用于标测心律失常驱动器位点的系统和方法与流程

相关申请的交叉引用

本申请要求2018年4月26日提交的美国临时申请no.62/663,193的权益，其通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。

本公开总体上涉及诸如可以在心脏诊断和治疗程序中执行的电生理标测。特别地，本公开涉及用于标测诸如心律失常病灶的心律失常驱动器位点的系统、装置和方法。

背景技术：

在被认为引发和维持心房纤颤(“af”)的机制中，存在着局部驱动器，激活波从该驱动器中散开，彼此碰撞并产生可伴随af(在本文中称为“心律失常病灶”)的混乱的电描记图。相信在避免对邻近结构(例如膈神经)的附带损害的同时，这些病灶的靶向消融将终止并防止af复发，并使因多次消融程序而导致的填塞的可能性最小化。

然而，准确定位心律失常病灶可能很复杂。例如，当使用局部激活定时(“lat”)标测图时，将病灶定位在几毫米内需要将定时精确地确定在几毫秒内。然而，定时测量可能会受到电描记图形状变化的影响。导管设计也会影响定位精度。

技术实现要素：

本文公开了一种使用由多维导管进行的电生理测量来标测心律失常病灶的方法。该方法包括，对于在患者心脏中使用多维导管收集电生理数据点的位置，进行以下步骤：识别由多维导管承载的三个或更多个电极的集团；识别三个或更多个电极的集团的最大双极电压；计算三个或更多个电极的集团的平均单极电压；以及使用所计算的三个电极的集团的平均单极电压与所识别的三个或更多个电极的集团的最大双极电压的比值来计算病灶得分。可以将平均单极电压计算为平均峰峰值电压或平均负峰值电压。

当病灶得分超过预设阈值时，将在患者心脏中收集电生理数据点的位置识别为病灶源。

以下步骤可以在患者心脏中的多个位置重复，从而生成病灶得分标测图：识别由多维导管承载的三个或更多个电极的集团；识别三个或更多个电极的集团的最大双极电压；计算三个或更多个电极的集团的平均单极电压；以及使用所计算的三个电极的集团的平均单极电压与所识别的三个或更多个电极的集团的最大双极电压的比值来计算病灶得分。在本公开的各方面，该方法包括在三维解剖模型上输出病灶得分标测图的图形表示。

在本公开的实施例中，由多维导管承载的三个或更多个电极的集团是由多维导管承载的四个电极的集团。

本文还公开了一种使用由多维导管进行的电生理测量来标测心律失常病灶的方法。该方法包括，对于在患者心脏中使用多维导管收集电生理数据点的位置，进行以下步骤：限定围绕患者心脏中的所述位置的评估区域，该评估区域包括多个杆，其中多个杆中的每个杆与具有相应的最大振幅双极轴和相应的最小振幅双极轴的相应的e场环相关联，以及其中杆是使用e场环的相应的最大振幅双极轴限定的；计算评估区域的杆定向置信度得分；以及当杆定向置信度得分超过预设杆定向置信度阈值时，计算评估区域的病灶得分，其中病灶得分指示评估区域内的杆定向一致性。

在本公开的方面中，限定围绕患者心脏中的所述位置的评估区域的步骤包括：限定围绕患者心脏中的所述位置的球形区域。可替代地，限定围绕患者心脏中的所述位置的评估区域的步骤可以包括：限定评估区域以包含由多维导管承载的多个电极。

根据本公开的方面，计算评估区域的杆定向置信度得分的步骤可以包括：识别具有超过预设阈值幅度的相关联的相应的最大振幅双极轴的多个杆的子集。该预设阈值幅度可以参照电描记图本底噪声来限定，例如电描记图本底噪声的大约两倍。

