目标区域特性包括但不限于导管102和组织之间的接触力、组织的存活力和病变熟化。
在一些情况下，可以通过确定与EGM相关联的清晰度特征，并且基于清晰度特征来确定EGM的形态特性，来以有意义的方式实时地(例如，在典型的电生理程序期间)进一步分析EGM数据。在实施例中，确定清晰度特征可以包括使用映射处理器202和/或其他处理器对EGM信号进行滤波并分析得到的一个或多个经滤波信号。从EGM信号导出的经滤波信号的这种分析可以增强EGM数据解释，并且除了实时洞察之外，可以允许在消融程序期间的与接触评估、存活与非存活组织和/或病变熟化有关的实时洞察。
说明性地，可以根据需要利用任何技术(例如，通过滤波器组件214)来对EGM信号进行滤波。例如，滤波器组件214可以被配置为确定EGM信号的近似导数、对跨各种时间尺度的EGM信号施加频率滤波、对单极EGM信号施加半波整流或其它非线性处理和/或对EGM信号施加匹配滤波器等。在实施例中，例如，滤波器组件214可以被配置为对EGM进行滤波以生成经滤波信号，并且特征检测器216可以被配置为确定经滤波信号的特征(例如，幅度、包络、功率等)。在实施例中，滤波器组件214可以包括被配置为例如基于信号的偏转的极性来衰减信号的一个或多个分量的任何数量的非线性处理元件。例如，可以使用匹配滤波器来量化EGM的整体形态。例如，滤波器组件214可以选择消融前偏转模板(或从其导出的信号)并将其与在消融期间和/或在消融之后接收到的一个或多个偏转相关联和/或相卷积。以这种方式，例如，特征检测器216可以被用于确定模板与每个随后偏转的最大归一化相关性，其可以表示例如EGM的形态随时间推移的与幅度无关的改变。
输出组件212可以被配置为向显示装置206提供输出，其中输出包括经滤波信号的确定出的特征(例如，在诸如与一个或多个搏动事件有关的窗口的窗口上计算出的幅度)。例如，显示装置206可以被配置为指示经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变。根据实施例，幅度可以包括均方根(RMS)幅度计算、功率计算、峰到峰计算、百分位数范围计算、搏动门控幅度和/或自由运行幅度等。在实施例中，显示装置206可以被配置为显示波形。该波形例如可以表示经滤波信号、经滤波信号的包络、经滤波信号的幅度、经滤波信号的功率、组合信号(例如经滤波信号与附加经滤波信号的组合)、组合信号的包络、组合信号的幅度和/或组合信号的功率等。组合信号例如可以通过对经滤波信号和附加经滤波信号进行平均和/或计算两个信号的均方根(RMS)等来生成。
如上面描述的，在实施例中，映射处理器(例如，图1中描绘的映射处理器106和/或图2中描绘的映射处理器202)可以利用电描记图(EGM)的清晰度特征来分析EGM的形态。图3描绘了根据本发明的实施例来分析电描记图的形态的说明性方法300。在说明性方法300中，导管的远端部分(例如，图1中描绘的导管102和/或映射导管等)可以被定位于靠近目标区域或目标组织的位置处(框302)。映射处理器(例如，图1中描绘的映射处理器106和/或图2中描绘的映射处理器202)可以从邻近目标区域或组织的导管(例如，图1中描绘的导管102)的一个或多个电极(例如，图1中描绘的消融电极118、图1中描绘的电极120、图2中描绘的电极204和/或其他电极)接收电信号测量结果(框304)。示例性地，由导管的电极测量出的信号可以被用于提供EGM(框306)。提供EGM可以包括采样、重采样、量化、带通滤波、噪声去除和/或其他处理步骤以准备用于映射处理器中的信号。如图3中进一步示出的，说明性方法300的实施例还包括确定EGM形态特性(框308)并显示形态特性的指示(框310)。
根据实施例，映射处理器基于EGM的清晰度特征来确定EGM的形态特性。在实施例中，映射处理器可以对EGM(例如，电信号)进行滤波以生成经滤波信号并且确定经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变。例如，映射处理器可以通过确定测量出的电信号的近似导数来对EGM进行滤波，在这种情况下，形态特性的指示可以指示出在该时间段期间经滤波信号的幅度的相对改变和/或经滤波信号的包络的表示等。在实施例中，映射处理器可以确定EGM的近似一阶导数、EGM的近似二阶导数和/或更高阶的近似导数。在实施例中，通过在滑动时间窗上离散地区分EGM，映射处理器可以强调高频率并且估计在激活时间处的该差异EGM的幅度的相对改变。对导数进行近似可以包括施加具有在某个频率范围内大致与频率成比例地增加的频率响应的滤波器，例如，第一差分或一阶高通滤波器。对导数进行近似还可以包括例如使用在滑动时间窗上输出线性回归斜率的滤波器来估计某个时间尺度上的信号的斜率。
