用于采集和分析心脏信息的定位系统和方法与流程

相关申请

本申请基于35usc119(e)要求2015年5月13日提交的美国临时专利申请序列号第62/161,213号、名称为“localizationsystemandmethodusefulintheacquisitionandanalysisofcardiacinformation”的优先权，该申请公开的全部内容通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2015年9月25日提交的美国专利申请序列号第14/865,435号有关，其名称为“methodanddevicefordeterminingandpresentingsurfacechargeanddipoledensitiesoncardiacwalls”，是于2015年10月27日授权的美国专利第9,167,982号(以下称为’982专利)的继续申请，’982专利的名称为“methodanddevicefordeterminingandpresentingsurfacechargeanddipoledensitiesoncardiacwalls”，其是于2014年12月23日授权的美国专利第8,918,158号(以下称为’158专利)的继续申请，’158的名称为“methodanddevicefordeterminingandpresentingsurfacechargeanddipoledensitiesoncardiacwalls”，其是于2014年4月15日授权的美国专利第8,700,119号(以下称为’119专利)的继续申请，’119专利的名称为“methodanddevicefordeterminingandpresentingsurfacechargeanddipoledensitiesoncardiacwalls”，其是于2013年4月9日授权的美国专利第8,417,313号(以下称为’313专利)的继续申请，’313专利的名称为“methodanddevicefordeterminingandpresentingsurfacechargeanddipoledensitiesoncardiacwalls”，其是pct申请第ch2007/000380号的35usc371国家阶段申请，该pct申请的名称为“methodanddevicefordeterminingandpresentingsurfacechargeanddipoledensitiesoncardiacwalls”，其于2007年8月3日提交，被公布为wo2008/014629，要求于2006年8月3日提交的瑞典专利申请第1251/06号的优先权，上述每个申请公开的全部内容都通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2015年10月19日提交的美国专利申请序列号第14/886,449号有关，名称为“deviceandmethodforthegeometricdeterminationofelectricaldipoledensitiesonthecardiacwall”，其是于2015年11月24日授权的美国专利第9,192,318号(以下称为’318专利)的继续申请，’318专利的名称为“deviceandmethodforthegeometricdeterminationofelectricaldipoledensitiesonthecardiacwall”，其是于2013年8月20日授权的美国专利第8,512,255号(以下称为’255专利)的继续申请，’255专利的名称为“deviceandmethodforthegeometricdeterminationofelectricaldipoledensitiesonthecardiacwall”，其被公布为us2010/0298690(以下称为’690公布)，其是2009年1月16日提交的pct申请第pct/ib09/00071号的35usc371国家阶段申请，名称为“adeviceandmethodforthegeometricdeterminationofelectricaldipoledensitiesonthecardiacwall”，被公布为wo2009/090547，要求于2008年1月17日提交的瑞典专利申请第00068/08号的优先权，上述每个申请公开的内容都通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2013年9月6日提交的美国专利申请序列号第14/003,671号有关，名称为“deviceandmethodforthegeometricdeterminationofelectricaldipoledensitiesonthecardiacwall”，其是pct申请第pct/us2012/028593号的35usc371国家阶段申请，该pct申请的名称为“deviceandmethodforthegeometricdeterminationofelectricaldipoledensitiesonthecardiacwall”，被公布为wo2012/122517(以下称为‘517公布)，要求美国专利临时申请第61/451,357号的优先权，上述的每个申请公开的内容都通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2013年12月2日提交的美国外观设计申请序列号第29/475,273号有关，名称为“cathetersystemandmethodsofmedicalusesofsame,includingdiagnosticandtreatmentusesfortheheart”，其是于2013年8月30日提交的pct申请第pct/us2013/057579号的35usc371国家阶段申请，该pct申请的名称为“cathetersystemandmethodsofmedicalusesofsame,includingdiagnosticandtreatmentusesfortheheart”，要求于2012年8月31日提交的名称为“systemandmethodfordiagnosingandtreatinghearttissue”的美国专利临时申请序列号第61/695,535号的优先权，上述申请公开的内容都通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2015年7月23日提交的美国专利申请序列号第14/762,944号有关，其名称为“expandablecatheterassemblywithflexibleprintedcircuitboard(pcb)electricalpathways”，其是于2014年2月7日提交的pct申请第pct/us2014/15261号的35usc371国家阶段申请，该pct申请的名称为“expandablecatheterassemblywithflexibleprintedcircuitboard(pcb)electricalpathways”，被公布为wo2014/124231，要求于2013年2月8日提交的名称为“expandablecatheterassemblywithflexibleprintedcircuitboard(pcb)electricalpathways”的美国专利临时申请序列号第61/762,363号的优先权，上述申请公开的内容都通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2015年1月14日提交的pct申请第pct/us2015/11312号有关，其名称为“gas-eliminationpatientaccessdevice”，要求于2014年1月17日提交的名称为“gas-eliminationpatientaccessdevice”的美国专利临时申请序列号第61/928,704号的优先权，上述申请公开的内容通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2015年3月24日提交的pct申请第pct/us2015/22187号有关，其名称为“cardiacanalysisuserinterfacesystemandmethod”，要求于2014年3月28日提交的名称为“cardiacanalysisuserinterfacesystemandmethod”的美国专利临时申请序列号第61/970,027号的优先权，上述申请公开的内容通过引用结合于此。

本申请虽然没有要求其的优先权，但是可以与2016年3月2日提交的美国专利申请序列号第14/916,056号有关，其名称为“devicesandmethodsfordeterminationofelectricaldipoledensitiesonacardiacsurface”，其是于2014年9月10日提交的pct申请第pct/us2014/54942号的35usc371国家阶段申请，该pct申请的名称为“devicesandmethodsfordeterminationofelectricaldipoledensitiesonacardiacsurface”，被公布为wo2015/038607，要求于2013年9月13日提交的名称为“devicesandmethodsfordeterminationofelectricaldipoledensitiesonacardiacsurface”的美国专利临时申请序列号第61/877,617号的优先权，上述申请公开的内容都通过引用结合于此。

本发明一般涉及可用于诊断和治疗心律失常或其他异常的系统和方法，具体而言，本发明涉及可用于进行这种心律失常或其他异常的定位的系统，装置和方法。

背景技术：

为了定位心律失常的起因，通常做法是通过患者心脏内的电生理手段来测量位于心脏内表面上的电势。一种方法是将电极导管插入心脏，以在正常心律或心律失常期间记录心电势。如果心律失常具有规律的激活顺序，则在心律失常期间将电极在周围移动时，可以累计在电极位置的电压测量的电激活的时间，以创建电激活的三维图。通过这种做法，可以诊断关于心律失常来源的位置和机制的信息，即再入电路，以开始或指导治疗(射频消融)。该信息还可以用于指导心脏再同步的治疗，其中植入式起搏电极放置在心脏壁或心室内的特定位置，以重新建立心脏的协调活化的正常水平。

使用外部传感器的方法使用包括例如心电图(ecg)和矢量心电图(vcg)的心电图技术，从身体表面测量心脏的电活动。这些外部传感器技术在提供关于区域性心电活动的信息和/或数据的能力方面可能受到限制。这些方法也可能无法定位心脏中的生物电事件。

