用于使用相邻的单极电描记图之间的空间相关图的同时心脏基质标测的方法

摘要

记录基电极处的基础心电图信号达预定时间量。记录在除了基电极之外的多个电极处的多个心电图信号达预定时间量。将基础心电图信号与多个心电图信号中的每一个进行比较。确定基础心电图信号和多个心电图信号中的每一个之间的相似性。至少部分地基于所确定的相似性来标测基电极被定位在的心脏组织的特定区域。

说明书

技术领域

本发明涉及用于标测(map)心脏基质的方法和系统。

背景技术

心律失常是其中心脏的正常心律被破坏的情况。存在很多类型的心律失常， 包括在心室以上开始的室上性心律失常(诸如房性早搏(PAC)、心房扑动、 旁道心动过速、心房颤动以及房室结折返性心动过速(AVNRT))、开始于 心脏的下腔室内的室性心律失常(诸如室性早搏(PVC)、室性心动过速(VT)、 心室颤动以及长QT综合征)以及涉及缓慢心律并且可源自心脏传导系统内疾 病的缓慢型心律失常。进一步，心律失常可被分类为折返性或非折返性心律失 常。在折返性心律失常中，通常遍及心脏的四个腔室系统地传播的生物电的传 播波改为沿心肌路径且围绕着障碍物(折返点)循环，或者自由地在组织内以 卷形(scroll)波或螺旋(在本文中被称为“回旋部(rotor)”)循环。在非折 返性心律失常中，正常生物电波的传播可在异常(异位)位置处被阻滞或启动。

可通过在心内膜上或心外膜上进行的消融(例如，射频(RF)消融、冷冻 消融、超声消融、激光消融等)来治疗特定类型的心律失常，包括室性心动过 速和心房颤动。然而，医生必须首先定位折返点、异位病灶、或异常传导区域 来有效地治疗心律失常。不幸的是，已经证实，即使是对于最有经验的医生而 言，定位最佳消融部位也是非常困难的。

经常使用心脏电标测(mapping)(标测与心肌组织的去极化和/或复极化 相关联的心脏电活动)来定位最佳消融部位，例如，折返点、异位病灶或异常 心肌部位。然而，可能难以基于所感测到的电描记图(electrogram)形态来 确定心律失常的源。除了自局部心肌发出的信号外，电描记图形态可包括由于 不良电极接触、电极设计或电极附近复杂电活动引起的分次(fractionation)。 这些信号还可包括来自较远组织的“远场”内容(诸如在心房电极上的心室活动 的检测)或者该信号可由于疾病、局部缺血、或组织坏死而被衰减。进一步， 消融一个或多个所标识的部位也可能是有问题的。

至今，这样的消融要求大量的试错(例如，对复杂的分次电描记图的所有 源进行消融)或使用单独的标测和消融设备(利用多电极阵列或多电极篮的复 杂标测系统可被用于标识消融部位，但是不能也被用于消融该组织)。治疗心 律失常的长期成功常常依赖于心脏中引起心律失常的准确组织或触发物的确 定以使得可消融出故障的组织并且恢复心脏的正常心律。如心房颤动(无论阵 发性还是慢性的)的心律失常的消融通常涉及利用多电极导管对心脏组织的区 域的同时标测以标识和消融心律失常的组织源或驱动物。

标测通常包括分析所显示的电描记图信号以标识心律失常部位和可能的消 融目标。然而，在复杂的电描记图中，如在具有心房颤动的患者中的那些中， 电描记图信号可包括若干偏转，使得目标组织区域的准确的实时确定麻烦且模 糊。

发明内容

本发明有利地提供用于标测心脏组织的方法和系统。在示例性实施例中， 该方法包括记录基电极处的基础心电图(basecardiacelectrogram)信号达预定 时间量。同时地记录在除了基电极之外的多个电极处的多个心电图信号达预定 时间量。将基础心电图信号与多个心电图信号中的每一个进行比较。确定基础 心电图信号和多个心电图信号中的每一个之间的相似性。至少部分地基于所确 定的相似性来标测基电极被定位在的心脏组织的特定区域。

在另一实施例中，医疗系统包括医疗设备，该医疗设备包括基电极和多个 电极。包括与基电极和该多个电极通信的控制单元，该控制单元是可操作的以： 记录基电极处的基础心电图信号达预定时间量；记录在除了基电极之外的多个 电极处的多个心电图信号达预定时间量；将基础心电图信号与多个心电图信号 中的每一个进行比较；确定基础心电图信号和多个心电图信号中的每一个之间 的相似性；以及至少部分地基于所确定的相似性来标测基电极被定位在的心脏 组织的特定区域。

在又一实施例中，提供了用于治疗致心律失常性心脏组织的方法。记录基 电极处的基础心电图信号达预定时间量。记录在除了基电极之外的多个电极处 的多个心电图信号达预定时间量。将基础心电图信号与多个心电图信号中的每 一个进行比较。确定与基础心电图信号和多个心电图信号中的每一个相关联的 平均相关系数。至少部分地基于所确定的相似性来标测基电极被定位在的心脏 组织的特定区域。分析该平均相关系数以确定该平均相关系数是否具有低值。 当该平均相关系数具有低值时，心脏组织的特定区域被标识为致心律失常性心 脏组织。提供了包括消融元件的医疗设备。至少部分地基于该平均相关系数来 标识致心律失常性心脏组织和周围的心脏组织之间的封闭边界。该医疗设备被 定位成与致心律失常性心脏组织接触。激活该消融元件并且消融在该边界内的 基本上所有的致心律失常性心脏组织。