在本公开的其他方面，计算评估区域的杆定向置信度得分的步骤可以包括：识别具有超过预设偏心率阈值的相关联的相应的e场环偏心率的多个杆的子集。

可以想到的是，计算评估区域的病灶得分的步骤可以包括：对多个杆的对映点进行主成分分析。可替代地，计算评估区域的病灶得分的步骤可以包括：计算多个杆的平均成对点积。

在其他实施例中，计算评估区域的病灶得分的步骤可以包括：限定多个方向；对于每个方向，计算在(1)多个杆中的每个杆与(2)相应方向上的单位矢量之间计算的多个点积的平均点积；以及识别多个方向中具有最大计算的平均点积的方向。

在另外的实施例中，计算评估区域的病灶得分的步骤可以包括，对于多个杆中的每个杆：限定从评估区域的中心延伸到杆的中点的单位矢量；以及计算杆和单位矢量之间的点积，从而计算多个点积；以及计算多个点积的平均值。

以下步骤可以在患者心脏中的多个位置重复，从而生成病灶得分标测图：限定围绕患者心脏中的所述位置的评估区域，评估区域包括多个杆，其中多个杆中的每个杆与具有相应的最大振幅双极轴和相应的最小振幅双极轴的相应的e场环相关联，以及其中杆是使用e场环的相应的最大振幅双极轴限定的；计算评估区域的杆定向置信度得分；以及当杆定向置信度得分超过预设杆定向置信度阈值时，计算评估区域的病灶得分，其中所述病灶得分指示评估区域内的杆定向一致性。该方法可以可选地包括在三维解剖模型上输出病灶得分标测图的图形表示。

本文还公开了一种用于标测心律失常病灶的电解剖标测系统，包括病灶标测模块，其被配置为：接收经由多维导管收集的电生理数据点作为输入；识别由多维导管承载的三个或更多个电极的集团；识别三个或更多个电极的集团的最大双极电压；计算三个或更多个电极的集团的平均单极电压；以及使用所计算的三个电极的集团的平均单极电压与所识别的三个或更多个电极的集团的最大双极电压的比值来计算病灶得分。

本公开还提供了一种用于标测心律失常病灶的电解剖标测系统，包括病灶标测模块，其被配置为：接收经由多维导管在患者心脏中的位置收集的电生理数据点作为输入；限定围绕患者心脏中的所述位置的评估区域，所述评估区域包括多个杆，其中多个杆中的每个杆与具有相应的最大振幅双极轴和相应的最小振幅双极轴的相应的e场环相关联，以及其中杆是使用e场环的相应的最大振幅双极轴限定的；计算评估区域的杆定向置信度得分；以及当杆定向置信度得分超过预设杆定向置信度阈值时，计算评估区域的病灶得分，其中所述病灶得分指示评估区域内的杆定向一致性。

通过阅读以下描述和权利要求书以及通过参阅附图，本发明的前述和其它方面、特征、细节、效用和优点将显而易见。

附图说明

图1是示例性电解剖标测系统的示意图。

图2描绘了可以与本公开的方面结合使用的示例性导管。

图3是根据本文公开的第一实施例的代表性步骤的流程图，其可以被执行以基于由多维导管测量的电压的幅度识别心律失常驱动器。

图4图形化地描绘了根据图3所示的代表性步骤创建的示例性病灶得分标测图。

图5是根据本文公开的第二实施例的代表性步骤的流程图，其可以被执行以基于由多维导管测量的最大双极轴的相对方向识别心律失常驱动器。

图6描绘了根据本公开的方面的限定围绕电生理数据点的评估区域的一种方法。

图7a和7b描绘了根据本公开的其他方面的限定围绕电生理数据点的评估区域的其他方法。

图8a至8d示出了确定杆定向一致性的各种方法。

图9图形化地描绘了根据图5所示的代表性步骤创建的示例性病灶得分标测图。

图10图形化地描绘了示例性相干标测图。

尽管公开了多个实施例，但是根据示出和描述说明性实施例的以下详细描述，本公开的其它实施例对于本领域技术人员将变得显而易见。因此，附图和详细描述本质上应被认为是说明性的而不是限制性的。