使用外部传感器定位心律不齐的方法利用身体表面映射。在这种技术中，将多个电极连接到胸部的整个表面，并且通过累积在心脏激活图中的电压测量心电图(表面ecg)的信息。这种测量可能有问题，因为电活动是依赖时间的，且在整个心肌中空间分布，并且这种测量也不能将心脏中的生物电事件定位。需要复杂的数学方法来确定在心脏模型(即心外膜)的外表面上的电激活，例如从ct或mri成像获得的，给出关于胸腔内的心脏尺寸和取向的信息的电激活。

或者，在躯干上的位置的电势记录，例如，可以提供在躯干表面的身体表面电势图(bspms)。尽管bspms可以以与常规ecg技术不同的方式指示局部心脏电活动，但是这些bspm技术通常提供相对较低的分辨率的，心电活动的平滑投影，其不利于视觉检测或识别心脏事件位置(例如心律失常的起始部位)和区域活动的细节(例如，心脏中的致心律失常病灶的数目和位置)。

因为使用电势定位心律失常是不准确的，所以心律失常的成功治疗是困难的，并且已经证明有限的成功和可靠性。因此，需要定位，诊断和治疗心律失常的改进方法。

技术实现要素：

根据本发明构思的一个方面，提供了一种定位系统，包括：至少一个导管，其被配置为用于将一个或多个生物电势电极递送至由周围组织限定的体腔；患者界面模块，其包括被配置为相对于身体固定方向的多个定位电极；心脏信息控制台，其被配置为处理来自定位电极的定位信号以建立组织的可操作坐标系，并且处理生物电势信号以在坐标系内定位生物电势电极。

在各种实施例中，腔体是心室并且周围组织是心室的一个或多个壁。

在各种实施例中，一个或多个生物电势电极是被连接到所述至少一个导管的远端的多个生物电势电极。

在各种实施例中，生物电势电极被设置在3d阵列上。

在各种实施例中，3d阵列包括多个花键。

在各种实施例中，3d阵列是筐阵列，螺旋阵列，气囊，可径向展开的臂，和/或其他可扩展并可压缩的结构。

在各种实施例中，患者界面模块包括患者隔离驱动系统，一组贴片电极以及一个或多个参考电极。

在各种实施例中，定位电极包括一对或多对定位电极。

在各种实施例中，定位电极包括两对定位电极。

在各种实施例中，每对定位电极限定坐标系的一个轴。

在各种实施例中，定位电极包括三对定位电极，每对定位电极定义坐标系的一个轴。

在各种实施例中，第一对定位电极具有放置在肋骨的相对侧上的两个贴片电极；第二对定位电极具有放置在下背部的一个贴片电极和放置在上胸部的一个贴片电极；并且第三对定位电极具有放置在上背部的一个贴片电极和放置在下腹部的一个贴片电极。

在各种实施例中，所述轴不正交于身体的自然轴。

在各种实施例中，定位电极对被放置为使得轴相交于原点，并且原点位于心脏中。

在各种实施例中，三个相交轴的原点以心房体积为中心。

在各种实施例中，隔离驱动系统被配置为从心脏信息控制台隔离定位信号以防止电流泄漏。

在各种实施例中，隔离驱动系统被配置为维持由定位电极对产生的所有轴上的同时输出。

在各种实施例中，每对定位电极由不同的定位信号驱动。

在各种实施例中，每个定位信号具有不同的频率。

在各种实施例中，为第一对电极产生的信号具有大约39khz的频率；为第二对电极产生的信号具有大约48khz的频率；并且为第三对电极产生的信号具有大约52khz的频率。

在各种实施例中，心脏信息控制台还被配置为旋转坐标系以调整和校正生物电势的3d阵列的电子显示。

在各种实施例中，心脏信息控制台还被配置为缩放坐标系以调整和校正生物电势的3d阵列的电子显示。

在各种实施例中，心脏信息控制台还被配置为将生物电势的3d阵列的电子显示拟合到生物电势的3d阵列的已知或确定的几何形状。

在各种实施例中，系统还包括被配置为显示生物电势电极的3d阵列和坐标系的用户界面系统。

在各种实施例中，用户界面系统包括使得用户能够旋转和/或缩放坐标系以图形化地调整和校正生物电势的3d阵列的图像的装置。

在各种实施例中，对于每个电极，心脏信息控制台还包括生物电势信号路径，其具有高阻抗输入并被配置为接收来自生物电势电极的生物电势信号；和/或定位信号路径，其具有高阻抗输入并且被配置为接收来自定位电极的定位信号。

在各种实施例中，对于每个电极，心脏信息控制台还包括被连接在生物电位信号路径和定位信号路径之间的dfib保护电路。

在各种实施例中，对于每个电极，心脏信息控制台还包括被连接到生物电位信号路径的输出和定位信号路径的输出的adc。

在各种实施例中，心脏信息控制台还包括：被连接到adc输出的生物电势信号处理器，其被配置为提供来自处理过的生物电势数据的心脏活动映射；以及定位信号处理器，其被配置为定位生物电势电极。

在各种实施例中，所述系统还包括用于每个电极的iq解调器，所述iq解调器被连接到所述adc的输出并且被配置为分离所接收的数据信号的大小和相位；被连接到iq解调器的窄带iir滤波器，以及被连接到iir滤波器并且被配置为在时间基础上选择性地滤除部分数据的时间滤波器。

在各种实施例中，对于每个iq解调器，存在包括i部分和q部分的iir滤波器。

在各种实施例中，存在用于多个iq解调器的多通道iir滤波器。

在各种实施例中，所述系统还包括一个或多个辅助导管。

在各种实施例中，一个或多个辅助导管包括消融导管或参考导管中的至少一个。

在各种实施例中，所述至少一个导管还包括超声电极，所述超声电极被配置为收集图像数据以生成所述组织的一个或多个图像。

在各种实施例中，心脏信息控制台还包括具有高阻抗输入并被配置为接收来自超声电极的超声信号的超声信号路径。

在各种实施例中，所述系统包括一个或多个传感器，所述一个或多个传感器被配置为产生一个或多个信号，指示至少一个感应状况的存在，不存在和/或改变。

在各种实施例中，一个或多个传感器包括至少一个导管传感器。

在各种实施例中，所述至少一个导管传感器包括传感器，所述传感器被安装到下列或与下列集成一体：所述至少一个导管的导管手柄和/或被连接到所述至少一个导管的远端的导管阵列。

在各种实施例中，所述至少一个导管传感器包括患者生理传感器，所述患者生理传感器选自由以下组成的组：血压传感器；血气传感器；温度传感器；血糖传感器；ph传感器；呼吸传感器；平均凝血时间(act)传感器；以及这些中的一个或多个的组合。

在各种实施例中，一个或多个传感器包括至少一个心脏信息控制台传感器。

在各种实施例中，一个或多个传感器包括至少一个患者界面系统传感器。

在各种实施例中，一个或多个传感器包括具有至少两个传感器的多个传感器，所述至少两个传感器选自由以下组成的组：导管传感器；心脏信息控制台传感器；患者界面系统传感器；以及一个或多个这些的组合。