附图说明

在结合附图考虑时，参考以下详细描述，将更容易地了解本发明的更完整 的理解以及其所附的优点和特征，其中：

图1是根据本发明的原理构造的医疗系统的示例的图示；

图2是根据本发明的原理构造的医疗设备组件的示例的图示；

图3是根据本发明的原理构造的医疗设备组件的示例的另一图示；

图4是根据本发明的原理构造的医疗设备组件的示例的再一图示；

图5是根据本发明的原理构造的医疗设备组件的示例的又一图示；

图6是根据本发明的原理的电极标测网格的框图；

图7是根据本发明的原理构造的示例性相关图的图；

图8是根据本发明的原理构造的另一示例性心脏相关图的图；

图9是根据本发明的原理的三个不同的电描记图信号的图示；

图10是根据本发明的原理构造的使用正相关系数和负相关系数所创建的 又一示例性相关图的图；以及

图11是示出了使用相邻的单极电描记图之间的空间相关图的心脏基质标 测的示例性方法的流程图。

具体实施方式

顺序的或同时的基质标测可被用于标识通常为消融的目标的心律失常电 路。顺序标测可包含使用粗纱导管探针来记录在一时间和心肌内的一点处的电 活动，诸如电势、电压和电描记图，并且随后将导管移动至另一点以记录不同 顺序时间的电活动。同时的基质标测可包含使用多电极篮状导管来在标测区域 内的多个点上同时地记录电活动。所记录的电信息的处理帮助标识心律失常电 路。

常规的标测包含通过拾起具有偏转或最陡峭的负斜率的点来提取心脏激活 次数并且将该次数显示在表面(等时图)上。观察在心律失常期间的图案。例 如，所观察的图案可包括回旋部(rotor)，在该回旋部周围，电激活在心房颤 动期间旋转。然而，当所记录的电描记图信号是复杂的并且由多个偏转组成时， 激活次数的提取变得困难。用于标识有效信息的这种电描记图信号的处理还可 能是耗时过程，排除了这种方法在标测和消融程序期间的实时应用。

如AF的心律失常的成功消融依赖于能够有效地且准确地标识适当的消融 目标的方法。例如，与AF相关联的回旋部已经被示为试验中的成功的消融目 标。然而，用于标识这样的回旋部的方法需要大量的电描记图信号预处理，其 可阻止这样的方法普遍和/或实时应用。本公开描述了创建空间相邻的电极之间 的电描记图的相关的空间图的方法，这些方法相比先前方法可能实现更简单。 针对标识能够是消融目标的心脏基质，所公开的方法相比先前方法可能是更普 遍适用的。

由此，本发明有利地提供用于使用相邻的单极电描记图之间的空间相关图 的同时心脏基质标测的系统及其使用方法。在示例性实施例中，创建相关系数 的二维(“2D”)或三维(“3D”)空间图。可通过对在定位在一给定点处 的电极处所记录的单极电描记图信号和在空间相邻电极处的同时记录的单极 电描记图信号之间的简单皮尔森相关系数求平均来计算在相关图上的该给定 点处的相关系数。可在显示系统上显示所创建的2D或3D相关图，其中图像 包括所计算的相关系数的平均的视觉表示。

可自动地描绘相关图中的区域，其中相关系数值小于预先指定的阈值。高 相关区域和低相关区域之间的边界可被标识为心律失常电路的驱动者(driver) /回旋部的界定边界。在这样的边界内的低相关区域可被选择为用于终止心律失 常的可能的消融目标。可在多个时期或循环上创建这样的相关图以标识边界 (回旋部)的运动。还可在显示系统上描绘在多个循环上的低和高相关区域之 间的边界的轨迹以指示RF/冷冻消融的可能区域。在某些情况中，信号形态可 根据循环而变化。例如，从一个循环到其它循环回旋部可能不是稳定的，而是 可以展示某种空间运动。在那些情况中，在回旋部中/附近的部位处的电描记图 的形态可根据循环而改变。

提供了创建来自属于多电极系统的空间相邻电极的相关电描记图信号的空 间图以标识心律失常电路和可能的消融目标的方法。示例性应用可包含从获得 自多电极气囊导管或星座导管的电记录中标识与心房颤动相关联的回旋部。

现在参见附图，其中类似附图标记指代类似元件，根据本发明的原理所构 造的医疗系统的实施例在图1中示出并且一般被指定为“10”。系统10一般 包括医疗设备12，该医疗设备12可被耦合至控制单元14或操作控制台。医疗 设备12一般可包括一个或多个诊断或治疗区域，用于医疗设备12和治疗部位 或区域之间的能量、治疗和/或研究性交互。诊断或治疗区域(多个)可与邻近 于治疗区域(多个)的组织区域(包括心脏组织)递送例如低温治疗、射频能 量或其它能量转移。

医疗设备12可包括可通过患者的血管和/或邻近于用于诊断或治疗的组织 区域的细长体16，诸如导管、鞘管(sheath)或血管内导引器。细长体16可 限定近端部18和远端部20，并且可进一步包括设置在细长体16内的一个或多 个内腔，藉此提供细长体16的近端部和细长体16的远端部之间的机械、电和 /或流体连通，如下文中更详细讨论的那样。

医疗设备12可包括至少部分地设置在细长体16的一部分内的轴22。轴22 可从细长体16的远端延伸或以其它方式突出，并且在纵向和旋转方向上相对 于细长体16可以是可移动的。即，轴22相对于细长体16可以是可滑动地和/ 或可旋转地移动的。轴22可进一步在其中限定内腔24以用于引导线的引入和 通过。轴22可包括或以其它方式被耦合至远端尖端(tip)26，该远侧尖端26 限定用于引导线通过那儿的开口和通道。

医疗设备12可进一步包括流体递送导管28，该流体递送导管28横越 (traversing)细长体的至少一部分并朝向远端部。递送导管28可被耦合至细 长体16的远端部或以其它方式从该远端部延伸，并且可进一步被耦合至医疗 设备12的轴22和/或远端尖端。流体递送导管28可在其中限定内腔以用于流 体从细长体16的近端部和/或控制单元14经过或递送至医疗设备12的远端部 和/或治疗区域。流体递送导管28可在其中进一步包括一个或多个孔或开口， 以提供流体从内腔至流体递送导管28外部的环境的散布或直接喷射。