具体实施方式

本公开提供了用于创建提供关于心脏活动的信息的电生理标测图(例如，心电图标测图)的系统、装置和方法。将参考使用高密度栅格(“hd”)栅格导管(例如来自雅培实验室的advisor^tmhd栅格标测导管)以创建电生理标测图，尤其是创建心律失常病灶的标测图来解释本公开的某些实施例。本文将在使用电生理标测系统(例如，使用诸如来自雅培实验室的ensiteprecision^tm心脏标测系统的电解剖标测系统)执行的心脏标测程序的情况中详细描述本公开的各方面。

图1示出示例性电解剖标测系统8的示意图，该示例性电解剖标测系统8用于通过导航心脏导管并测量在患者11的心脏10中发生的电活动并三维地标测电活动和/或与如此测量的电活动有关或代表电活动的信息来进行心脏电生理研究。系统8例如可用于使用一个或多个电极创建患者心脏10的解剖模型。系统8还可以用于测量沿着心脏表面的多个点处的电生理数据，并将所测量的数据与测量电生理数据的每个测量点的位置信息相关联地存储，例如以创建患者心脏10的诊断数据标测图。

如本领域的普通技术人员将认识到的，并且如将在下面进一步描述的，系统8确定通常在三维空间内的对象的位置，并且在一些方面，确定对象的定向，并将这些位置表达为相对于至少一个参考确定的定位信息。

为了简化说明，将患者11示意性地描绘为椭圆形。在图1所示的实施例中，示出了施加到患者11的表面的三组表面电极(例如，贴片电极)，其限定了三个大致正交的轴，在此称为x轴、y轴、和z轴。在其它实施例中，电极可以以其它布置定位，例如在特定身体表面上的多个电极。作为另一替代方案，电极不必在身体表面上，而是可以定位在身体内部。

在图1中，x轴表面电极12、14沿第一轴施加到患者，诸如施加到患者胸部区域的侧面上(例如，施加到每只手臂下方的患者皮肤)，并且可以称为左电极和右电极。y轴电极18、19沿着大致正交于x轴的第二轴(诸如沿着患者的大腿内侧和颈部区域)施加到患者，并且可以称为左腿电极和颈部电极。z轴电极16、22沿着大致上正交于x轴和y轴两者的第三轴(诸如沿着在胸部区域中的患者的胸骨和脊柱)施加，并且可以称为胸部电极和背部电极。心脏10位于这些表面电极对12/14、18/19和16/22之间。

附加的表面参考电极(例如，“腹部贴片”)21为系统8提供参考和/或接地电极。腹部贴片电极21可以是固定的心脏内电极31的替代物，如在下面进一步详细描述的。还应当理解，此外，患者11可以具有位于合适位置的大部分或全部传统心电图(“ecg”或“ekg”)系统导联线。在某些实施例中，例如，可以使用一组标准的12条ecg导联线来感测患者心脏10上的心电图。该ecg信息可用于系统8(例如，可以将其作为输入提供给计算机系统20)。就ecg导联线被很好地理解而言，并且为了使附图更加清楚，在图1中仅示出了单个导联线6及其与计算机20的连接。

还示出了具有至少一个电极17的代表性导管13。在整个说明书中，该代表性导管电极17被称为“巡回电极”、“移动电极”或“测量电极”。通常，将使用导管13上或多个这种导管上的多个电极17。例如，在一个实施例中，系统8可以包括设置在患者的心脏和/或脉管系统内的十二个导管上的六十四个电极。在其他实施例中，系统8可以利用包括多个(例如，八个)花键的单个导管，每个花键又包括多个(例如，八个)电极。

然而，前述实施例仅是示例性的，并且可以使用任何数量的电极和/或导管。例如，出于本公开的目的，图2中示出了示例性的多电极导管、尤其是hd栅格导管的一个区段。hd栅格导管13包括耦合至桨状物202的导管主体200。导管主体200还可以分别包括第一主体电极204和第二主体电极206。桨状物202可包括第一花键208、第二花键210、第三花键212和第四花键214，它们通过近侧耦合器216耦合至导管主体200，并通过远侧耦合器218彼此耦合。在一个实施例中，第一花键208和第四花键214可以是一个连续的区段，以及第二花键210和第三花键212可以是另一个连续的区段。在其他实施例中，各种花键208、210、212、214可以是彼此耦合(例如，分别通过近侧耦合器216和远侧耦合器218)的单独的区段。应当理解，hd导管13可以包括任何数量的花键和/或花键上的电极布置；图2中所示的四个花键的布置仅是示例性的。