在一些情况下，测量出的电信号(例如，EGM)和/或经滤波信号等的幅度、相对幅度、幅度改变和/或幅度变化率也可以被识别出和/或经由显示装置(例如，图2中描绘的显示装置206)在指示中被表示。在说明性示例中，测量出的电信号的幅度可以是EGM的P-QRS-T波的ST段的幅度。另外地或可替代地，可以识别出电信号的其他幅度。根据实施例，可以将电信号(或经滤波信号)的幅度、相对幅度和/或包络等与关联于一个或多个经滤波信号的类似测量一起进行比较、组合或分析。例如，提供形态特性的指示可以包括显示通过组合(例如，经由平均技术、确定均方根(RMS)等)一个或多个经滤波信号和/或电信号(例如，EGM)而生成的波形。
根据实施例，可以经由确定出的EGM的形态特性来表示和/或监视一个或多个特性的水平。一个或多个特性可以包括例如导管和目标区域(例如，目标组织或其他目标区域)之间的接触力、目标区域的存活力、消融进展(例如，病变熟化或消融进展的其他度量)和目标区域的传导特性。在实施例中，这些或其他特性中的一个或多个可以如本文描述的实时地被表示和/或被监视，例如，当将导管的远端部分定位在目标区域附近时、当映射目标区域或其他对象时、当向目标区域施加消融能量时和/或当使用导管执行任何其它动作时。一个或多个特性的水平可以在显示器上可视地显示、可以由可听指示符指示出、或者可以以任何其它方式被指示出。在实施例中，指示可以包括映射图(例如，电压映射图、频谱映射图等)、光指示符和/或波形等。
例如，EGM信号和/或经滤波信号可以被显示在显示器或屏幕上，以用于由用户(例如，医师，技术人员或其他用户)观看和/或分析消融系统和/或映射导管。如可替代地或另外地，为了显示EGM信号和/或经滤波信号，可以在显示器上显示消融导管相对于目标心脏组织的取向的指示，其上或其周围具有指示符，指示了与EGM信号和/或经滤波信号成比例的特性。导管的取向的这种指示可以促进消融系统的用户确定导管相对于目标心脏组织的取向。消融系统的用户可以操纵导管以修改导管相对于目标心脏组织的位置、或改变施加到目标心脏组织的力，以便获得各种EGM信号读数。如例如于2014年3月18日提交的美国临时申请号61/955,087“ELECTROPHYSIOLOGY SYSTEM”以及于2013年1月10日提交的美国申请号13/738,562“ELECTROPHYSIOLOGY SYSTEM AND METHODS”中解释的，导管的这种操纵可以促进确定目标/感测到的心脏组织的存活力，出于所有目的，其每个的全部内容通过引用并入本文。
图4描绘了根据本发明的实施例的用于分析电描记图的形态的说明性处理流程400。如图4中示出的，一对电极402、404向滤波器408提供测量出的电信号406(例如电描记图)。如上面讨论的，电极402、404可以是例如图1中描绘的电极120，并且可以被配置为响应于在心肌组织中检测到的电活动来测量电信号406。滤波器408被配置为对测量出的电信号406进行滤波以生成经滤波信号410。在实施例中，例如，滤波器408可以包括图2中描绘的滤波器组件214或被包括在其内。在实施例中，经滤波信号408可以包括电信号406的一个或多个导数。图5描绘了由电极(在这种情况下双极电描记图)测量出的电信号502的示例。在实施例中，滤波器408可以被配置为确定电信号502的一阶导数504。虽然一阶导数504在图5中被描绘，在本发明的实施例的实施方式中，经滤波信号504不必必须被显示，而是可以作为数据的集合被保持在存储器中。
回到图4，经滤波信号410被提供给特征检测器412，其确定经滤波信号410的特征416。在实施例中，例如，经滤波信号410的特征416可以包括经滤波信号410的一个或多个幅度(例如图5中描绘的峰值幅度506)、经滤波信号410的包络和/或经滤波信号410的频率或频谱方面等。经滤波信号的特征416由输出组件418(例如，图2中描绘的输出组件212)接收到。在实施例中，输出组件418被配置为向显示装置422提供输出420。输出可以包括例如经滤波信号410的确定出的特征416，诸如例如测量出的电信号406的导数的确定出的幅度的集合、在一个时间段期间的经滤波信号410的幅度的相对改变的测量、对应于经滤波信号410的包络的波形、拟合经滤波信号410的峰值幅度的曲线、上述中的一个或多个的数字表示、可执行指令和/或被配置为致使显示装置422显示测量出的电信号406的形态特性的指示的任何其它信号。如上面讨论的，指示可以包括例如映射图、光指示符和/或波形。