在各种实施例中，一个或多个传感器包括选自由以下组成的组中的至少一个传感器：力传感器；压力传感器；应变计；光学传感器；成像传感器；声音传感器；霍尔效应传感器；ph传感器；磁性传感器；温度传感器；以及这些中的一个或多个的组合。

在各种实施例中，成像传感器包括透镜和/或光纤。

在各种实施例中，声音传感器包括超声波传感器。

在各种实施例中，传感器中的一个或多个包括从由以下组成的组中选择的至少一个换能器：加热元件；冷却元件；振动元件；药物或其他药剂递送元件；磁场产生元件；光输送元件；成像元件；以及这些中的一个或多个的组合。

在各种实施例中，成像元件包括透镜和/或光纤。

在各种实施例中，系统被配置为分析由一个或多个传感器产生的一个或多个信号。

在各种实施例中，系统被配置为通过结合电压数据，偶极密度数据，表面电荷数据和/或由系统感应和/或计算的解剖数据，执行由一个或多个传感器产生的一个或多个信号的分析。

在各种实施例中，系统使用来自一个或多个传感器的一个或多个信号来执行选自由以下组成的组中的功能：改善由系统显示的解剖图像；改善由系统显示的心脏信息(例如偶极密度和/或表面电荷信息)；检测系统故障；提供病人的生理数据；以及这些中的一个或多个的组合。

在各种实施例中，由系统显示的心脏信息包括偶极密度信息和/或表面电荷信息中的至少一个。

根据本发明构思的另一方面，提供了一种定位方法，包括：使用至少一个导管将一个或多个生物电势电极递送至由周围组织限定的体腔；接收来自一个或多个生物电势电极的生物电势信号；使用相对于身体具有固定方向的定位电极来建立组织的可操作坐标系；以及处理生物电势信号以在坐标系内定向和/或重新定向生物电势电极。

在各种实施例中，腔是心室，并且周围组织是心室的一个或多个壁。

在各种实施例中，一个或多个生物电势电极是被连接到至少一个导管的远端的多个生物电势电极。

在各种实施例中，生物电势电极被设置在3d阵列上。

在各种实施例中，3d阵列包括多个花键。

在各种实施例中，3d阵列是筐阵列，螺旋阵列，气囊，可径向展开的臂和/或其他可扩展并可压缩的结构。

在各种实施例中，定位电极包括一组贴片电极和一个或多个参考电极。

在各种实施例中，定位电极包括一对或多对定位电极。

在各种实施例中，定位电极包括两对定位电极。

在各种实施例中，每对定位电极限定坐标系的一个轴。

在各种实施例中，定位电极包括三对定位电极，每对定位电极定义坐标系的一个轴。

在各种实施例中，第一对定位电极具有放置在肋骨的相对侧的两个贴片电极，第二对定位电极具有放置在下背部的一个贴片电极和放置在上胸部的一个贴片电极，并且第三对定位电极具有放置在上背部的一个贴片电极和放置在下腹部的一个贴片电极。

在各种实施例中，轴不正交于身体的自然轴。

在各种实施例中，定位电极对被放置为使得轴在原点相交，并且原点位于心脏中。

在各种实施例中，三个相交轴的原点以心房体积为中心。

在各种实施例中，该方法还包括维持由定位电极对产生的所有轴上的同时输出。

在各种实施例中，该方法还包括用不同的定位信号驱动每对定位电极。

在各种实施例中，每个定位信号具有不同的频率。

在各种实施例中，该方法还包括以大约39khz的频率产生用于第一对电极的信号；以大约48khz的频率产生用于第二对电极的信号；并且以大约52khz的频率产生用于第三对电极的信号。

在各种实施例中，接收来自一个或多个生物电势电极的生物电势信号包括：使用至少一个处理器，旋转坐标系以调整和校正由一个或多个生物电势电极感应和/或记录的生物电势的3d阵列的电子显示。

在各种实施例中，所述方法进一步包括使用至少一个处理器，缩放所述坐标系以调整和校正生物电势的3d阵列的电子显示。

在各种实施例中，该方法进一步包括将生物电势的3d阵列的电子显示拟合到生物电势的3d阵列的已知或确定的几何形状。

在各种实施例中，该方法还包括在用户界面系统的至少一个显示器上显示生物电势电极的3d阵列和坐标系。

在各种实施例中，该方法还包括响应于用户与用户界面系统的交互，旋转和/或缩放坐标系以图形化地调整和校正生物电势的3d阵列的图像。

在各种实施例中，处理生物电势信号包括：基于接收到的生物电势信号接收i和q数据；将iq数据转换为电压数据；基于已知的和/或测量的所述电极阵列的形状，将轴校正因子应用于电压数据；基于所述电极阵列的已知和/或测量的形状，确定缩放矩阵并将所述缩放矩阵应用于感应到的电压数据；计算每个电极的位置值，每个电极具有基于电压数据的轴校正和缩放的校正的电压值；并将每个电极的计算位置值拟合到已知的筐结构。

在各种实施例中，该方法还包括对所计算的电极位置进行拟合和旋转；并更新电极位置。

在各种实施例中，所述方法进一步包括，如果下一组生物电势数据存在，则为下一组生物电势数据重复所述方法。

在各种实施例中，定位电极包括多对定位电极，并且对于每对定位电极存在一个轴，并且该方法包括旋转，缩放和/或倾斜(deskewing)一个或多个轴，直到电极阵列呈现预定的形状。

在各种实施例中，电极阵列是3d筐阵列。

在各种实施例中，该方法还包括在用户界面子系统的显示器上显示电极阵列。

在各种实施例中，如果电极阵列的长度或尺寸不正确，则基于已知或确定的电极阵列的比例来应用缩放矩阵，包括：将电极阵列的一个或多个轴缩放为更长或更短，直到达到电极阵列的已知或确定的比例。

在各种实施例中，该方法还包括：对于每个电极：经由具有高阻抗输入的生物电势信号路径接收来自生物电势电极的生物电势信号；和/或经由具有高阻抗输入的定位信号路径接收来自定位电极的定位信号。

在各种实施例中，该方法还包括：对于每个电极：在生物电势信号路径和定位信号路径之间连接dfib保护电路。

在各种实施例中，该方法还包括：对于每个电极：将生物电势信号路径和定位信号路径的输出连接到adc。

在各种实施例中，该方法进一步包括将生物电势信号处理器和定位信号处理器连接到adc输出；使用生物电势信号处理器提供来自处理过的生物电势数据的心脏活动映射；以及使用定位信号处理器来定位生物电势电极。

在各种实施例中，该方法还包括：对于每个电极，将iq解调器连接到adc的输出，并分离接收到的生物电信号的大小和相位；将窄带iir滤波器连接到iq解调器；以及将时间滤波器连接到iir滤波器，并且在时间基础上选择性地滤除部分数据。