如上所述，花键208、210、212、214可包括任何数量的电极17；在图2中，示出了以四乘四的阵列布置的十六个电极17。还应当理解，在沿着花键208、210、212、214和在花键208、210、212、214之间测量时，电极17都可以均匀和/或不均匀地间隔开。

导管13(或多个这种导管)通常经由一个或多个导引器并使用熟悉的程序被引入患者的心脏和/或脉管系统中。实际上，将导管13引入患者心脏的各种方法，例如经中隔方法，对于本领域普通技术人员来说将是熟悉的，因此在这里不需要进一步描述。

由于每个电极17位于患者体内，因此系统8可以同时为每个电极17收集位置数据。类似地，每个电极17可用于收集来自心脏表面的电生理数据(例如，表面电描记图)。普通技术人员将熟悉用于电生理数据点的采集和处理的多种方式(包括例如接触和非接触电生理标测)，使得对于理解本文公开的技术而言，其进一步的讨论是不必要的。同样地，可以使用本领域中熟悉的各种技术来从多个电生理数据点生成心脏几何形状和/或心脏电活动的图形表示。此外，就普通技术人员将理解如何从电生理数据点创建电生理标测图而言，本文的各方面仅在理解本公开所必需的程度上进行描述。

现在返回图1，在一些实施例中，在第二导管29上示出可选的固定参考电极31(例如，附接到心脏10的壁)。出于校准的目的，该电极31可以是固定的(例如，附接到或靠近心脏壁)或与巡回电极(例如电极17)以固定的空间关系设置，并且因此可以称为“导航参考”或“局部参考”。除了上述表面参考电极21以外或作为替代，还可以使用固定参考电极31。在许多情况下，心脏10中的冠状窦电极或其它固定电极可以用作测量电压和位移的参考；也就是说，如下所述，固定参考电极31可以定义坐标系的原点。

每个表面电极耦合到多路复用开关24，并且通过在计算机20上运行的软件选择成对的表面电极，该计算机20将表面电极耦合到信号发生器25。可替代地，可以省去开关24，并且可以提供信号发生器25的多个(例如，三个)实例，每个测量轴(也就是说，每个表面电极对)一个实例。

计算机20可以包括例如传统的通用计算机、专用计算机、分布式计算机或任何其它类型的计算机。计算机20可以包括一个或多个处理器28，诸如单个中央处理单元(“cpu”)或通常称为并行处理环境的多个处理单元，其可以执行指令以实践本文所述的多个方面。

通常，由一系列被驱动和感测的电偶极子(例如，表面电极对12/14、18/19和16/22)生成三个名义上正交的电场，以便在生物导体中实现导管导航。可替代地，这些正交场可以被分解并且任何表面电极对可以被驱动为偶极子以提供有效的电极三角测量。同样地，电极12、14、18、19、16和22(或任何数量的电极)可以以任何其它有效的布置定位，用于将电流驱动到心脏中的电极或感测来自心脏中的电极的电流。例如，可以将多个电极放置在患者11的背部、侧面和/或腹部上。此外，这种非正交方法增加了系统的灵活性。对于任何期望的轴，可以将由一组预定的驱动(源-汇)配置产生的跨巡回电极测量的电势进行代数组合，以产生与如通过沿正交轴简单地驱动均匀电流所获得的有效电势相同的有效电势。

