或可变电阻器），从而使得导管14 上的一个或多个电极34处测量的电势可用于使用欧姆定律和参考电极（例如，在冠状静脉 窦中）的相对位置，来确定电极以及由此确定导管14相对于一对外部贴片电极的位置。
[0035] 在图1中所示的配置中，基于电场的定位系统36还包括三对贴片电极44,它们被 提供以生成用于确定导管14在三维坐标系46中的位置的电信号。电极44还可用于生成 关于组织16的EP数据。为了生成身体12内的轴特定电场，贴片电极置于身体12的相对 的表面上（例如，胸和背、胸腔的左侧和后侧、以及脖子和腿）并形成基本正交的x、y、和z 轴。参考电极/贴片（未示出）通常靠近胃部布置并提供参考数值以及作为导航系统的坐 标系46的原点。
[0036] 根据图1中描绘的该示例性系统36,贴片电极包括右侧贴片44X1、左侧贴片44X2、 颈贴片44Y1、腿贴片44Y2、胸贴片44Z1、以及背部贴片44Z2 ;并且每个贴片电极连接至开关 48(例如复式开关）和信号发生器50。贴片电极44XU44X2沿第一（X)轴布置；贴片电极 44YU44Y2沿第二（y)轴布置；以及贴片电极44ZU44Z2沿第三（z)轴布置。正弦电流被 驱动通过每对贴片电极，并且获得与导管14有关的一个或多个位置传感器（例如，位于导 管轴杆28的远端32附近的环形电极34或尖端电极）的电压测量值。所测得的电压是位 置传感器与贴片电极的距离的函数。所测得的电压与参考电极处的电势对比，并确定位置 传感器在导航系统的坐标系46内的位置。
[0037] 该示例性实施方式中的基于磁场的定位系统38利用磁场来探测导管14在身体12 内的位置和方向。系统38可包括从MediGuide，Ltd.公司可得GMPS系统，并例如在名称为 "Medical Imaging and Navigation System" 的美国专利 No. 7, 386, 339 中大致不出和描 述，其如同在本文中完全阐述那样通过引用并入本文。在该系统中，可利用具有三个正交布 置的线圈（未示出）的磁场发生器52来产生身体12内的磁场并控制该场的强度、方位、和 频率。磁场发生器52可被定位在患者上或下（例如，患者桌下）或另一合适位置中。磁场 通过线圈生成，并且获得与导管14有关的一个或多个位置传感器（未示出）的电流或电压 测量值。所测量的电流和电压是传感器与线圈之间的距离的递减函数，由此允许确定传感 器在系统38的坐标系54内的位置。
[0038] 显示器40被提供以将信息传达至临床医生以辅助诊断和治疗。显示器40可包括 一个或多个常规计算机监视器或其他显示装置。显示器40可提供图形用户接口（⑶I)至 临床医生。⑶I可包括各种信息，包括例如组织16的几何形状、与组织16相关的电生理数 据、示意在一定时间上各个电极34的电压水平的图、以及导管14和其他医疗设备的图像及 指示导管14和关于组织16的其他设备的位置的相关信息。
[0039] E⑶42提供用于控制系统10的各个部件的操作的工具，各个部件包括导管14、消 融发生器22、以及基于电场的定位系统36的开关48、和基于磁场的定位系统38的磁场发 生器52。例如，可通过合适的软件配置E⑶以将控制信号提供至开关48并由此顺序地将贴 片电极对44耦合至信号发生器50。对每对电极44的激励生成身体12内以及诸如心脏的 感兴趣区域内的电磁场。E⑶42还可提供用于确定组织16的几何形状、组织16的电生理 特征、以及导管14相对于组织16和身体12的位置和方向的工具。E⑶42还提供用于生成 用于控制显示器40的显示信号的工具。所描绘的E⑶42代表任意处理设置，诸如例如单 设备处理器、多设备处理器（例如，协同处理器、主/从处理器，等）、分布式处理跨多部件/ 系统、片上系统（S0C)设备等。
[0040] 随着导管14在身体12内、以及在由基于电场的定位系统36生成的电场内运动， 来自电极34的电压读数改变，由此指示导管14在电场内和由系统36建立的坐标系46内 的位置。电极34通过常规接口（未示出）将位置信号传输至E⑶42。
[0041] 高密度导管能够与3D标测系统和E⑶42 -起使用。在一些实施方式中，E⑶42 包括软件和/或硬件，其被配置以使得高密度导管能够诊断并绘制具有准确性、一致性和 速度的心律失常（rhythm disorder)。本文中所描述的技术和导管实现了心脏传导的新的 且更好的表征，这能够导致更快和更成功的治疗过程。