在各种实施例中，对于每个iq解调器，存在包括i部分和q部分的iir滤波器。

在各种实施例中，存在用于多个iq解调器的多通道iir滤波器。

在各种实施例中，该方法还包括将一个或多个辅助导管递送至体腔。

在各种实施例中，一个或多个辅助导管包括消融导管或参考导管中的至少一个。

在各种实施例中，所述至少一个导管还包括超声电极，并且所述方法包括收集来自所述超声电极的图像数据以生成所述组织的图像。

在各种实施例中，该方法还包括经由具有高阻抗输入的超声信号路径接收来自超声电极的超声信号。

根据本发明构思的各方面，提供了所示和/或所述的定位方法。

根据本发明构思的各方面，提供了所示和/或所述的定位系统。

根据本发明构思的各方面，提供了所示和/或所述的心脏信息处理系统。

附图说明

图1提供了根据本发明构思的各方面的心脏信息处理系统的实施例的框图。

图2提供了图1的定位驱动电路和ui系统的实施例的电路图。

图3是根据本发明构思的各方面的提供患者和相对电极布置的前视图和后视图的附图。

图4提供了根据本发明构思的各方面的心脏信息处理系统的另一个实施例的框图。

图5提供了根据本发明构思的各方面的协作以执行定位信号处理的功能元件的实施例的框图。

图6是根据本发明构思的各方面的协作执行定位信号过程的功能元件的实施例的框图，该实施例作为图5的方法的一种实施方式。

图7是根据本发明构思的各方面的协作执行定位信号过程的功能元件的实施例的框图，该实施例作为图5的方法的另一种实施方式。

图8是根据本发明构思的各方面的定位方法的实施例。

图9是根据本发明构思的各方面的消融导管的示意图。

图10是根据本发明构思的各方面的超声高输入阻抗开关的示意图。

具体实施方式

以下将参照附图更全面地描述各种示例性实施例，附图中示出了一些示例性实施例。然而，本发明构思可以以许多不同的形式来实施，并且不应该被解释为限于在此阐述的示例性实施例。

应该理解的是，虽然在此使用术语第一，第二等来描述各种元件，但是这些元件不应受这些术语的限制。这些术语用于区分一个元件，但不是暗示元件的必要顺序。例如，在不脱离本发明的范围的情况下，第一元件可以被称为第二元件，并且类似地，第二元件可以被称为第一元件。如本文所使用的，术语“和/或”包括一个或多个相关所列项目的任何和所有组合。并且相关列出项目的“组合”不需要包括列出的所有项目，但可以包括列出的所有项目。

将理解的是，当元件被称为在另一元件“上”或“附接”，“连接”或“耦合”到另一元件时，它可以直接在另一元件上或连接或耦合到另一元件或可以存在中间元件。相反，当元件被称为“直接在”另一元件上或“直接连接”或“直接耦合”到另一元件时，不存在中间元件。用于描述元件之间关系的其他词语应该以类似的方式解释(例如，“在...之间”与“直接在...之间”，“相邻”与“直接相邻”等)。

本文使用的术语仅仅是为了描述特定实施例的目的，而不意图限制本发明。除非上下文另外清楚地指出，否则单数形式“一个”和“该”也意图包括复数形式。应进一步理解的是，在本文使用时，术语“包括”和“具有”指明所述特征，步骤，操作，元件和/或部件的存在，但是不排除一个或多个其他特征，步骤，操作，元件，部件和/或其组合。

例如“在...下方”，“在...之下”，“下”，“在...之上”，“上”等的空间相关术语可以用于描述元件和/或特征与另一个元件和/或特征的关系，例如，如图中所示的特征。应该理解的是，空间相关术语意图包含除了附图中描绘的方位之外的装置在使用和/或操作中的不同方位。例如，如果附图中的装置被翻转，则被描述为在其他元件或特征“下方”和/或“之下”的元件将被定向在其他元件或特征“之上”。装置可以以其他方式定向(例如，旋转90度或以其他方位)，并且在本文使用的空间相对描述被相应地解释。

本文参照理想化或代表性结构和中间结构来描述各种示例性实施例。因此，由于例如制造技术和/或公差的原因，预计会出现图示形状的变化。因此，示例性实施例不应该被解释为限于在本文示出的区域的特定形状，而是包括例如由制造引起的形状偏差。

就功能特征，操作和/或步骤在本文中被描述或被理解为被包括在本发明构思的各种实施例内的程度而言，这样的功能特征，操作和/或步骤可以体现在功能块，单元，模块，操作和/或方法。并且就这样的功能块，单元，模块，操作和/或方法包括计算机程序代码的范围而言，这种计算机程序代码可以被存储在例如非暂时性存储器和介质的计算机可读介质中，该计算机可读介质可通过至少一个计算机处理器执行。

现参照图1，提供了根据本发明构思的各方面的心脏信息处理系统100的实施例的框图。心脏信息处理系统100可以是或者包括被配置为执行心脏映射，诊断和/或治疗的系统，例如用于治疗诸如心律失常的异常。另外或可替代地，该系统可以是被配置用于教导和/或验证诊断和/或治疗患者p的心脏异常或疾病的设备和方法的系统。

心脏信息处理系统100包括可被配置为协作以实现心脏信息处理系统100的各种功能的导管10，心脏信息控制台20和患者界面模块50。优选地，心脏信息处理系统100包括可以由心脏信息控制台20和患者界面模块50共享的单个电源(pwr)。与典型的系统不同，以这种方式使用单个电源可以极大地减少泄漏电流传递到患者界面模块50并导致定位中的错误的机率。

导管10包括可以经皮输送到心室(hc)的电极阵列12。电极阵列具有已知的空间配置。例如，在展开状态下，电极的物理关系可以是已知的或可靠假设的。诊断导管10还包括手柄14和从手柄14延伸的细长柔性杆16。连接到杆16的远端的是电极阵列12，例如径向可扩展和/或可压缩组件形式的3d阵列。在该实施例中，电极阵列12被示出为筐阵列(basketarray，也可称之为篮阵列)，但是在其他实施例中电极阵列可以采取其他形式。在一些实施方案中，可扩展电极阵列12被构造和布置为，如申请人于2013年8月30日提交的共同在审的pct申请第pct/us2013/057579号(名称为“systemandmethodfordiagnosingandtreatinghearttissue”)所述的，其内容通过引用整体并入本文。在其他实施例中，作为3d阵列的可扩展电极阵列12可以包括气囊，可径向展开的臂，螺旋形和/或其他可扩展和可压缩的结构。

杆16和可扩展电极阵列12被构造和布置成插入到体内(例如动物体或人体，诸如患者p的身体)，并且前进穿过身体血管(例如股骨静脉或其他血管)。例如当电极阵列12处于紧缩状态时，杆16和电极阵列12可以被构造和布置成插入穿过引导器(未示出)，并且滑动地前进穿过杆的内腔到身体空间中，作为示例，例如心室(hc)，例如右心房或左心房。