因此，可以选择表面电极12、14、16、18、19、22中的任何两个表面电极作为相对于接地参考(诸如腹部贴片21)的偶极子源极和漏极，而未激励的电极测量相对于接地参考的电压。放置在心脏10中的巡回电极17暴露于来自电流脉冲的场，并相对于接地(诸如腹部贴片21)进行测量。实际上，心脏10内的导管可包含比所示的十六个电极更多或更少的电极，并且可以测量每个电极电势。如前所述，可以将至少一个电极固定到心脏的内表面以形成固定参考电极31，该固定参考电极31也相对于接地(诸如腹部贴片21)被测量，并且该固定参考电极31可以被定义为系统8相对于其测量位置的坐标系的原点。来自表面电极、内部电极和虚拟电极中的每一个电极的数据集都可以用于确定心脏10内的巡回电极17的位置。

系统8可以使用所测量的电压来确定心脏内的电极(诸如巡回电极17)相对于参考位置(诸如参考电极31)在三维空间中的位置。也就是说，在参考电极31处测量的电压可用于定义坐标系的原点，而在巡回电极17处测量的电压可用于表达巡回电极17相对于原点的位置。在一些实施例中，坐标系是三维(x，y，z)笛卡尔坐标系，但是可以考虑其它坐标系，诸如极坐标系、球坐标系和柱坐标系。

从前面的讨论中应该清楚，当表面电极对在心脏上施加电场时，测量用于确定电极在心脏内的位置的数据。电极数据还可以用于创建呼吸补偿值，该呼吸补偿值用于改善电极位置的原始位置数据，如例如在美国专利no.7,263,397中所述，该专利通过引用整体包含于此。电极数据还可以用于补偿患者身体阻抗的变化，如例如在美国专利no.7,885,707中所述，该专利也通过引用整体包含于此。

因此，在一个代表性实施例中，系统8首先选择一组表面电极，并且然后用电流脉冲驱动它们。在输送电流脉冲的同时，测量并存储电活动，诸如用剩余的表面电极和体内电极中的至少一个测量的电压。如上所述，可以执行对诸如呼吸和/或阻抗偏移的伪影的补偿。

在一些实施例中，系统8是雅培实验室的ensite^tmvelocity^tm或ensiteprecision^tm心脏标测和可视化系统。然而，可以结合本教导使用其它定位系统，包括例如波士顿科学公司(bostonscientificcorporation)的rhythmiahdx^tm标测系统、生物传感韦伯斯特公司(biosensewebster,inc.)的carto导航和定位系统、北方数字公司(northerndigitalinc.)的系统、sterotaxis的磁导航系统以及来自雅培实验室的mediguide^tm技术。

在以下专利(所有这些专利均通过引用整体包含于此)中描述的定位和标测系统也可以用于本发明：美国专利no.6,990,370；6,978,168；6,947,785；6,939,309；6,728,562；6,640,119；5,983,126；以及5,697,377。

本公开的各方面涉及标测心律失常病灶。因此，系统8还可以包括病灶标测模块58。病灶标测模块58尤其可以用于识别心脏表面上病灶源的可能位置，如下面详细讨论的。

将参考如图3所示的代表性步骤的流程图300来说明根据本教导的标测心律失常病灶的一种示例性方法。在一些实施例中，例如，流程图300可以表示可以通过图1的电解剖标测系统8(例如，通过处理器28和/或病灶标测模块58)来执行的多个示例性步骤。应当理解，以下描述的代表性步骤可以是硬件或软件实现的。为了说明起见，术语“信号处理器”在本文中用于描述本文教导的基于硬件和软件的实施方式。

在框302中，系统8接收电生理数据点，例如，由多维导管13收集的电生理数据点。如本领域普通技术人员所熟悉的，在框302中接收的电生理数据点将包括位置数据(例如，多维导管13在心脏10内的定位)和电生理数据(例如，由电极17测量的一系列电描记图)。

在框304中，系统8识别由多维导管13承载的三个或更多个电极17的集团。例如，考虑如图2所示的四个电极17a、17b、17c、17d的集团。该集团总共包括六个可能的双极：沿着花键的17a-17b和17c-17d；跨花键的17a-17c和17b-17d；以及对角线的17a-17d和17b-17c。

类似地，考虑如图2所示的三个电极17a、17b和17c的集团。该集团总共包括三个可能的双极：沿着花键208的17a-17b；跨花键的17a-17c；和对角线的17b-17c。

