质上，或 者可经某些类型的网络从一个计算机系统的存储器或存储装置向其他计算机系统上的存 储装置分发给使用者，以便由此类其他系统的使用者使用。
[0034] 定义。
[0035]超声成像的相关模式包括：
[0036] A模式(振幅模式）。超声换能器沿着线扫描并且回波被显示作为其距换能器的距 离的函数。
[0037] B模式（2维模式）。一系列超声换能器扫描贯穿身体的平面。反射被显示为2维图 像。
[0038] Μ模式(运动模式）。可用以操作超声换能器来产生A模式或B模式图像的脉冲模式。 显示包括可在其中识别结构的运动的一系列帧。
[0039] 另外，换能器可以谐波模式操作或者可使用脉冲反向。此类模式往往产生有助于 下文描述的相关的未加密数据。
[0040] 现在转向附图，首先参见图1，图1为根据本发明的公开实施例构造和带有操作性 地的用于评估电活动并且对活体受检者的心脏12执行诊断和治疗手术的系统10的立体说 明图。该系统包括导管14,由操作者16将导管14经由皮肤穿过患者的血管系统插入心脏12 的室或血管结构中。操作者16,通常为医师，使导管的远侧末端18例如在消融目标部位处与 心脏壁接触。可根据公开于美国专利6,226,542和6,301，496中和公开于共同转让的美国专 利6,892,091中的方法来制备电活动标测图，所述专利的公开内容以引用方式并入本文。一 种体现系统10的元件的商品可以商品名CARTCT 3系统购自Biosense Webster, Inc.， 3333Diamond Canyon Road,Diamond Bar,CA 91765。该系统可由本领域的技术人员进行修 改以体现本文所述的本发明的原理。
[0041] 可通过下述方式来消融例如通过评估电活动标测图而被确定为异常的区域:施加 热能，例如使射频电流穿过导管中的线至远侧末端18处的一个或多个电极，该一个或多个 电极向心肌施加射频能量。所述能量在组织中被吸收，从而将该组织加热到该组织永久性 地失去其电兴奋性的点（通常高于60°C)。当成功时，此过程在心脏组织中形成非传导消融 灶，该非传导消融灶中断导致心律失常的异常电通路。本发明的原理可应用于不同的心脏 腔室，以诊断并治疗多种不同的心律失常。
[0042]导管14通常包括柄部20,该柄部在其上具有合适的控制器，以使操作者16能够按 消融手术所需对导管的远侧端部进行操纵、定位和取向。为了协助操作者16,导管14的远侧 部分包含向位于控制台24中的处理器22提供信号的位置传感器(未示出）。处理器22可履行 如下所述的若干处理功能。
[0043] 消融能量和电信号可经由通至控制台24的电缆34通过位于远侧末端18处或附近 的一个或多个消融电极32传送到心脏12以及从心脏12传送。可通过电缆34和电极32将起搏 信号和其他控制信号从控制台24传送至心脏12。同样连接至控制台24的感测电极33设置在 消融电极32之间，并且连接至电缆34。
[0044]线连接件35将控制台24与体表电极30和用于测量导管14的位置和取向坐标的定 位子系统的其它部件连接。处理器22或另一个处理器(未示出）可以是定位子系统的元件。 电极32和体表电极30可用于如以引用方式并入本文的授予Govari等人的美国专利7，536， 218中所提出的在消融位点处测量组织阻抗。温度传感器(未示出），通常为热电偶或热敏电 阻器，可安装在电极32中的每个上或附近。
[0045]控制台24通常包含一个或多个消融功率发生器25。导管14可适于利用任何已知的 消融技术，例如，射频能量、超声能量、和激光产生的光能来将消融能量传导到心脏。共同转 让的美国专利6,814,733、6,997,924和7，156,816号公开了此类方法，这些专利以引用方式 并入本文。
[0046]在一个实施例中，定位子系统包括磁定位跟踪构造，该磁定位跟踪构造使用场生 成线圈28通过在预定的工作空间中生成磁场并且在导管处感测这些场来确定导管14的位 置和取向。在以引用方式并入本文的美国专利7,756,576以及上述美国专利7,536,218中描 述定位子系统。