可扩展电极阵列12可以进一步包括多个花键，每个花键具有多个电极12a。在图1中可见三个花键，但筐阵列不限于三个花键；筐阵列中可以包含更多或更少的花键。每个电极12a可以被配置为记录电压，例如存在于心脏表面或者心室hc内的位置的电压。作为非限制性示例，在该实施例中，在每个花键上示出三个电极12a。然而，在其他实施例中，筐阵列可以包括更多或更少的电极。

导管10可以包括电缆或其他导管，例如电缆18，其被配置为分别经由连接器18a和20a将导管10电地，光地和/或电光地连接到心脏信息控制台20。

患者界面模块50可以被配置为将心脏信息控制台20的一个或多个组件与患者p电隔离(例如，以防止将不期望的震动或其他不期望的电能传递给患者p)。患者界面模块50可以与心脏信息控制台20集成和/或如图所示，它可以包括单独的分立组件(例如分离的外壳)。心脏信息控制台20包括一个或多个连接器20b，每个连接器包括插孔，插头，端子，端口或其他定制或标准的电连接器，光连接器或电光连接器。类似地，患者界面模块50包括一个或多个连接器50b。至少一根电缆52经由连接器20b和50b将患者界面模块50与心脏信息控制台20连接。

患者界面模块50包括患者隔离驱动系统54和一组定位电极。在该实施例中，该组定位电极包括一组贴片电极56和一个或多个参考电极58。隔离驱动系统54将定位信号与系统的其余部分隔离，以防止电流泄漏(例如信号损失)导致性能降低。隔离驱动系统54可以最小化定位位置的移动并保持轴之间的高度隔离。另外，隔离驱动系统54保持所有轴上的同时输出，同时也增加每个电极位置的采样率。在一些实施例中，采样率包括10khz与1mhz之间的比率，例如大约625khz的采样率。

在该实施例中，该组贴片电极56包括三(3)对贴片电极：具有放置在肋骨的相对侧上(x1，x2)的两个贴片电极的“x”对；具有放置在下背部(z1)的一个贴片电极和放置在上胸部(z2)的一个贴片电极的“z”对；和具有放置在上背部(y1)的一个贴片电极和放置在下腹部(y2)的一个贴片电极的“y”对。贴片电极56对可以被放置在任何正交和/或非正交的轴组上。在图1的实施例中，在患者p上示出了电极的放置，其中背面的电极以虚线示出。

电极56的放置限定了由三个轴组成的坐标系，每对贴片电极56具有一个轴。在一些实施例中，轴非正交于身体的自然轴：即从头到脚趾，胸部到背部，和一侧到另一侧(即肋骨到肋骨)的自然轴。电极可以被放置成使得轴在原点，例如位于心脏中的原点，相交。例如，三个相交轴的原点可以以心房体积为中心。系统100可以被配置为提供位于心脏外部的“电零点”，例如通过定位参考电极58，使得所得到的电零点在心脏之外(例如，以避免在被定位的位置从正电压越过到负电压)。

通过心脏信息控制台20的处理，轴可以从通常的生理方向，即前后，头尾，左右，旋转。旋转后的轴改善空间分辨率。一旦达到期望的旋转，可以根据需要缩放每个轴，即，作出更长或更短的轴。基于比较预期或已知的电极阵列12的形状和相对尺寸与在贴片电极建立的坐标系中的电极阵列的显示，来执行旋转和缩放。在这种情况下，执行旋转和缩放以将不正确的显示转换为更精确的显示。因此，对电极阵列12的显示进行整形和缩放用于调整和校正轴的取向和相对尺寸，以实现更精确的定位。

参考电极58可以是或包括贴片电极和/或作为患者参考的电参考导管。贴片电极可放置在皮肤上，并将作为除颤电流的返回。电参考导管可以包括用于基线和恢复功能的单极参考电极，并且可以用于共模抑制。电参考导管的另一种形式可以是内部模拟参考电极，其可以用作所有内部导管电极的低噪声“模拟地线”。可以将这些类型的参考电极中的每一个放置在相对相似的位置中，例如(作为导管)靠近内部血管的下背部和/或(作为贴片)在下背部。在一些实施例中，系统100包括参考导管58，该参考导管58包括固定装置(例如，使用者激活的固定装置)，该固定装置可以被构造和布置为减少参考导管58的一个或多个电极的位移(例如意外的或其他意料之外的移动)。该固定装置可以包括选自由以下组成的组的装置：螺旋扩展器；球形扩展器；圆周扩展器；轴向致动的扩展器；旋转致动的扩展器；以及这些中的两种或更多种的组合。

在图1中，描绘了心脏信息控制台20的接收器组件的各个方面。心脏信息控制台20包括连接到连接器20a的输入颤动保护模块22，其被配置为接收来自导管10的心脏信息。dfib保护模块22被配置为具有精确的钳位电压和最小电容。在功能上，dfib保护模块22起到浪涌保护器的作用。

dfib保护模块22被连接到两个信号路径，即生物电势(bio)信号路径30和定位(loc)信号路径40。通常上，bio路径30滤除噪声并保存测量的生物电势数据，并且还使得在消融时可以读取生物电势信号，而在其他系统中则不是这种情况。通常上，loc路径40允许高电压输入，同时从所接收的定位数据中滤除噪声。

bio信号路径30包括连接到dfib保护模块22的rf滤波器31。在该实施例中，rf滤波器31作为具有高输入阻抗的低通滤波器来操作。在该实施例中，高输入阻抗是优选的，因为它使来自例如导管10的源的电压的损失最小化，从而更好地保存接收到的信号。rf滤波器31被配置为允许来自导管10上的电极12a的生物电势信号通过，例如，频率小于500hz，例如在0.1hz到500hz范围内的频率的生物电势信号。然而，例如来自消融的高电压从生物电势信号路径30被滤出。rf滤波器31可以包括10khz和12khz之间的带宽。

优选地，bio放大器32是放大rf滤波信号的低噪声单端输入放大器。bio滤波器33滤出放大信号中的噪声。bio滤波器33可以包括大约3khz的滤波器。在一些实施例中，例如当系统100被配置为适应心脏起搏(例如，避免在心脏起搏期间显著的信号损失和/或恶化)时，bio滤波器33包括近似7.5khz的滤波器。

loc信号路径40包括连接到dfib保护模块22的高电压缓冲器41。在该实施例中，高电压缓冲器41被配置为适应在治疗技术(例如rf消融)中使用的相对高的rf电压。例如，高电压缓冲器可以有±100电压轨。例如当高电压缓冲器41不包括预滤波器级时，高电压缓冲器41也具有高输入阻抗，并且在高频下具有良好的性能。高频带通滤波器42被连接到高电压缓冲器41，并且具有大约20khz到80khz的通带频率范围以用于定位。优选地，滤波器42具有良好增益，例如1的增益，的低噪声。

ad(模拟-数字)转换器adc24被连接到bio信号路径30的bio滤波器33和loc信号路径40的高频滤波器42。adc24具有高过采样以允许噪声整形和滤除，例如，过采样率约为625khz。在一些实施例中，以等于或高于系统100的奈奎斯特频率执行采样。adc24是可以组合bio信号和loc信号或使其保持分离的多通道电路。在一个实施例中，作为多通道电路，(例如，用于消融或其他处理)adc24可以被配置为对于总共80个通道适应48个生物电势电极12a和32个辅助电极。在其他实施例中，可以提供更多或更少的频道。在图1中，例如，除了ui系统27之外，对于每个通道，心脏信息控制台20的几乎所有元件都可以被成倍增加。例如，心脏信息控制台20可以包括用于每个通道的单独的adc，或者80个通道adc。