在框306中，系统8识别电极17的集团的最大双极电压。通常，最大双极电压将是该集团的双极(例如，在四电极集团的情况下为六个双极；在三电极集团的情况下为三个双极)之间的最大峰峰值电压。

在框308中，系统8计算电极17的集团的平均单极电压。可以将电极17的单极电压计算为峰峰值电压和/或负峰值电压。

在心律失常病灶附近，在任何方向上的双极电压都接近于零，但是单极电压相对较大。因此，在框310中，系统8计算电极17的集团的平均单极电压与电极17的集团的最大双极电压的比值。该比值越大，该位置越有可能是心律失常病灶。

在框312中，也可以使用平均单极电压与最大双极电压的比值来计算该位置是心律失常病灶的可能性的数字指示(该位置是心律失常病灶的可能性的数字指示在本文中称为“病灶得分”)。在一些实施例中，该比值本身可以被定义为病灶得分；在本公开的其他实施例中，该比值可以用于计算病灶得分(例如，通过取比值的倒数和/或对数)。

更特别地，如果病灶得分超过预设阈值，则指示该位置可能是心律失常病灶。阈值可以是用户定义的。然而，在本公开的实施例中，阈值是平均单极电压与最大双极电压的比值，在大约2和大约4之间。

判定框314发起循环以处理任何附加的电生理数据点。然而，一旦处理完所有电生理数据点，系统8就在框316中输出病灶得分标测图。在框318中，根据本领域普通技术人员将熟悉的技术，系统8可以例如在三维心脏模型上输出病灶得分标测图的图形表示。

图4描绘了代表性的病灶得分标测图400。如图4所示，在中心的暗区，平均单极电压与最大双极电压的比值最高，因此是心律失常病灶的最可能的位置。

如图5所示的代表性步骤的流程图500中示出了根据本教导的标测心律失常病灶的另一示例性方法。在本公开的一些实施例中，流程图500可以表示可以通过图1的电解剖标测系统8(例如，通过处理器28和/或病灶标测模块58)来执行的多个示例性步骤。应该理解，图5的代表性步骤可以是硬件或软件实现的。

在框502中，系统8接收电生理数据点，例如，由多维导管13收集的电生理数据点。如本领域普通技术人员将熟悉的，在框502中接收的电生理数据点将包括位置数据(例如，多维导管13在心脏10内的定位)和电生理数据(例如，由电极17测量的一系列电描记图)。

在框504中，系统8限定围绕在框502中接收的电生理数据点的位置的评估区域。评估区域的大小可以考虑标测图点密度、期望的分辨率、电极间间距以及心律失常病灶将表现出径向传播的预期范围。在本公开的实施例中，评估区域的大小也可以考虑在框512中计算出的病灶得分，如从框514到框504的循环所示。类似地，可以想到，从业者可能期望基于在框514中计算出的病灶得分标测图的视觉评估来调整评估区域的大小，如从框516到框504的循环所示。

如图6所示，在本公开的一些实施例中，评估区域被限定为以框502中接收的电生理数据点的位置为中心的球体600(例如，具有大约1cm半径的球体)。图6还示出了期望相邻的球体600重叠。

在本公开的其他实施例中，相对于由多维导管13承载的电极17限定评估区域。例如，如图7a所示，评估区域700可以被限定为包含在多维导管13上的所有的十六个电极17。因此，评估区域700包含三十六个三电极集团，因此总共包含三十六个双极。为了根据本文的教导进行分析，可以将这些双极分配给评估区域700的中心点702。

图7a还示出了具有中心点706的评估区域704，其包含多维导管13上的十六个电极17中的九个电极。如图7b所示，可以在多维导管13上形成四个这样的区域704a-704d，每个区域具有相应的中心点706a-706d。每组九个电极17包含十六个三电极集团，因此总共包含十六个双极(可以将其分配给相应的中心点706a-706d，以进行如本文公开的分析)。