医疗设备12可在细长体16的远端部处进一步包括一个或多个可扩展元件 30。可扩展元件30可被耦合至细长体16的一部分并且还被耦合至轴22和/或 远端尖端26的一部分以在其中包含流体递送导管28的一部分。可扩展元件30 限定内部腔室或区域，其包含从流体递送导管28散布的冷却液或流体，并且 可与由细长体16限定或包括在其中的排放内腔32流体连通以用于从可扩展元 件30内部移除所散布的冷却液。可扩展元件30可进一步包括提供耐刺穿性、 辐射不透性等等的一个或多个材料层。

医疗设备12可进一步包括定位在细长体上或周围的一个或多个导电段或 电极34，用于将电信号、电流或电压传递至指定的组织区域和/或用于测量、 记录或以其它方式评估周围组织的一个或多个电性质或特性。可以大量不同的 几何配置或可控地展开的形状来配置电极34，并且电极34还可在数量上变化 以适应特定应用、目标组织结构或生理特征。例如，如图1所示，电极34可 包括邻近于可扩展元件的第一对以及在可扩展元件远端的第二电极对。图2-5 中示出了医疗设备12的替代电极配置。图2包括可配置成环形或基本圆形配 置的电极阵列36。图3中的电极阵列36包括多个臂38，其中电极34以面向 近端方向或取向定位在臂38上。图4也包括多个可延伸或可展开臂38，该臂 38具有处于类正方形或“X”形状配置的多个电极34。转向图5，以沿着医疗 设备12的细长体16的一部分延伸的基本上线性的阵列36示出多个电极34。 在图2-5中所示的这些实施例中的每一个中，电极34可在医疗设备12上被定 位成与阵列中的相邻电极34基本上等距或者可以是距每个相邻电极34可变距 离。

每个电极34可被电耦合至射频信号发生器的输出部分，并且每个电极34 还可包括传感器，诸如耦合至电极或与电极通信的热电偶、电导率传感器、光 谱仪、压力传感器、流体流动传感器、pH传感器和/或热传感器(未示出)。 当达到或超过预定的顺序、性质或测量时，传感器还可与控制单元14的反馈 部分通信以触发或致动操作的变化。

再次参见图1，医疗设备12可包括耦合至细长体16的近端部的把手40。 把手40可包括电路，用于标识和/或用于控制医疗设备12或系统的另一部件。 另外，把手40可被提供有接头(fitting)42以用于接收可被穿入引导线内腔 24中的引导线。把手40还可包括连接器44，该连接器44可与控制单元14配 对以在医疗设备12和控制单元14的一个或多个部件或部分之间建立通信。

把手40还可包括一个或多个致动或控制特征，用于允许用户从医疗设备 12的近端部控制、偏转、驾驭或以其它方式操纵医疗设备12的远端部。例如， 把手40可包括诸如杠杆(lever)或旋钮(knob)46之类的一个或多个部件以 用于操纵医疗设备12的细长体16和/或附加部件。例如，具有近端和远端的卷 扬线(pullwire)48可使其远端在远端部20处或附近锚定(anchored)到细长 体16。卷扬线48的近端可被锚定到诸如凸轮之类的元件，该元件与杠杆46 联系并对杠杆46进行响应。医疗设备12可包括致动元件50，该致动元件50 可移动地耦合至细长体16的近端部和/或把手40以用于操作和移动医疗设备 12的一部分(诸如轴22)和/或例如上述电极组件的一个或多个部分。

系统10可包括耦合至医疗设备以用在手术过程(诸如例如组织消融)中的 一个或多个治疗源。控制单元14可包括：流体供应52，包括冷却液、低温制 冷剂等；排放或清除系统(未示出)，用于回收或排放消耗的流体以供再使用 或处置；以及各种控制机制。除了为流体或冷却液供应52提供排放功能外， 控制单元14还可包括泵、阀、控制器等等以回收和/或再循环被递送至把手40、 细长体16和/或医疗设备12的流体通道的流体。控制单元14中的真空泵54 可在医疗设备12内的一个或多个导管中创建低压环境以使得流体被吸取 (drawn)到细长体16的导管/内腔中，远离远端部20并朝向细长体16的近端 部18。

控制14单元可包括射频发生器或电源56，作为与医疗设备12的电极34 通信的治疗或诊断机制。射频发生器56可具有多个输出通道，其中每个通道 被耦合至单独的电极34。射频发生器56可以一个或多个操作模式进行操作， 包括例如：(i)在患者体内的医疗设备上的至少两个电极之间的双极能量递送； (ii)至患者体内的医疗设备12上的电极34中的一个或多个且通过与诸如例如在 患者的皮肤上的医疗设备14的电极34间隔开的患者返回或接地电极(未示出) 的单极(monopolar)或单极(unipolar)能量递送；以及(iii)单极和双极模式的 组合。

除监控、记录或以其它方式传递医疗设备12内的测量或条件或者医疗设备 12远端部处的周围环境之外，系统10可进一步包括一个或多个传感器以监控 遍及系统的操作参数，包括例如控制单元14和/或医疗设备12中的压力、温度、 流速、体积、功率递送、阻抗等等。传感器(多个)可与控制单元14通信以 用于在医疗设备12的操作期间启动或触发一个或多个警报或治疗递送修改。 一个或多个阀、控制器等等可与传感器(多个)通信以提供流体通过医疗设备 12的内腔/流体路径的受控制的散布或循环。这些阀、控制器等等可位于医疗 设备12的一部分中和/或控制单元14中。

控制单元14可包括一个或多个控制器、处理器和/或软件模块，其包含指 令或算法以提供对本文中所描述的特征、顺序、计算或程序的自动操作和执行。 例如，控制单元14可包括信号处理单元58以测量医疗设备12的电极34之间 的一个或多个电特性。可将激励电流施加在医疗设备12上的电极34中的一个 或多个和/或患者返回电极之间，并且可例如在电描记图中测量所得的电压、阻 抗或目标组织区域的其它电性质，如下文中更详细描述的那样。可利用标测电 极34作为正电极，并且在体表面上或远离场或心脏激励的另一电极34作为负 电极来记录单极电描记图(“egms”)。控制单元可进一步包括显示器60以 显示各种所记录的信号和测量，例如，电描记图。