与两个不同的信号和信号路径30，40一致，来自每个路径的信号信息被输入到adc24的各个通道并且从adc24的各个通道输出。来自adc24的通道的输出被连接到bio信号处理模块34或loc信号处理模块44，该信号处理模块44预处理它们各自的信号用于如下所述的随后的处理。在每种情况下，预处理通过下文讨论的所接收的信号各自的专用处理器来准备用于该处理的所接收的信号。在一些实施例中，bio信号处理模块34和loc信号处理模块44可以全部或部分地以固件来实现。

生物电势信号处理模块34可以提供增益，偏移调整和具有非色散低通滤波器的数字rf滤波和中频带。中频带可以消除消融和定位信号。另外，生物电势信号处理还可以包括步伐消隐，其是在例如医生正在“心脏”起搏的时间帧期间接收到的信息的消隐。心脏起搏通过标准方法被临床应用。起搏可用于暂时改变心律，从心壁上的特定位置触发心跳，或者通过查看起搏脉冲的传播速度来检查心脏组织的健康。

为了实现前述，可以执行主动和被动起搏触发和输入算法触发确定。算法触发确定可以使用通道子集，边缘检测和/或脉冲宽度检测来确定起搏是否已经发生。生物电势信号处理模块34还可以包括数字生物电势滤波，其可以是具有优化输出采样率的非色散低通滤波器。

定位信号处理模块44可以提供单独的信道/频率增益校准，具有经调谐的解调阶段的iq解调，同步和连续解调(无muxing)，窄带iir滤波以及时间滤波(交织，消隐等)，如下文所述。

数据处理器26可包括多种类型的处理电路(例如，微处理器)和存储器中的一个或多个，执行必要的计算机指令以执行来自bio信号处理模块34和定位信号处理模块44的预处理信号的处理。数据处理器26可以被配置为执行计算以及执行数据存储和检索，以执行心脏信息处理系统100的功能。

在该实施例中，数据处理器26包括生物电势(bio)处理器36和定位(loc)处理器46。生物电势处理器36可以执行测量的生物电势的处理。loc处理器46可以执行定位信号的处理。

生物电势处理器36可以被配置为执行各种计算。例如，bio处理器36可以包括增强的共模抑制滤波器，其可以是双向的以使失真最小，并且可以用共模信号来播种。bio处理器36还可以包括优化的超声波抑制滤波器并被配置用于可选择的带宽滤波。

定位处理器46可以被配置为执行各种计算。如下文更详细讨论的，loc处理器46可以基于电极阵列12的已知形状电子地进行对于轴的(计算)校正，基于电极阵列12的已知形状对一个或多个轴的缩放进行校正，并且执行“拟合”以将测量的电极位置与已知可能的配置对齐，其可以利用一个或多个约束条件(例如物理约束条件，例如单个花键上的两个电极12a之间的距离，两个不同花键上的两个电极12a之间的距离，两个电极12a之间的最大距离；两个电极12a之间的最小距离，脊柱的最小和/或最大曲率)。

心脏信息控制台20还包括定位驱动电路，定位驱动电路包括定位信号发生器28和定向驱动电流监视电路29。定位驱动电路提供高频定位驱动信号(例如，10khz-1mhz，诸如10khz-100khz)。使用这些高频处的驱动信号的定位减少了例如，来自血细胞变形的对定位数据的细胞响应效应，和/或允许更高的驱动电流，例如以实现更好的信噪比。信号发生器28产生具有超低相位噪声定时的驱动信号(例如正弦波)的高分辨率数字合成。驱动电流监视电路提供高电压，宽带宽的电流源，其被监视以测量患者p的阻抗。

心脏信息控制台20还可以包括被配置为输出定位和生物电势处理的结果的用户界面(ui)子系统27。ui子系统27可以包括至少一个显示器27a以图形化地在2d，3d或其组合中呈现这样的结果。用户界面系统27可以包括一个或多个装置，其使得用户能够旋转和/或缩放坐标系以图形化地调整和校正生物电势的3d阵列的图像。这种装置可以包括触摸屏，鼠标，键盘，光笔，跟踪球，麦克风等等。

在一些实施例中，系统10包括一个或多个传感器，每个传感器被配置为产生信号，导管10的传感器(例如手柄14的传感器14a或阵列12的传感器12c)，心脏信息控制台20的传感器20b和/或患者界面模块50的传感器50a，每个都如图1所示。在一些实施例中，系统10包括两个或更多个传感器12c，14a，20b和/或50a。在一些实施例中，传感器12c，14a，20b和/或50a包括选自由以下组成的组的传感器：力传感器；压力传感器；应变计；光学传感器；成像传感器(例如透镜或光纤)；例如超声波传感器的声音传感器；霍尔效应传感器；ph传感器；磁性传感器；温度传感器；以及这些中的一个或多个的组合。在一些实施例中，传感器12c包括患者生理传感器，例如选自由以下组成的组中的传感器：血压传感器；血气传感器；温度传感器；血糖传感器；ph传感器；呼吸传感器；平均凝血时间(act)传感器；以及这些中的一个或多个的组合。在一些实施例中，系统10被配置为分析由传感器12c，14a，20b和/或50a中的一个，两个或更多个产生的信号。在一些实施例中，系统10(例如心脏信息控制台20)被配置为结合电压数据，偶极子密度数据，表面电荷数据和/或解剖数据(例如，由一个或多个超声换能器133收集的解剖数据)，执行由传感器12c，14a，20b和/或50a中的一个，两个或更多个所产生的一个或多个信号的分析。在一些实施例中，系统10使用来自一个或多个传感器12c，14a，20b和/或50a的信号来执行选自以下的功能：改善由系统10显示的解剖图像；改善由系统10显示的心脏信息(例如偶极密度和/或表面电荷信息)；检测系统10的故障；提供病人的生理数据；以及这些中的一个或多个的组合。在一些实施例中，(例如，作为传感器的替代或者除了作为传感器之外)传感器12c，14a，20b和/或50a中的一个或多个可以包括换能器，例如选自由以下组成的组的换能器：加热元件；冷却元件；振动元件；药物或其他药剂输送元件；磁场产生元件；光传送元件；成像元件(如透镜，和/或光纤)；以及这些中的一个或多个的组合。

图2提供了图1的定位驱动电路和ui系统的实施例的电路图。图2示出了图1的ui子系统27，定位信号发生器28和定位驱动电流监视电路29的一部分。

定位信号发生器28是产生用于定位的波形(例如正弦波)的dds(直接数字合成器)。每个“轴”产生一个波形，目前是3轴系统。每个轴产生高频正弦波，例如3个不同频率的正弦波。例如，为x对电极产生的信号可以在39khz；为y对电极产生的信号可以在48khz；并且为z对电极产生的信号可以在52khz。