在任何情况下，在框504中限定的评估区域包括多个“杆”602(在图6中示为双箭头区段)。如本文中所使用的，术语“杆”是指多维导管13上的电极17的集团的相应的e场环的最大振幅双极轴；e场环也将具有最小振幅双极轴。在美国专利申请no.15/953,155中描述了计算电极集团的e场环的细节，其通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。

在心律失常病灶附近，杆将围绕病灶径向地布置，而不是相对于彼此均匀地(例如，平行地)定向。因此，在框506中，系统8可以计算评估区域(例如600、700)的杆定向置信度得分。杆定向置信度得分是给定评估区域(例如600、700)是否包含足够的杆的度量，从中可以得出关于评估区域是否为心律失常病灶的有效推断。

在本公开的各方面中，通过识别评估区域内的杆的子集来计算杆定向置信度得分，所述杆由超过预设阈值量的相应的最大振幅双极轴限定。在一些实施例中，可以相对于电描记图本底噪声(例如，约0.05mv峰峰值)限定该预设阈值量，例如，约为电描记图本底噪声的两倍(例如，约0.1mv峰峰值)。

在本公开的其他方面，通过识别评估区域内的杆的子集来计算杆定向置信度得分，所述杆具有超过预设偏心率阈值的相应的e场环偏心率。e场环的偏心率可以通过最大振幅双极轴与最小振幅双极轴的比值来测量。在实施例中，偏心率阈值大约是2(例如，最大振幅双极轴是最小振幅双极轴的至少两倍)。

在判定框508中，系统8确定杆定向置信度得分是否超过预设杆定向置信度阈值。如果否，则判定框510发起循环以处理任何附加的电生理数据点。如果是，则系统8可以在框512中使用在评估区域内的杆定向一致性来计算病灶得分。更特别地，因为杆定向在心律失常病灶附近不太一致，而远离心律失常病灶更一致，所以系统8可以将更高程度的杆定向一致性解释为该位置是心律失常病灶的可能性更低。下面将讨论确定评估区域内的杆定向一致性的各种示例性方法。

对映点的主成分分析。图8a示出了根据本公开的各方面的确定评估区域800内的杆定向一致性的第一方法。如图8a中所示，对于定向区域内的每个杆802，在以原点为中心的单位圆806(或在三维中是单位球)上放置两个对映点804a、804b。然后，系统8对对映点进行主成分分析，并计算最大与最小(或次最小)奇异值的比值。较大的比值对应于更一致地定向的杆802。因此，如果该比值实质上大于1(例如，约大于4)，则指示杆802接近平行，这反过来表明评估区域800并非心律失常病灶。另一方面，如果该比值小于临界值(例如，大约2)，则表明评估区域800可能包含心律失常病灶。

杆之间的成对点积的平均值。图8b示出了根据本公开的各方面的确定评估区域800内的杆定向一致性的第二方法。系统8计算评估区域800内的每对杆802的点积的绝对值。然后，系统8计算这些值的平均值。较大的平均值对应于更一致地定向的杆802。因此，平均值越大，评估区域800包含心律失常病灶的可能性越小，并且平均值越小，评估区域800包含心律失常病灶的可能性就越大。

杆和可能的角度单位矢量之间的平均点积的在可能的角度上的最大值。图8c示出了根据本公开的各方面的确定评估区域800内的杆定向一致性的第三方法。系统8在多个方向的每个方向上限定单位矢量808。为了清楚起见，图8c仅描绘了单个方向单位矢量808；应当理解，该方法可以使用具有大约1度的分辨率的大约180个方向单位矢量808。对于每个方向，系统8首先计算每个杆802和相应的方向单位矢量808之间的点积的绝对值，然后计算这些值的平均值。然后系统8识别具有最大的计算的平均点积的方向。较大的平均值对应于更一致地定向的杆802。因此，最大平均点积越大，评估区域800包含心律失常病灶的可能性越小，并且最大平均点积越小，评估区域800包含心律失常病灶的可能性越大。