图6是包括基电极e34a、电极e134b、电极e234c、电极e334d、电极e4 34e、电极e534f、电极e634g、电极e734h和电极e834i的示例性电极标测 网格62的框图。此外，电极标测网格62包括电极34j、34k、34l、34m、34n、 34o、34p、34q、34r、34s、34t、34u、34v、34w、34x和34y。位于基电极e34a 的某一预定义物体距离d内的电极34可被称为近邻(neighbor)/相邻 (neighboring)电极34。距离d可以是一毫米和二十毫米之间的任何值。

准确距离可取决于医疗设备12的特定设计和电极间间距，例如，标测导管。 在示例性电极标测网格62中，每个电极34之间的距离是两毫米。由此，对于 两毫米的d的预定义值，为基电极e34a的近邻的电极34包括电极e134b、电 极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、电极e734h 和电极e834i。

在示例性实施例中，在基电极e34a处记录基础心电图信号达预定量的时 间，该时间可以是心律失常循环的长度。与基础心电图信号的记录同时地记录 在电极e134b、电极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、 电极e734h和电极e834i处的电描记图信号达相同的预定量的时间。

可记录电描记图信号达若干毫秒。例如，可记录电描记图信号达100ms到 350ms，即，记录电描记图信号的时间长度可等于通常为100ms到350ms的 心律失常循环的时间长度。可在多个心律失常循环上执行记录，可针对每个循 环创建相关图，并且可呈现多个循环上的图的空间显示以跟踪低相关和高相关 的区域之间的边界的运动。

可同时记录基础心电图信号和多个心电图信号。以与来自相邻电极34的多 个电描记图信号相同的时间记录基础心电图信号可确保所有的电描记图信号 对应于特定心律失常循环。可在每个循环上构造相关图并且可在多个循环上执 行对相关图的分析以跟踪多个循环上的低相关和高相关的区域的轨迹。

为了标测电极e34a被定位在的位置，在基电极e34a处记录的电描记图信 号与其它电极34的其它电描记图信号中的每一个进行比较，即，与来自电极 e134b、电极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、电 极e734h和电极e834i的每个电描记图信号进行比较。

在此示例性实施例中，仅来自为电极e34a近邻的相邻电极34(例如，电 极e134b、电极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、 电极e734h和电极e834i)的电描记图信号与来自基电极e34a的基础心电图 信号进行比较。然而，本发明不限于此，因为来自任意数量的电极34的任意 数量的电描记图信号可与来自任何电极34的任何电描记图信号进行比较。

确定电描记图信号之间的相似性，即，确定基础心电图信号和来自电极e1 34b、电极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、电极 e734h和电极e834i的多个心电图信号中的每一个之间的相似性。例如，(i)确 定基础心电图信号和来自电极e134b的心电图信号之间的相似性；(ii)确定基 础心电图信号和来自电极e234c的心电图信号之间的相似性；(iii)确定基础心 电图信号和来自电极e334d的心电图信号之间的相似性；(iv)确定基础心电图 信号和来自电极e434e的心电图信号之间的相似性；(v)确定基础心电图信号 和来自电极e534f的心电图信号之间的相似性；(vi)确定基础心电图信号和来 自电极e634g的心电图信号之间的相似性；(vii)确定基础心电图信号和来自 电极e734h的心电图信号之间的相似性；以及(viii)确定基础心电图信号和来 自电极e834i的心电图信号之间的相似性。

在示例性实施例中，使用可测量和建立信号的形态学相似性的任何方法(诸 如小波算法、相关等)来确定电描记图信号之间的相似性。电描记图信号之间 的所确定的相似性和/或差别被用于标测心脏组织。电描记图信号之间的所确定 的相似性和/或差别的表示(诸如视觉描绘)与心脏组织的二维(“2D”)或 三维(“3D”)空间图中的位置相关联。

通过示例的方式，如果来自基电极e34a的基础心电图信号与来自电极e1 34b、电极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、电极 e734h和电极e834i的电描记图信号中的每一个相比较(总计八次比较)，则 至少部分地基于所确定的相似性来标测基电极e34a被定位在的心脏组织的特 定区域。

在示例性实施例中，相关技术可被用于比较电描记图信号并确定电描记图 信号之间的相似性。可确定基础心电图信号和来自电极e134b、电极e234c、 电极e334d、电极e434e、电极e534f、电极e634g、电极e734h和电极e834i 的电描记图信号中的每一个之间的相关值。由此，对于此示例，计算总的八个 相关值。为了创建物理相关图，相关值的平均被标测至基电极34a的位置。

在二维(“2D”)或三维(“3D”)空间图上的给定点处的相关值(例如， 系数)可通过在该点处所记录的单极电描记图信号和在一个或多个空间相邻的 电极30处同时记录的单极电描记图之间的简单的皮尔逊(Pearson)相关的平 均来进行计算。相关系数可以是描述两个变量(例如，两个电描记图信号)之 间的关系的程度的单个数。此方式标测的平均相关系数表示标测位置相对于相 邻基质是多么电相似。致心律失常性基质通常由组织的电性质的空间差异性 (例如，可以是功能的和/或解剖的传导阻滞)所创建。

皮尔森积矩相关系数(有时被称为PPMCC或PCC或Pearson'sr(皮尔森的 r))是两个变量X和Y之间的相关(线性相关)的度量(measure)，其具有 +1和-1之间(含+1和-1)的值。皮尔森相关系数被广泛地用作两个变量之间 的线性相关的强度的度量。两个变量之间的皮尔森相关系数被定义为两个变量 的协方差除以它们的标准差的乘积。该定义涉及“积矩”，即，均值调整的随 机变量的乘积的平均(关于原点的一阶矩)。