驱动电流监视电路29提供反馈系统，用于使用adc作为输出来监视和维持由定位系统递送给患者p的电流。驱动电流监视电路29可监视电流输出并确定系统的物理参数(例如身体的阻抗)，贴片放置的问题，物理参数的改变，和/或硬件错误和/或故障。

在该实施例中，心脏信息控制台20和患者界面模块50通过使用单个电源共享公共地线。如图所示，患者界面模块50使用变压器提供定位驱动器隔离。这提供了更好的隔离，同时驱动不同的电极对，例如，当前以3个不同的频率同时驱动3对电极。

在图2中，一对电极中的两个电极之间的阻抗由“z”(阻抗的惯用符号)表示。

图3是根据本发明构思的各方面的提供患者和相对电极布置的前视图和后视图的附图。如上所述，该图展示了优选的贴片电极布置。在图1中，例如，x电极x1和x2分别被示为贴片电极1和贴片电极2；z电极z1和z2分别表示为贴片电极3和贴片电极4；y电极y1和y2分别表示为贴片电极5和贴片电极6。因此，贴片1和贴片2被放置在肋骨上，在身体内形成x轴；贴片3和贴片4(分别)被放置在下背部和上胸部上，形成z轴；贴片5和贴片6(分别)被放置在上背部和下腹(躯干)上，形成y轴。三个轴线的长度相似，并且不与身体的“自然”轴(即从头部到脚趾，从胸部到背部，从一侧到另一侧)对齐。

参考贴片电极58可以被放置在下背部/臀部上。另外或可选地，参考导管可以被放置在身体血管内的相似位置。

如上所述，贴片对可以差分操作，即，一对中的贴片56既不用作参考电极，又由系统100驱动以在两者之间产生电场。可选地或附加地，一个或多个贴片电极56可以用作参考电极58，使得它们以单端模式操作。任何一对贴片电极56中的一个可以用作该贴片对的参考电极58，形成单端贴片对。一对或多对贴片可以被配置为独立单端。一对或多对贴片可以共享一个贴片作为单端参考，或者可以使一对或多对贴片的参考贴片电连接。

通过心脏信息控制台20执行的过程，可以将轴线从第一取向(例如，基于电极56的放置的非生理取向)转变为，例如旋转到第二取向。第二取向可以包括标准的左后上位(left-posterior-superior,lps)解剖取向，即，“x”轴从患者的右侧朝向左侧，“y”轴从患者的前侧到后侧，并且“z”轴从病人的尾部到头部取向。可以选择贴片电极56的放置和由此定义的非标准轴线，以提供与贴片电极放置相比时改善的空间分辨率，从而例如，由于在非标准取向中电极56之间的优选组织特性，形成所得轴线的正常生理取向。例如，非标准的电极放置可以导致肺部的低阻抗体积对定位场的影响减小。此外，可以选择电极布置以创建沿着相似或等同长度的路径穿过患者身体的轴线。相似长度的轴在体内每单位距离将具有更相似的能量密度，从而沿这些轴产生更均匀的空间分辨率。将非标准轴转换为标准方向可以为用户提供更直接的显示环境。一旦达到期望的旋转，可以根据需要缩放每个轴，即，制作更长或更短的轴。基于将预定的(例如预期的或已知的)电极阵列12的形状和相对尺寸与对应于贴片电极建立的坐标系中的电极阵列的形状和相对尺寸的测量值进行比较，来执行旋转和缩放。例如，可以执行旋转和缩放以将相对不准确的(例如未校准的)显示转换成更准确的显示。对电极阵列12的显示进行整形和缩放可以调整，对准和/或以其他方式改进轴的取向和相对尺寸，以进行更准确的定位。

参考电极58可以是或包括作为患者参考的贴片电极和/或电参考导管。贴片电极58可以被放置在皮肤上，并且将用于返回除颤电流。电参考导管可以包括用于增强共模抑制的单极参考电极。单极参考电极或参考导管上的其它电极可用于测量，追踪，校正或校准心脏信号中的生理，机械，电或计算伪影。在一些实施例中，这些伪影可能是由于呼吸，心脏运动或由所应用的信号处理(例如滤波器)引起的伪影。电参考导管的另一种形式可以是内部模拟参考电极，其可以用作所有内部导管电极的低噪声“模拟地线(analogground)”。这些类型的参考电极中的每一个可以被放置在相对相似的位置，例如(作为导管)在内部血管中靠近下背部和/或(作为贴片)在下背部。在一些实施例中，系统100包括参考导管58，该参考导管58包括固定装置(例如，使用者激活的固定装置)，该固定装置可以被构造和布置成减少参考导管58的一个或多个电极的位移(例如意外的或其他意外的移动)。该固定装置可以包括选自由以下组成的组的装置：螺旋扩展器；球形扩展器；圆周扩展器；轴向致动的扩展器；旋转致动的扩展器；以及这些中的两种或更多种的组合。

现在参考图4，提供了根据本发明构思的各方面的心脏信息处理系统400的实施例的框图。除了图4中的导管包括超声换能器12b，超声换能器12b在此位于筐式电极阵列12的带有电极12a的花键中之外，图4中的系统400与图1中的系统100的类似。在该实施例中，单个电极12a(例如，用于定位)与超声换能器12b配对(例如，用于解剖学显示)。在一个实施例中，电极阵列12上有这样的48对。在其他实施例中，系统还可以例如利用aux导管和/或阵列上仅具有电极的导管，定位与换能器不配对的电极。如图1所述，导管10还连接到心脏信息控制台20。

关于电气部件的多“对”，例如，至少一对包括电极12a和超声波换能器12b。每个电极12a可以被配置以记录电压(或生物电势)，例如存在于心脏表面或心室hc内的位置的电压。每个超声换能器12b可以被配置为发送和/或接收超声信号，以便产生心脏或其他患者解剖位置的至少一部分的组织的解剖图像。当随着时间的推移累积多对12a，12b的这种信息时，可以产生具有心脏活动的叠加映射的心脏的解剖图像以便经由us子系统27进行显示。

在该实施例中，心脏信息控制台20包括上文关于图1描述的相同的生物电势信号路径30和定位信号路径40以及dfib保护模块22和adc24。bio信号处理模块34或loc信号处理模块44也包括在心脏信息控制台20以及ui子系统27内。电源pwr和处理器26也可以包括在内，包括bio处理器36和loc处理器44。