图4示出的说明性处理流程400并不意图对本发明的实施例的使用范围或功能提出任何限制。说明性处理流程400也不应被解释为具有与其中示出的任何单个组件或组件的组合有关的任何依赖性或要求。也就是说，例如，处理流程400可以包括任何数量的滤波器408。另外地，在实施例中，图4中描绘的任何一个或多个组件可以与其中描绘的其他组件(和/或未示出的组件)中的各种组件集成，所有这些组件都被认为在本发明的范围内。
图6描绘了根据本发明的实施例的用于分析电描记图的形态的另一说明性处理600。如图6中示出的，一对电极602、604向第一滤波器608和第二滤波器610提供测量出的电信号606(例如，电描记图)。如上面讨论的，电极602、604可以是例如图1中描绘的电极120，并且可以被配置为响应于在心肌组织中检测到的电活动来测量电信号606。如图6中示出的，第一滤波器608对测量出的电信号606进行滤波以生成第一经滤波信号612，并且第二滤波器610对测量出的电信号606进行滤波以生成第二经滤波信号614。将第一经滤波信号612和第二经滤波信号614提供至特征检测器616，其被配置为通过分析第一经滤波信号612和第二经滤波信号614来确定与电信号606的清晰度相对应的特征。确定出的特征618被提供给输出组件620，其被配置为将输出622提供至显示装置624，其可以例如被配置为描绘确定出的特征618随时间推移的改变。
根据实施例，第一滤波器608可以包括具有第一频率响应的第一滤波器，其被配置为跨第一时间尺度对电信号606进行滤波以生成第一经滤波信号612。第一经滤波信号612可以例如包括第一频谱。另外地，第二滤波器610可以包括具有第二频率响应的第二滤波器，其被配置为跨第二时间尺度对电信号606进行滤波以生成第二经滤波信号614，并且其中第二经滤波信号614包括第二频谱。在实施例中，第二经滤波信号的频谱的至少一部分可以低于第一经滤波信号的频谱的对应部分。另外地，在实施例中，第一滤波器和/或第二滤波器对测量出的电信号的高频和/或快速变化的分量可以比对测量出的电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。可以基于任何数量的不同阈值或范围来确定信号的高频、低频、快速变化和缓慢变化的分量。在实施例中，一个或多个滤波器可以被配置为对各种分量反应更灵敏，使得如本文描述的测量出的电信号的清晰度特性的检测被增强和/或被优化。
根据各种实施例，第一滤波器608和第二滤波器610中的至少一个被配置为确定测量出的电信号606的时间差、测量出的电信号606的导数、跨时间窗的斜率估计和测量出的电信号606的小波分解中的至少一个。在实施例中，特征检测器616可以被配置为跨时间尺度组合对应于第一经滤波信号612和第二经滤波信号614的信息以评估清晰度。例如，特征检测器616可以被配置为将处于不同尺度的经滤波信号水平(例如，短期与长期斜率)进行比较，以确定清晰度的幅度不变测量。在实施例中，特征检测器616可以被配置为估计与第一经滤波信号和第二经滤波信号之间的比较相关联的任何数量的不同特性，诸如例如频移或相移和/或频谱倾斜(例如，当幅度减小时高频或低频的量随着时间推移而增加)等。
图6中示出的说明性处理流程600并不意图对本发明的实施例的使用范围或功能性提出任何限制。说明性处理流程600也不应被解释为具有与其中示出的任何单个组件或组件的组合有关的任何依赖性或要求。也就是说，例如，处理流程600可以包括任何数量的滤波器608、610。此外，滤波器608和610可以被配置为以串联操作。也就是说，例如，第二滤波器610可以被配置为对第一经滤波信号612而不是电信号606进行滤波。另外地，在实施例中，图6中描绘的任何一个或多个组件可以与其中描绘的其他组件(和/或未示出的组件)中的各种组件集成，所有这些组件都被认为在本发明的范围内。
在不脱离本发明的范围的情况下，可以对讨论的示例性实施例进行各种修改和添加。例如，虽然上面描述的实施例涉及特定特征，但是本发明的范围还包括具有不同特征的组合的实施例、具有附加特征的实施例以及不包括所有描述的特征的实施例。因此，本发明的范围旨在包括落在权利要求的范围内的所有这样的替代、修改和变化以及其所有等同物。