当被应用于样本时的皮尔森相关系数被称为样本相关系数或样本皮 尔森相关系数(“r”)。r的公式为：

$r=\frac{{\Sigma }_{i=1}^n(X_i-\bar{X})(Y_i-\bar{Y})}{\sqrt{{\Sigma }_{i=1}^n{(X_i-\bar{X})}^2}\sqrt{{\Sigma }_{i=1}^n{(Y_i-\bar{Y})}^2}}$

例如，当使用上面的公式来计算基电极e34a被定位在的位置的相关系数 时，X表示一次在基电极e34a处所记录的基础心电图信号的样本值，并且Y 表示同时的多个心电图信号中的一个的样本值。例如，多个电描记图信号中的 一个可以是在电极e134b、电极e234c、电极e334d、电极e434e、电极e534f、 电极e634g、电极e734h和电极e834i中的一个处所记录的电描记图信号。字 母“n”表示对于预定量的时间(通常等于心律失常的一个循环长度)从基础 心电图信号或者多个电描记图信号中的一个中获得的样本值的数量。

关于“n”的值，如果电描记图信号是1kHz信号，并且记录电描记图信号 达300ms，则n将为300，即，从基础心电图信号中获得的样本值的数量可以 是大约300样本，并且从多个电描记图信号中的一个中获得的样本值的数量也 可以是大约300样本。所获得的样本的数量可对应于在电极34处的一个心律 失常循环。

等效表达式给出相关系数作为标准分的乘积的平均。下面给出基于成 对数据(X_i,Y_i)的样本的样本皮尔森相关系数r的公式：

$r=\frac{1}{n-1}\underset{i=1}{\overset{n}{\Sigma }}\left(\frac{X_i-\bar{X}}{s_s}\right)\left(\frac{Y_i-\bar{Y}}{s_Y}\right)$

其中

和s_X分别是标准分、X的样本平均(即，总的数量的 样本的样本平均)和样本标准差。

相关系数范围从-1到1。1的相关系数值暗示着线性方程完美地描述X和 Y之间的关系，其中所有数据点位于Y随X增加而增加的线上，即，在两个 变量之间存在完全正相关。-1的相关系数值暗示着所有数据点位于Y随X增 加而减少的线上，即，在两个变量之间存在完全负相关。0的值暗示着在变量 X和Y之间不存在线性相关。相关值很少恰好是1、0或-1，因为大多数时间， 相关值落在1和-1之间的某处。相关值接近零越紧密，变化越大。

变量之间的相关是变量相关得多好的度量，诸如两个变量之间的线性关系。 例如，示例性高相关值可被预定义为0.9到1.0；示例性中等相关值可被预定义 为0.76到0.9；并且示例性低相关值可被预定义为等于或小于0.75的任何值。 当一个变量的改变往往伴随有另一个变量的一致且可预测的变化时，两个变量 之间的关系存在。

该关系的方向由相关的符号所测量，无论其是正(+)还是负(-)。正相 关意味着两个变量往往在相同方向上变化，随着一个变量增加，另一个变量也 增加。负相关意味着两个变量往往在相反方向上变化，例如，随着一个变量增 加，另一个变量往往减少。通过相关的数值来测量变量之间的关系的程度，即， 关系的强度或一致性。1的值指示完美关系并且0的值指示没有关系。然而， 在示例性实施例中，出于本发明的目的，可仅基于高的正相关值来确定相似性。 例如，高的负相关值(例如，-0.8)、低的负相关值(例如，-0.2)以及低的正 相关值(例如，0.2)可都被视为不相似的指示器。

相关技术可被用于比较和确定电描记图信号之间的相似性。由此，在示例 性实施例中，可确定多个相关系数，其中该多个相关系数中的每一个对应于基 础心电图信号和多个心电图信号中的不同的一个。例如，可确定下面的相关系 数：来自基电极e34a的基础心电图信号和来自电极e134b的电描记图信号之 间的第一相关系数；基础心电图信号和来自电极e234c的电描记图信号之间的 第二相关系数；基础心电图信号和来自电极e334d的电描记图信号之间的第三 相关系数；基础心电图信号和来自电极e434e的电描记图信号之间的第四相关 系数；基础心电图信号和来自电极e534f的电描记图信号之间的第五相关系数； 基础心电图信号和来自电极e634g的电描记图信号之间的第六相关系数；基础 心电图信号和来自电极e734h的电描记图信号之间的第七相关系数；以及基础 心电图信号和来自电极e834i的电描记图信号之间的第八相关系数。

对所确定的多个相关系数(例如，第一、第二、第三、第四、第五、第六、 第七和第八相关系数)求平均。例如，第一、第二、第三、第四、第五、第六、 第七和第八相关系数可分别是0.8、0.4、0.9、0.7、0.7、0.8、0.9和0.8。在此 情况中，该多个相关系数的平均等于0.75(例如，(0.8+0.4+0.9+0.7+0.7+ 0.8+0.9+0.8)/8)。该多个相关系数的平均与基电极e34a被定位在的心脏组 织的特定区域相关联。

由此，基电极e34a被定位在的心脏组织的特定区域被标测至多个相关系数 的平均，该平均在此示例中为值0.75。可在显示系统上显示对应于心脏组织的 特定区域的图像，其中该图像包括在基础心电图信号和多个心电图信号中的每 一个之间所确定的相似性的平均的视觉表示。

可针对被定位在期望标测的位置处的每个电极34来计算平均相关系数。例 如，为了标测心脏组织的不同区域，诸如近邻电极e134b被定位在的近邻区域 (到基电极e34a被定位在的特定区域的近邻区域)，关于哪些电极34是近邻 电极e134b的近邻作出确定。在此示例中，电极e134b的近邻是：基电极e34a、 电极e234c、e434e、电极34r、电极34p、电极34k、电极34l和电极34m， 因为这些电极34位于距电极e134b两毫米内。

