br>[0026]在一些实施例中，并非使一个图像序列与对应于另一个图像序列的心跳率同步，而是与给定常见心跳率同步播放两个序列，所述常见心跳率可不同于与所述两个图像序列对应的两个基础心跳率。
[0027]心动周期可分为其中心室容积迅速变化的积极阶段和其中心室容积为静态的或缓慢增大的消极阶段。基于临床研宄，积极阶段和消极阶段的持续时间取决于基础心跳率。当低于某一阈值心跳率(HR)时，积极阶段的持续时间对HR值不敏感。另外，当高于阈值HR时，消极阶段消失且心动周期只包括在增大HR时缩短的积极阶段。阈值HR值通常处于95-105每分钟心跳次数(BPM)的范围内。在接下来的说明中，我们假设阈值HR为100BPM，但也可使用任何其它合适的值。
[0028]在一个实施例中，积极阶段持续时间的逆倍增或倒数对HR的相关性可通过诸如例如由两个线性段构成的分段线性函数的非线性函数来粗略估计。低于100BPM的段接近于平的且高于100BPM的段的斜率为均一的。
[0029]在一些实施例中，荧光镜透视片段与当前HR的同步分两个阶段进行。在第一阶段，使当前心脏映射期间发生的心动周期(本文中也被称作心动周期)与荧光镜透视片段的相应周期(也被称作片段周期)相匹配。在第二同步阶段，对片段帧在每个片段周期内的呈现时间进行时间调整以与匹配心动周期的整个持续时间对准。
[0030]在一些实施例中，用相应片段注释和心脏注释来标记片段和心动周期，所述注释指示心动周期的开始时间。所述心脏注释可通过分析在当前心脏映射过程期间所测量的心电图(ECG)信号或使用任何其它合适的方法生成。所述片段注释可根据ECG信号(在片段记录时)，或例如通过分析荧光镜透视片段的图像帧以类似的方式生成。
[0031]在一个实施例中，第二同步阶段由心脏相关器实施，所述相关器接收标记当前和先前心脏和片段匹配周期的注释。心脏相关器根据先前周期的相应持续时间来估计片段HR和心脏HR，并且使用非线性函数来估计心脏和片段积极阶段持续时间。心脏相关器然后单独地修改属于积极阶段和消极阶段的片段帧的呈现时间。
[0032]在一些实施例中，渲染事件标记用以更新和显示心脏的3D标测图的时间。一旦接收到渲染事件，则选择并显示其经修改的呈现时间与所接收的渲染时间相匹配的片段帧(可能配准和叠加在3D标测图上)。
[0033]通过对片段帧应用非线性时间扭曲，考虑到内周期阶段对心跳率的不同相关性，本发明所公开的技术使得能够与当前心跳率同步且几乎没有或没有时间畸变地播放荧光镜透视片段。
[0034]系统描沐
[0035]图1为根据本发明的实施例的用于心内电生理(EP)映射的系统20的示意性图解。系统20可基于例如上述CARTO系统，其中对系统软件有合适增加。系统20包括探针(例如导管24)和控制台34。在下文所述的实施例中，导管24用于映射患者30的心脏26。作为另外一种选择，导管24或其他合适的探针可以必要的变更用于心脏中的其它治疗目的。例如，在一些实施例中，所述导管用于在执行或不执行额外医学规程(诸如例如心脏消融)的情况下创建心脏的3D映射。
[0036]在图1的示例系统中，操作者22诸如心脏病专家将导管24插穿过患者30的血管系统，以使得所述导管的远端进入心脏26的腔室(例如，心室或心房)。导管24通常在其近端处通过合适的连接器连接到控制台34。在另选的系统中，还可使用除导管以外的装置来进行动态心脏映射。
[0037]在该图示的实施例中，系统20使用磁性位置感测来确定导管24的远端在心脏26内的位置坐标。为此目的，控制台34中的驱动电路38驱动场发生器32，以在患者30身体内生成磁场。通常，场发生器32包括线圈，线圈被放置在患者躯干下面的固定已知位置处。这些线圈在包括心脏26的预定工作空间内生成磁场。位于导管24远端内的磁场传感器(未示出)响应于这些磁场生成电信号。信号处理器40处理这些信号以确定导管24远端的位置坐标，通常包括位置坐标和取向坐标。位置感测的这种方法在上述CARTO系统中实施并且在本领域中是熟知的。作为另外一种选择或除此之外，系统20可使用本领域中已知的位置感测的其他方法，例如基于超声的方法或基于电阻抗的方法。