例如，虽然双极信号具有减少远场信号的优点，但一个缺点是可能丢失偏转的极性中的信息。在双极电描记图中，局部组织去极化可能表现为正偏转、负偏转或两者皆有。在单极电描记图(可被处理以减少远场信号)中，只有负偏转指示出局部组织去极化。因此，如本文描述的，本发明的实施例可以被配置为包括非线性处理步骤，以例如在对单极EGM进行滤波之后通过半波整流器而仅保留负偏转，这可能导致降低的本底噪声和更好的空间选择性。

Claims (15)

1.一种系统，包括：
导管，其包括：
柔性导管本体，其具有远端部分；以及
至少一个电极，其被布置在所述远端部分上，所述至少一个电极被配置为基于心脏激活信号而测量电信号；以及
映射处理器，其被配置为：
从所述至少一个电极获取所述电信号；
提供基于所述电信号的电描记图；并且
确定与所述电描记图相关联的清晰度。
2.根据权利要求1所述的系统，还包括：
显示装置，其被配置为显示与所述电描记图的清晰度和形态特性中的至少一个相关联的指示，其中所述电描记图的形态特性包括与所述清晰度有关的特征；以及
输出组件，其被配置为向所述显示装置提供输出，其中所述输出包括所述清晰度和/或确定出的特征。
3.根据权利要求1和2中任一项所述的系统，其中所述导管包括消融导管，所述消融导管包括被配置为将消融能量施加到组织的组织消融电极，所述系统还包括射频(RF)发生器，其可操作地耦接到所述组织消融电极，其中所述RF发生器被配置为生成所述消融能量并将生成的消融能量传送到所述组织消融电极，并且其中所述映射处理器被配置为在消融之前、在消融期间和/或在消融之后确定所述清晰度。
4.根据权利要求2-3中任一项所述的系统，其中所述映射处理器包括：
滤波器，其被配置为对所述电信号进行滤波以生成经滤波信号；以及
特征检测器，其被配置为确定所述经滤波信号的幅度，其中确定出的特征包括确定出的经滤波信号的幅度，其中所述显示装置被配置为指示所述经滤波信号的幅度在一个时间段期间的相对改变。
5.根据权利要求4所述的系统，其中所述幅度包括绝对幅度、均方根(RMS)测量结果、峰到峰测量结果、在窗口上的峰到峰测量结果最大值、百分位数范围测量结果、搏动门控测量结果和自由运行测量结果中的至少一个。
6.根据权利要求4和5中任一项所述的系统，其中所述滤波器对所述电信号的高频和/或快速变化的分量比对所述电信号的低频和/或缓慢变化的分量反应更灵敏。
7.根据权利要求4-6中任一项所述的系统，其中所述经滤波信号包括所述电信号的近似导数。
8.根据权利要求4-7中任一项所述的系统，其中所述滤波器包括非线性处理元件，其被配置为基于所述电信号的偏转的极性而衰减所述电信号的一个或多个分量。
9.根据权利要求8所述的系统，其中所述滤波器包括半波整流器。
10.根据权利要求1所述的系统，所述映射处理器包括：
第一滤波器，其被配置为跨第一时间尺度对所述电信号进行滤波以生成第一经滤波信号，其中所述第一滤波器包括第一频率响应；
第二滤波器，其被配置为跨第二时间尺度对所述电信号进行滤波以生成第二经滤波信号，其中所述第二滤波器包括第二频率响应，其中所述第二滤波器的频率响应的至少一部分低于所述第一滤波器的频率响应的对应部分；以及
特征检测器，其被配置为通过分析所述第一经滤波信号和第二经滤波信号来确定对应于所述清晰度的特征，其中所述显示装置被配置为描绘所述确定出的特征随时间推移的改变。
11.根据权利要求10所述的系统，其中所述第一滤波器和第二滤波器中的至少一个被配置为确定所述电信号的时间差、所述电信号的导数、跨时间窗的斜率估计和所述电信号的小波分解中的至少一个。
12.根据权利要求1-12中任一项所述的系统，其中所述映射处理器还被配置为基于消融前偏转模板来确定所述电描记图的整体形态改变。
13.根据权利要求13所述的系统，其中使用匹配滤波器、与所述消融前偏转模板或从其导出的信号的相关性及卷积中的至少一个来确定所述形态改变。
14.根据权利要求2至14中任一项所述的系统，其中所述显示装置被配置为显示波形，所述波形表示所述经滤波信号、所述经滤波信号的包络、所述经滤波信号的幅度以及所述经滤波信号的功率中的至少一个。
15.根据权利要求15和16中任一项所述的系统，其中所述输出组件被配置为确定包括所述经滤波信号与附加经滤波信号的组合的组合信号，所述波形表示所述组合信号、所述组合信号的包络、所述组合信号的幅度和所述组合信号的功率中的至少一个。
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