记录在电极e134b处的近邻心电图信号。此外，同样记录为e134b近邻的 电极处的电描记图信号(例如，基电极e34a、电极e234c、e434e、电极34r、 电极34p、电极34k、电极34l和电极34m)。在电极e134b(其为电极e34a 的近邻)处记录的近邻心电图信号与在基电极e34a、电极e234c、e434e、电 极34r、电极34p、电极34k、电极34l和电极34m处所记录的电描记图信号中 的每一个进行比较。

例如，在电极e134b处所记录的近邻心电图信号与在基电极e34a处所记 录的基础心电图信号进行比较；在电极e134b处所记录的近邻心电图信号与在 电极e234c处所记录的电描记图信号进行比较；在电极e134b处所记录的近 邻心电图信号与在电极e434e处所记录的电描记图信号进行比较；在电极e1 34b处所记录的近邻心电图信号与在电极34r处所记录的电描记图信号进行比 较；在电极e134b处所记录的近邻心电图信号与在电极34p处所记录的电描记 图信号进行比较；在电极e134b处所记录的近邻心电图信号与在电极34k处所 记录的电描记图信号进行比较；在电极e134b处所记录的近邻心电图信号与在 电极34l处所记录的电描记图信号进行比较；以及在电极e134b处所记录的近 邻心电图信号与在电极34m处所记录的电描记图信号进行比较。

确定来自近邻电极e134b的近邻心电图信号和在基电极e34a、电极e234c、 e434e、电极34r、电极34p、电极34k、电极34l和电极34m处所记录的电描 记图信号中的每一个之间的相似性。相关系数可被用于确定(i)来自近邻电极 e134b的近邻电描记图信号和来自电极e34a的基础心电图信号；以及(ii)来 自近邻电极e134b的近邻心电图信号和除了近邻心电图信号之外的多个心电 图信号(例如，在电极e234c、e434e、电极34r、电极34p、电极34k、电极 34l和电极34m处所记录的电描记图信号)中的每一个之间的相似性。

在示例性实施例中，为了确定近邻心电图信号和多个电描记图信号之间的 相似性，确定多个近邻相关系数，其中该多个近邻相关系数中的每一个对应于 来自近邻电极e134b的近邻电描记图信号和(i)来自电极e234c、e434e、电极 34r、电极34p、电极34k、电极34l和电极34m的多个心电图信号中的不同的 一个；以及(ii)基础心电图信号中的一个。

例如，可确定下面的近邻相关系数：来自近邻电极e134b的电描记图信号 和来自电极e34a的基础电描记图信号之间的第九相关系数；来自近邻电极e1 34b的电描记图信号和来自电极e234c的电描记图信号之间的第十相关系数； 来自近邻电极e134b的电描记图信号和来自电极e434e的电描记图信号之间 的第十一相关系数；来自近邻电极e134b的电描记图信号和来自电极34r的电 描记图信号之间的第十二相关系数；来自近邻电极e134b的电描记图信号和来 自电极34p的电描记图信号之间的第十三相关系数；来自近邻电极e134b的电 描记图信号和来自电极34k的电描记图信号之间的第十四相关系数；来自近邻 电极e134b的电描记图信号和来自电极34l的电描记图信号之间的第十五相关 系数；以及来自近邻电极e134b的电描记图信号和来自电极34m的电描记图 信号之间的第十六相关系数。

对该多个近邻相关系数(例如，第九、第十、第十一、第十二、第十三、 第十四、第十五和第十六相关系数)求平均，并且该多个近邻相关系数的平均 与近邻电极1b34b被定位在的心脏组织的近邻区域相关联。例如，如果相关系 数的平均是0.8，则电极e134b被定位在的位置将被标测为0.8的值。针对每 个电极34重复该方法，直到创建示出了感兴趣的电极34被定位在的每个位置 的平均相关系数的视觉描绘的相关图64。

现在参见图7，示出了心脏组织的示例性空间2D相关图64。可使用与对 于给定的心律失常循环在相邻的单极电极处获得的同时电描记图信号相关联 的相关系数来生成相关图64。色键(colorkey)66包括可与电极34被定位在 的区域相关联的示例性范围的平均相关系数值，并且将平均相关系数值与颜色 关联起来。以此方式，估算至一区域的平均相关系数值可由相关图64中的颜 色视觉地表示。

在示例性实施例中，所标测的心脏组织可包括不同区域，诸如区域I68、 区域II、区域III70、区域IV72和区域V74。示例性相关图64使用灰度级来 指示与每个区域相关联的平均相关系数的不同值。例如，由于区域V74与为 低(例如，小于0.5)的平均相关系数相关联，因而可在相关图64上将区域V 74视觉地描绘为具有最暗阴影的区域。区域IV72与为0.5或更多但小于0.6 的平均相关系数相关联并且可在相关图64上将区域IV72视觉地描绘为具有 没有区域V74的阴影暗的阴影的区域。区域III70与为0.6或更多但小于0.7 的平均相关系数相关联并且可在相关图64上将区域III70视觉地表示为具有亮 的阴影(lightshade)的区域。区域II可与为0.7或更多但小于0.8的平均相关 系数相关联并且可在相关图64上将区域II视觉地表示为具有比区域III70亮 的阴影的区域。区域I68与为0.8或更多的高的平均相关系数相关联并且可被 表示为具有最亮阴影的区域。

由于区域V74具有最暗阴影，因而这指示对应于在被定位在区域V74中 的电极34处所记录的电描记图信号的平均相关系数具有低于0.5的值。低相关 系数可表明区域V74包括受损或致心律失常性心脏组织。关于心脏组织的特 定区域是否是受损或致心律失常性的确定取决于在心脏组织的该特定区域处 所记录的电描记图信号是否类似于在相邻电极34处所记录的电描记图信号。 如果在心脏组织的该特定区域处所记录的电描记图信号类似于在相邻电极34 处所记录的电描记图信号，则该特定区域将可能不包括受损或致心律失常性心 脏组织，因为电描记图信号之间的高度相似性由电描记图信号之间的高相关所 指示。然而，如果在心脏组织的该特定区域处所记录的电描记图信号与在相邻 电极34处所记录的电描记图信号不相似，则该特定区域将可能包括受损或致 心律失常性心脏组织，即，在电描记图信号之间存在低相关。