与图1不同，提供了超声(ultrasound,us)信号路径60，其包括us隔离mux61，us变压器62以及us生成和检测模块63。us隔离mux61连接到dfib保护模块22，并且被用于例如以预定的顺序或模式打开/关闭us换能器12b。us隔离mux61可以是一组高输入阻抗开关，当其打开时，隔离us系统和剩余的us信号路径元件，(通过换能器和us信号路径60)将阻抗从loc和bio路径的输入端解耦至地线。us隔离mux61还将一个发射/接收电路多路复用到导管10上的一个或多个换能器12b。us变压器62在us隔离mux61和us生成与检测模块63之间在两个方向上操作。在us换能器12b进行超声发射和接收的期间，us变压器62将患者与模块63中的us发射和接收电路生成的电流隔离。us变压器62的开关基于换能器12b的操作模式选择性地接合模块63的发送和/或接收电子器件，例如以预定的顺序或模式激活一个或多个相关联的换能器12b。也就是说，在发送模式中，模块63从激活us信号生成的us处理器(在数据处理器26内)接收控制信号，并将发送放大器的输出连接到us变压器62。us变压器62将该信号耦合到us隔离mux61，us隔离mux61选择性地激活us换能器12b。在接收模式中，us隔离mux61从传送到us变压器62的一个或多个换能器12b接收反射信号。us变压器62将信号耦合到us生成和检测模块63的接收电子器件中，其依次将反射数据信号传送到us处理器，以供用户界面系统27和显示器27a处理和使用。

在该实施例中，adc和信号处理都包含在用于bio，loc和超声的心脏信息控制台20中。输出到adc的是每个电极的一个单独的生物电势电压点序列。如下所述，这些已经被滤除，cmrr改进和标准化在通道到通道的基础上，其中每个通道独立处理。输出到adc的还是每个贴片电极的每个轴的一系列定位电压点。并且输出到adc24的也是(在该实施例中)在超声的一次测量的48个反射距离的集合。

算法计算在心脏信息控制台20中完成，包括：一次处理48或80个通道；测量信号之间的传播延迟；将x，y，z数据转换成电极位置的空间分布；计算并对收集的位置进行校正；和/或将各个距离变成点云并操纵点云。

图5是根据本发明构思的各方面的协作以执行定位信号处理的功能元件的实施例的框图。iq解调器502接收来自adc24的输出，并分析接收到的信号的大小和相位。在这个实施例中，使用iq解调提供了最大的噪声抑制。窄带滤波器504使干扰最小化，并且时间滤波器506通过启用对来自任何时间周期的信号的选择性滤波，以防止利用超声波脉冲进行交调。作为示例，时间滤波器506可以用于消隐和交织信号，例如映射信号，定位信号和/或超声成像信号。

数据处理器508可以被配置为执行应用于定位信号处理中使用的全局数据集的计算算法。

图6是根据本发明构思的各方面的协作执行定位信号处理的功能元件的实施例的框图，该实施例作为图5的方法的另一实施方式。

图6示出了在adc24和时间滤波器506之间形成的并行布置中的多个频率的同时解调。该实施例产生用于定位的最高产量，并允许过采样以减少噪声。对于来自adc24的每个通道，存在iq解调器502a，502b，502c。如图所示，存在i和q分量(component)的独立的iir滤波。这种方法提供了尽可能高的信号完整性，尽可能窄的带通和最短的实时延迟。时间滤波器506防止与超声波脉冲的交调。

这种方法提供了一个完整的同步处理链，并允许简单的时间/状态相关滤波器。

图7是根据本发明构思的各方面的协作执行定位信号处理的功能元件的实施例的框图，该实施例作为图5的方法的另一实施方式。

除了对于每个i和q没有专用的iir滤波器之外，图7的实施例与图6的实施例相似。存在使用开关从iq解调器到多通道iir滤波器504的iq分量的时间多路复用。多通道iir滤波器504包括足够数量的通道以容纳所有的i和q分量。在其他实施例中，iir滤波器504的数量可以大于1并且小于i和q分量的数量。

这种方法没有额外的时间延迟，减少了计算资源。

图8是根据本发明构思的各方面的定位方法的实施例。图8的方法800可以通过在此描述的各种系统来实现。

在步骤802中，接收来自信号处理模块的经处理的i和q数据。在步骤804中，iq数据被转换成电压数据。在一些实施例中，针对异常信号和/或异常数据对电压数据进行滤除，并且可以将该数据从进一步的计算中排除。在步骤806中，确定并应用轴校正因子，其可以基于电极阵列，例如48个电极阵列12，的已知或测量的形状。每对定位电极，例如参考电极56，都有一个轴。例如，如果筐(basket，也可称之为篮)的形状不正确，则可以旋转，缩放和/或倾斜(deskewed)一个或多个轴线，直到筐呈现适当形状，该适当形状在ui子系统27的显示器上和在用户界面模块27的可操作的用户装置上是可见的。在步骤808中，再次基于电极阵列的已知的或测量的形状确定缩放矩阵并将其应用于电压值。在此，如果阵列的长度或尺寸不正确，则基于已知或确定的电极阵列的比例，可以缩放(更长或更短)一个或更多个轴直到达到合适的尺寸。

在步骤810中，可以确定电极阵列(例如电极阵列12)中的电极的位置值，并且将具有基于步骤806和808校正的电压值。在步骤812中，拟合算法可以被执行以将所计算的电极位置配合到已知的筐构造。另外，在步骤814中，可以将额外的拟合和旋转应用到所计算的电极位置，并且可以更新电极阵列上的电极位置。这个拟合步骤比第一个拟合步骤更精确，因此提供更好的定位精度。在步骤816中，加载下一个数据集并且该方法返回到步骤804以进行进一步处理。

图9是根据本发明构思的方面的消融系统和消融导管的实施例的示意图。存在连接到消融导管512的消融系统510。消融尖端514位于消融导管512的远端。消融尖端514将消融能量传递到组织，例如rf消融能量。

在该实施例中，不存在对“功率路径”的改变，例如不对功率路径进行滤除，因此没有阻抗被添加到链中，并且没有消融功率在滤波器中被浪费。存在被连接到非消融电极的滤波器520，例如用作定位系统的一部分的电极。定位系统保持高输入阻抗，这允许在消融能量输送期间定位。另外，在该实施例中，与消融系统510和接地贴片516之间的返回路径中的滤波器的替代配置相比，较少的消融噪声或伪影被耦合到bio和/或loc信号中。

图10是根据本发明构思的各方面的包括超声高输入阻抗mux61的超声电路的实施例的示意图。超声高输入阻抗开关包括超声隔离开关1010(所示的单开关)。超声隔离开关1010连接在上文讨论的除颤(dfib)保护模块22的前面，并且具有单独的dfib保护电路1020，该dfib保护电路1020连接到定位，映射和辅助导管(例如，消融导管)连接到的端口(参见，例如图1的连接器20a)。

这种方法提供了来自bio和loc信号的超声波隔离。这是一个最小电容实施方式，其中高电压偏置减少电容并且对称开关最大限度地减少电荷注入。高电压还缩短了开关到达“接通”状态的时间，并且使生物电势和定位信号的失真时间最小化。在一个实施例中，光电晶体管(optofet)将控制电子器件与dfib保护电路1020隔离。

尽管上文已经描述了被认为是最佳模式和/或其他优选实施例的内容，但是应当理解，可以在其中进行各种修改，并且本发明或多个发明可以以各种形式和实施例来实现，它们可以应用于许多应用中，这里仅描述了其中的一些。所附权利要求旨在要求保护的字面描述以及所有等同物，包括落入每个权利要求的范围内的所有修改和变化。