[0038]在控制台34中的处理器40通常包括通用计算机处理器，具有合适前端和接口电路，其用于接收来自导管24的信号并用于控制和接收来自控制台34其它部件的输入。处理器40可以在软件中编程以执行本文所述的功能。该软件可通过网络以电子形式下载到处理器40，例如，作为另外一种选择或除此之外，其可以在有形的、非暂态性介质，诸如光学介质、磁介质或电子存储介质上提供。而且作为另外一种选择或除此之外，处理器40的一些或全部功能可以由专用或可编程的数字硬件部件执行。
[0039]基于从导管24以及系统20的其他部件接收到的信号，处理器40驱动显示器42以向操作者22呈现心脏26的三维(3D)标测图44。该标测图可指示由导管24测量的心脏电生理活动，并且提供与导管在患者身体中的位置有关的视觉反馈和与正在进行的过程相关的状态信息和指导。
[0040]处理器40还可通过合适的界面接收先前记录的荧光镜透视或电影片段，并将所述片段局部存储在处理器40的存储器中(所述界面和存储器未示出)。操作者22可将控制台34配置(例如，使用控件48和屏幕上的菜单)成播放所述片段并将其呈现在显示器42上，可能叠加在标测图44上。本文所公开的技术使得能够在心脏映射过程期间与心跳率同步而无时间畸变地回放荧光镜透视片段。
[0041]虽然图1示出了具体系统构型和应用环境，但本发明的原理可相似地应用于不仅使用导管而且使用其他类型探针的其它治疗应用中。
[0042]心室容积动态特性对心跳率的相关性
[0043]图2为曲线图，其示出了根据本发明的实施例的心脏的左心室(LV)的容积的典型动态特性。图2中的曲线图基于使用3D超声心动图对在约60BPM下的心脏的真实动态特性进行采样。心跳周期包括其中心脏心室收缩的心脏收缩阶段和其中心室松弛的心脏舒张阶段。在心脏收缩阶段期间，心室的容积迅速减小。心脏舒张阶段可进一步分成被称作快速充盈阶段、停滞阶段和后期充盈阶段的三个子阶段。在接下来的说明中，所述快速充盈阶段也被称作前期充盈阶段。
[0044]在前期充盈阶段期间，在心脏舒张阶段开始时，心室开始松弛并填满血液，且因此心室的容积迅速增大。在心脏舒张停滞阶段期间，心室的容积通常为恒定的，或以低速率变化，例如，在消极充盈时。在心脏舒张的后期充盈阶段期间，心房收缩以进一步充盈心室且因此使心室容积相对快地增大。
[0045]在本发明的上下文中，本发明人已发现将心动周期分成两个其它阶段很方便，所述两个阶段在本文中被称作积极阶段和消极阶段。积极阶段包括后期充盈阶段、心脏收缩阶段、和前期充盈阶段，且消极阶段包括停滞阶段。如下文参照图3所述，积极阶段和消极阶段的相应持续时间以不同的方式取决于心跳率。
[0046]在一些实施例中，在心室被充盈到其最大容积时的心脏收缩阶段开始时确定心动周期的边界。心脏收缩阶段开始时间的标记被称作心室注释100。在其它实施例中，周期边界在积极阶段开始时确定且由心房注释104标记。
[0047]纯粹为了概念清晰起见，选择在如图2所示的心动周期期间的左心室的容积的动态特性，且本发明所公开的技术也适用于其它心脏容积的动态特性。作为例子，所述不同心脏阶段中的每个阶段的持续时间可以不同的方式取决于基础心跳率。此外，其中将心动周期分为如图2所示的四个阶段的构型并非强制性的，而是也可分成其它阶段。例如，在另选的实施例中，心动周期可分成除四个以外的多个阶段和/或在心动周期的过程中以不同方式设置的阶段。
[0048]临床研宄已证实积极阶段和消极阶段的持续时间对心跳率的相关性可有所不同。此外，所述相关性在低心跳率与高心跳率之间不同。例如，Chung等人在“Durat1nof diastole and its phases as a funct1n of heart rate during supine bicycleexercise”(美国生理学杂志-心脏和循环生理学，2004年11月I日，第287卷，第H2003-H2008期)中论述了心脏舒张子阶段对心跳