[0042] 常规标测技术会遭受双极方向诱发的振幅不确定性和形态变化，并会遭受激励时 序变化。慢传导能够指示患病或受损的并且是心律不齐的一种原因的心脏组织。然而，本公 开讨论通过将局部电场分解为与解剖对齐的分量而移除双极方向不确定性。局部心电图信 号（EGM)反映由去极化所生成的局部3D电场并可针对感兴趣区域的心肌表面被评估。除了 其他用途之外，电子控制单元10能够使用该信息来导出与去极化相关的法向和切向E-场 (分别为En和Et)，它们是具有可靠振幅、形态/时序、和瞬时传导速度向量的不依赖导管 方向的信号。
[0043] 这些特征中的一个或多个还能够使得临床医生能够获取更好的基础振幅标测和 更加可靠的创伤边界描绘以及创伤体积和深度的表征。已知创伤组织对VT和其它心率失 常有贡献。创伤深度也能够影响3-D E场。较深的创伤组织能够以允许区分表面创伤组织 与深层创伤组织的方式来改变所导出的波形。以及，低振幅和/或慢传导速度的局部确定 能够帮助确定针对接受消融治疗的心律不齐的关键路径。在一个实施方式中，电子控制单 元使得更加可靠的EGM振幅和形态成为可能，从而允许更好的EGM减少测量。在另一实施 方式中，随着到达组织中的关键分界或损伤间隙，电子控制单元能够进行传导速度的局部 评估。电子控制单元还在消融之前、之时、之后启动对来自En和Et的消融损伤的表征，以 帮助确定已经形成的任意损伤的增长和效果。
[0044] 还可以通过以该导管步测并观察从直接紧邻捕获发生的部位的去极化的所产生 传播来确定局部电生理传播信息。这在当前是困难的，并且在本公开中所描述的方向信息 可用作为解剖学或功能传导块的线索。即使没有步测，已知障碍（诸如瓣口或阻塞）附近 的传导会变弯曲和变慢，并且这会在一些实施方式中被探测和直接标测。电子控制单元还 能够允许更加一致性的基础振幅标测，这能够示出激励方向和传导速度。
[0045] 本公开的实施方式利用空间布置中紧密间隔开的电极，其能够用于导出在心内膜 或心外膜表面上的近似局部电场（E场），并且通过这样做，导出对导管方向不敏感的传导 的有用测量。虽然熟练操作者手中的EP导管能够置于几乎任意位置，但通常的情形是能够 实现的导管方向是非常少的。缺少能实现方向会限制能够由导管收集的数据。通过将信息 输入合适的2-D和3-D空间和时间情境中，本公开中描述的导管和标测系统使用附加（即， 分段的）电极来确定心肌的属性。
[0046] 除了来自多电极诊断导管的增强标测之外，各实施方式还预想到具有这些相同或 类似优点的消融导管的用途。所得的是扩展的并且不依赖导管方向的局部电生理信息组， 诸如：法向EGM振幅、切向EGM振幅和方向、切向EGM离心率、2-D和3D E场振幅、从可靠形 态的信号导出的激励时间、以及传导速度振幅和方向。在应用于诊断导管时可证实一个或 多个这些测量是有价值的，在应用于EP过程期间还将输送消融能量的导管时更是如此。
[0047] 电子控制系统能够执行至少三个步骤以在电子标测环境中从紧密间隔多电极导 管提取不依赖方向的信息。三个步骤在图2中示意。在接收到一组电极80的电描记图数 据后，第一个步骤是补偿标测系统中的传感器位置中的伪影；这是通过基于电场的定位系 统81定位的分段电极导管中常见的情形。第二个步骤是将双极信号分解为标测系统坐标 中的3D向量电描记图，其中一个分量与心脏表面垂直以及另一个与表面82相切。在不同 的实施方式中，平面电极双极信号能够分解为标测系统坐标中的2D向量电描记图，其与心 脏表面相切。第三个步骤，在对局部传导速度感兴趣时执行，用于操纵观测到的单极电压信 号以及矢量E场的切向分量，以在类似于现在对于峰-峰振幅或局部激励时间可用的逐个 心跳的基础上实现传导速度向量83的有效局部评估。电子控制系统可随后向用户、显示 器、或其他设备84输出不依赖方向的信息。前两个或全部三个步骤能够通过包括分段或更 常规的电极的导管或其他医疗设备来实现。分段电极是不绕导管的整个圆周延伸的电极。 多个分段电极能够沿导管的纵轴在相同位置处绕导管的圆周延伸。此外，分段电极能够包 括通常较小且彼此近距离分布的电极。它们可能有时像切开的或"分段的"常规电极