在此示例性实施例中，在区域V74中的基电极e34a处所记录的基础心电 图信号与在为基电极e34a的近邻的电极34处所记录的电描记图信号的比较揭 示了基础心电图信号和多个相邻电描记图信号之间的相关是低的。使用皮尔森 相关系数来比较电描记图信号。相关计算导致具有低于0.5(诸如例如0.45) 的平均值的皮尔森相关系数。平均相关系数被标测至基电极e34a被定位在区 域V74中的位置，即，区域V74与具有低于0.5的值的平均相关系数的视觉 表示相关联。由此，通过将平均相关系数的值与相关图64中对应于电极34被 定位在的心脏组织的区域相关联来实现标测。

在示例性实施例中，可关于区域V74的标测值是否类似于近邻区域I68 的标测值作出确定。例如，可关于与区域V74相关联的相关系数是否类似于 与区域I68相关联的相关系数作出确定。如果确定心脏组织的区域V74的标 测值类似于近邻区域I68的标测值，则有可能区域V74或近邻区域I68两者 都不包括受损或致心律失常性心脏组织。另外，如果确定心脏组织的区域V74 的标测值与近邻区域I68的标测值不相似，则可确定区域V74和近邻区域I68 中的一个包括受损或致心律失常性心脏组织。

不同颜色可被用于相关图64的不同区域以指示每个区域中的平均相关系 数的值。例如，在一个实施例中，具有低平均相关系数(诸如具有低于0.5的 值的相关系数)的区域V可被视觉地表示为红色区域。与具有0.5或更多但小 于0.6的值的平均相关系数相关联的区域IV可在相关图64中被视觉地表示为 黄色区域。与具有0.6或更多但小于0.7的值的平均相关系数相关联的区域III 可在相关图64中被视觉地描绘为浅绿色区域。与具有0.7或更多但小于0.8的 值的平均相关系数相关联的区域II可在相关图64中被视觉地表示为深绿色区 域。具有有着0.8或以上的值的平均相关系数的区域I可在相关图64中被视觉 地表示为蓝色区域。

同时的心脏基质标测包括在基本上相同的时间(即，相同时期)记录多个 相邻的电描记图信号。由于针对相同心律失常循环(即，相同时期)在不同电 极34处记录电描记图信号，因而可能不需要对准电描记图信号以适当地比较 电描记图信号。在多个时期上获得的数据可被用于创建相关图64以确保不同 时期上的不连续传导(例如，回旋部)的区域的一致性并且被用作心律失常循 环的稳定性的度量。

通过将它们与彼此对准来比较在不同时间处所记录的电描记图信号是常见 的。在对准期间，在一时间处获得的电描记图信号与在不同时间处获得的另一 电描记图信号进行对准。例如，峰值(例如，电描记图信号的最大值)可与另 一电描记图信号的峰值对准。对准对于复杂的电描记图信号而言是困难的，因 为这些信号可具有多个偏转和峰值，使得具有挑战性来确定电描记图信号的哪 些峰值应当与另一电描记图信号的哪些峰值对准。此复杂性可能导致对准过程 对准未与彼此对应的峰值和相位。在示例性实施例中，给出同时地(同时或基 本上同时)获得来自多个电极34的电描记图信号的情况下，本文中所描述的 方法可不需要电描记图信号的对准。

图8示出了示例性犬齿梗死(canineinfarct)模型相关图76和色键78。 可采用本文中所描述的方法以用于使用来自相邻单极电极的电描记图之间的 空间相关图的同时心脏基质标测来创建相关图76。可使用直接定位在心室的心 外膜层上的电极34来记录被用于创建示例性相关图76的电描记图信号。相关 图76可允许异常心脏基质(例如，可能的回旋部可位于的区域)的视觉标识。 具体地，毗邻于低相关区域的高相关区域可指示具有低相关值的区域包括异常 心脏基质。消融治疗可以包括空间相邻的低和高相关区域之间的边界(例如， 梗死的边界区域，其是具有折返性(re-entrant)室性心律失常的心肌梗死患者 的治疗消融的常见目标)的这样的低相关区域为目标。可在显示器60上显示 相关图76的视觉表示。

高相关区域和低相关区域之间的边界描绘梗死的边界区域，该边界区域将 梗死与健康组织分开。在折返性心律失常期间，这样的梗死通常包括在再入点 周围的回旋部。通过确定在电学上与剩下的其它区域最不协调的区域/区来标识 回旋部。回旋部边界可形成解剖块或功能块。在如AF的复杂的心律失常中， 回旋部还可在不同循环上处理或形成它自己的轨迹。

由此，与具有低值的平均相关系数相关联的心脏组织的区域可指示回旋部 或心肌瘢痕存在于该低相关区域中。具体地，高相关和低相关区域之间的边界 可指示异常基质。异常基质可以是消融的潜在目标，因为消融破坏异常传导路 径，其可防止折返性心律失常。

示例性相关图76示出了几个感兴趣的区域。相关图76示出了示例性区域 I80、区域II82、区域III84、区域IV86、区域V88、区域VI90、区域VII92、 区域VIII94、区域IX96、区域XI97、选择区域98、区域XII99、选择区域 100、区域XIV101、区域X102和区域XIII103。在示例性相关图76中，与 区域I80相关联的平均相关系数具有0.95或以上的值。与区域II82相关联的 平均相关系数具有0.9或以上，但低于0.95的值。与区域III84和区域IV86 相关联的平均相关系数具有0.85或以上，但低于0.9的值。与区域V88相关 联的平均相关系数具有0.8或以上，但低于0.85的值。与区域VI90相关联的 平均相关系数具有0.75或以上，但低于0.8的值。与区域VII92相关联的平均 相关系数具有0.7或以上，但低于0.75的值。与区域VIII94和区域IX96相关 联的平均相关系数具有低于0.7的值。