杆和径向定向的单位矢量之间的点积的平均值。图8d示出了根据本公开的各方面的确定评估区域800内的杆定向一致性的第四方法。对于每个杆802，系统8限定从评估区域800的中心延伸到杆802的中点的单位矢量810。系统8计算单位矢量810和杆802之间的点积的绝对值，然后计算这些值的平均值。在该方法中，较大的平均值对应于不太一致地定向的杆802。因此，最大平均点积越大，评估区域800包含心律失常病灶的可能性越大，并且最大平均点积越小，评估区域800包含心律失常病灶的可能性越小。

判定框510发起循环以处理任何附加的电生理数据点。然而，一旦处理完所有电生理数据点，系统8就在框514中输出病灶得分标测图。在框516中，根据本领域普通技术人员将熟悉的技术，系统8可以例如在三维心脏模型上输出病灶得分标测图的图形表示。

图9是病灶得分标测图的代表性图形表示900。图形表示900包括多维导管13的表示902和上述多个杆的图形表示904。在图9的中心附近，杆904定向不一致，视觉上表明它们接近心律失常病灶。远离图9的中心，杆904更一致地定向，视觉上表明它们不靠近(或至少不那么靠近)心律失常病灶。

在本公开的各方面中，系统8还可以输出相干标测图；图10是这样的标测图的图形表示1000，其示出了上述杆彼此平行的程度。如图10所示，低相干区域显示为白色或浅灰色，而高相干区域显示为深灰色或黑色。在视觉上，低相干区域(例如，白色或浅灰色)比高相干区域(例如，深灰色或黑色)更可能是心律失常病灶。

本公开的各方面还涉及在电生理研究期间在其他感兴趣的位点之间进行区分，例如爆发位点、源位点、碰撞位点和吸收位点。在发生病灶源或爆发区域的位点，单极信号主要为负向(所谓的“qs形态”)。相反地，在发生碰撞或吸收的位点，单极信号几乎完全为正(所谓的“r形态”)。

因此，本文公开的实施例可以包括评估单极偏转，以便识别形态并将该区域分类为尤其是爆发区域或碰撞区域。例如，如果初始的向上偏转小于总峰峰值电压的约10％，则可以将其解释为qs形态，表明存在爆发区域。可替代地，如果向下偏转小于总峰峰值电压的约10％，则可以将其解释为r形态，表明存在碰撞或吸收区域。

尽管以上已经以一定程度的特殊性描述了几个实施例，但是本领域技术人员可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下对所公开的实施例进行多种改变。

例如，本文的教导可以实时地(例如，在电生理研究期间)或在后处理期间(例如，对于在较早时间执行的电生理研究期间收集的电生理数据点)应用。

作为另一个示例，尽管已经结合识别心律失常病灶描述了本公开的各方面，但是本文的教导可以被很好地应用来识别其他驱动器(例如，转子源)。

作为另一个示例，代替利用杆(例如，最大振幅双极轴)，本文的教导可以适于激活方向箭头。类似地，代替对多个杆进行对映点的主成分分析以确定评估区域的病灶得分，本文描述的电解剖系统可以通过计算评估区域内的单位激活方向矢量方向的平均值来确定评估区域的病灶得分。激活方向箭头(矢量)的计算在美国专利no.10,136,829中描述，其通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样。美国专利no.9,474,491(其也通过引用包含于此，如同在此全面阐述一样)教导了局部传导速度计算的各个方面，这些教导也可以在计算激活方向箭头(矢量)时应用。

所有方向参考(例如，上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶部、底部、上方、下方、垂直、水平、顺时针和逆时针)仅用于标识目的，以帮助读者对本发明的理解，而不特别地对本发明的位置、定向或用途产生限制。结合参考(例如，附接、耦合、连接等)应被广义地解释，并且可以包括元件的连接之间的中间构件和元件之间的相对移动。这样，结合参考不必推断两个元件是直接连接的并且彼此之间具有固定关系。

意图是，以上描述中包含的或附图中示出的所有内容应被解释为仅是示例性的，而非限制性的。在不脱离所附权利要求书所限定的本发明的精神的情况下，可以进行细节或结构上的改变。