[0047]如上所述，导管14联接到控制台24,这使得操作者16能够观察并调控导管14的功 能。控制台24包括处理器，优选为具有适当信号处理电路的计算机。处理器被联接以驱动监 视器29。信号处理电路通常接收、放大、滤波并数字化来自导管14的信号，包括由传感器诸 如电传感器、温度传感器和接触力传感器和位于导管14远侧的多个位置感测电极(未示出） 生成的信号。数字化信号由控制台24和定位系统接收并使用，以计算导管14的位置和取向 以及分析来自电极的电信号。
[0048]为了生成电解剖标测图，处理器22通常包括电解剖标测图发生器、图像对准程序、 图像或数据分析程序和被配置成在监视器29上呈现图形信息的图形用户界面。
[0049] 通常，系统10包括其它元件，但为了简洁起见未在图中示出这些元件。例如，系统 10可包括心电图(ECG)监视器，该心电图(ECG)监视器被联接以接收来自一个或多个体表电 极的信号，以便为控制台24提供ECG同步信号。如上所述，系统10通常还包括基准定位传感 器，该基准定位传感器位于附接到受检者身体的外部的外部施加基准贴片上，或者位于插 入心脏12内并相对于心脏12保持在固定位置的内置导管上。提供了用于使液体循环穿过导 管14以冷却消融位点的常规栗和管路。系统10可接收来自外部成像模态诸如MRI单元等的 图像数据并且包括图像处理器，该图像处理器可结合在处理器22中或由处理器22调用以用 于生成并显示图像。
[0050] 现在参见图2,图2为根据本发明实施例的与被评估的组织39接触的导管37的远侧 部分的示意图。超声换能器41被放置在导管37中，并且接触力传感器43被设置在远侧末端 45处或附近。导管37沿与组织表面49大体正交的方向47往复运动，从而压缩以及解压缩组 织39的至少位于末端45正下方的区域。导管37的漂移以l-Ι0Hz的频率发生并且以足以将组 织39压缩0.3-0.5mm并且多达5mm的力执行。导管37的往复运动可由机械致动器51驱动。反 射的实际飞行时间范围可根据其中存在导管37的室来界定，以便提高算法的灵敏度。例如， 右心房的反射的可能飞行时间范围往往对应于〇.25-7mm的组织厚度并且明显小于超声换 能器的全范围或评估左心室所需的范围。在左心室中，反射的可能飞行时间范围往往对应 于2-20mm的组织厚度。
[0051]适用于接触力传感器43的传感器在以引用方式并入本文的共同转让的美国专利 申请公布2012/0259194和2014/0100563中有所描述。
[0052]超声换能器41可为以10MHz的典型速率以Μ模式发射传出超声脉冲53的已知单晶 类型。脉冲53从组织界面55反射并且随后作为传入脉冲57被检测到。组织39可为心室的壁， 并且组织界面55上覆心外膜。脉冲53，57的飞行时间随着末端45接近组织界面55并从组织 界面55撤回而变化。
[0053]其它反射也可由超声换能器41检测到。这些反射在图2中由反射界面59,61例示。 分别与界面59,61相关联的飞行时间的变化与接触力以及导管37的运动的相关性不如与组 织界面55相关联的飞行时间的相关性。组织界面55可在候选反射中被识别为具有与导管37 的运动具有最尚相关性的飞彳丁时间。
[0054]现在参见图3,图3为根据本发明实施例的如由使用超声换能器的飞行时间所指示 的导管末端的接触力与组织界面的运动之间的相关性的预期图形实例。描记线63代表导管 末端的垂直于组织表面的平移运动。描记线65,67,69代表与组织界面55,59,61(图2)相关 联的飞行时间。通过检验显而易见是，描记线65的形态与描记线63的形态高度相关，而描记 线67,69看起来与描记线63不相关。这可使用标准相关公式来确认，例如：
[0056] 其中对于两个随机变量Χ，Υ:μΧ和μΥ为预期值;σχ和σγ为标准偏差，并且ρ χ,γ和corr (Χ，γ)为其相关系数的另选记法。通常，该计算应用于描记线的最后两秒。然而，此间隔并不 重要。基于该相关性，可根据描记线65推断组织界面55很可能对应于组织39的远壁，并且界 面59，61不太可能对应于