与区域XI97相关联的平均相关系数具有0.7或以上，但低于0.75的值。 与区域XII99相关联的平均相关系数具有0.8或以上，但低于0.85的值。与区 域XIV101相关联的平均相关系数具有0.75或以上，但低于0.8的值。与区域 XIII103相关联的平均相关系数具有0.7或以上，但低于0.75的值。

由此，相关图76指示区域I80、区域II82、区域III84、区域IV86和区 域V88是健康的心脏组织的区域，因为来自这些区域的电描记图信号与来自 相邻区域的电描记图信号是高度相关的。相关图76还指示区域VI90、区域 VII92、区域VIII94、区域XIII103、区域XI97和区域IX96是低相关区域， 即，来自这些区域的电描记图信号和来自相邻区域的电描记图信号具有低相 关。特别地，相关图76指示区域VII92、区域VIII94、区域IX96、区域XI97 和区域XIII103是具有最低相关的区域。在这些低相关区域处所记录的电描记 图信号与在高相关区域处所记录的电描记图信号不良(poorly)关联。

由于低相关区域可指示异常基质，因而这些区域可被选择用于消融。可绘 制低相关区域周围的边界以描绘选择区域A98和选择区域100。选择区域A98 包括区域IX96，其具有有着低于0.7的值的低相关系数；区域XI97，其具有 有着0.7或以上，但低于0.75的值的低相关系数；以及区域XII99，其具有有 着0.8或以上，但小于0.85的值的相关系数。

选择区域B100包括区域90VI，其具有0.75或以上，但低于0.8的相关值； 区域VII92，其具有0.7或以上但小于0.75的相关值；区域VIII94，其具有低 于0.7的相关值；区域XIV101，其具有0.75或以上，但低于0.8的相关系数 值；以及区域XIII103，其具有0.7或以上，但低于0.75的相关系数值。

选择区域A98和选择区域B100的边界可例如标识心肌瘢痕边界。由此， 选择区域A98和区域B100可被选择用于消融。可消融选择区域A98和选择 区域B100的边界之内的心脏组织。如果这样的话，则区域X102将是在选择 区域A98和选择区域B100的消融之后尚存的心脏组织的岛屿。

在另一示例性实施例中，可根据特别指定的梯度来定义这些区域的边界。 例如，如果相关值的差别是0.2，则标测可被配置成视觉地描绘该差别。可根 据与一区域相关联的相关值和与相邻区域相关联的相关值之差来定制被选择 用于消融的该区域的尺寸。

图9示出了三个不同的电描记图信号104、106和108的图。这些图示出了 电描记图信号104、106和108的电压如何根据(asafunctionof)时间(毫秒) 而变化。电描记图信号104和电描记图信号106是高度相关的，即，电描记图 信号104的电压(毫伏)根据时间的变化模仿电描记图信号106根据时间的变 化。电描记图信号104和电描记图信号106可分别对应于例如图8的区域III84 和区域IV86。电描记图信号104和106可对应于两个相邻的电极34，诸如电 极e334d和电极e534f。

电描记图信号108可对应于例如被定位在与两个电极34(例如，电极e334d 和电极e534f)相邻的边界区区域(诸如区域VII92(在图8中示出))中的 电极34a。电描记图信号108与电描记图信号104和106两者不良关联。低相 关可指示区域VII92可包括异常心脏基质，其可以是用于例如折返性心律失常 的消融的目标。

图10示出了另一示例性相关图110和色键112。使用具有范围从正到负的 值的相关系数来产生示例性相关图110。例如，区域I114具有低于-0.8的低平 均相关系数。相关图110中的剩余区域(例如，区域II116、区域III118、区 域IV120、区域V122和区域V124)具有高于0.6的平均相关系数。示例性 相关图110可指示区域I114是消融的可能候选，因为其可能包括心肌瘢痕、 传导停止等。

值得注意，尽管本公开涉及心脏组织，然而本发明不限于此，因为可使用 本文中所描述的方法来标测任意类型的组织。进一步，尽管本公开涉及相关作 为比较电描记图信号的示例性方法，然而可使用比较信号的任何方法。进一步， 所描述的方法可被应用于心外膜上、心内膜上或者身体的任何区域中。

现在参见图11，描绘了一流程图，该流程图示出了用于标测心脏组织的示 例性方法的各个步骤。该方法包括提供具有被耦合至远端部20的多个电极34 的医疗设备12。该多个电极34可被定位成毗邻要进行检查的组织区域(例如， 心肌或任何心脏组织)和/或与该组织区域直接接触。当被定位成毗邻目标组织 区域或者与该目标组织区域接触时，可在多个电极34之间传输射频能量和/或 可将射频能量从多个电极34中的至少一个传输到参考电极。

在步骤126中，可在基电极处记录基础心电图信号(步骤126)。可记录 基础心电图信号达预定的时间长度。在一个示例性实施例中，所记录的信号可 以是毗邻心肌所记录的心电图信号(ECG)。所记录的信号可以是在活体内(in vivo)或者可以是先前记录的信号。

在步骤128中，记录在除了基电极之外的多个电极处的多个心电图信号达 预定时间量(步骤128)。将基础心电图信号与多个心电图信号中的每一个进 行比较以确定基础心电图信号与其它心电图信号中的每一个如何相似或不同 (步骤130)。确定基础心电图信号和多个心电图信号中的每一个之间的相似 性或不同(步骤132)。至少部分地基于所确定的相似性或不同来标测基电极 被定位在的心脏组织的特定区域(步骤134)。

本领域技术人员应当理解，本发明不限于在上文中已具体示出并描述的内 容。另外，除非作出相反提及，应该注意所有附图都不是按比例的。在不背离 本发明范围和精神的情况下根据以上示教可能有各种修改和变型，本发明只受 所附权利要求书限制。