使用成形消融術來靶向心律紊亂的系統和方法

2023-05-07 11:35:21 2

使用成形消融術來靶向心律紊亂的系統和方法【專利摘要】提供一種靶向生物節律紊亂，例如心律紊亂的系統和方法。該系統和方法包括：經一個計算設備處理心臟信號以確定由與該生物節律紊亂相關的一個源頭界定的一個組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以使得能夠對組織的該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變心律紊亂。【專利說明】使用成形消融術來靶向心律紊亂的系統和方法聯邦補助金[0001]本申請中描述的一些研究由來自美國國立衛生研究院的補助金RO1HL83359、HL83359-S1以及HL103800來提供資金。因此，美國政府在本發明中可以具有某些權利。相關申請的交叉引用[0002]本申請要求於2011年5月2日提交的美國臨時申請號61/481，512的權益，該臨時申請的披露通過引用以其全文結合於此。進旦MM[0003]本發明總體上涉及醫學領域並且更確切地涉及一種使用成形消融術來靶向生物節律的節律不規則性和其他節律紊亂的系統和方法。具體而言，本發明可以應用於檢測、診斷以及治療生物節律紊亂的最小侵入性技術或手術技術。一些實施例是針對心律紊亂，其他實施例是針對腦和神經系統的電紊亂，並且另其他實施例是針對胃腸道系統和生殖泌尿系統的平滑肌的電紊亂或收縮紊亂。相關技術的簡要描述[0004]心律紊亂在美國十分常見，並且是發病、工作日損失以及死亡的重要原因。心律紊亂以許多形式存在，它們當中最複雜和難以治療的是心房纖維性顫動(AF)、室性心動過速(VT)以及心室纖維性顫動(VF)。其他節律是治療上更單純的，但是也可以是臨床上明顯的，包括房性心動過速(AT)、室上性心動過速(SVT)、心房撲動(AFL)、房性期前收縮/房性過早搏動(SVE)以及室性期前收縮/室性過早搏動(PVC)。在某些情況下，正常竇房結的快速激動可以造成不適當竇性心動過速或竇房結折返的心律紊亂。[0005]心律紊亂、尤其是AF、VF以及VT的複雜節律紊亂的治療可以是非常困難的。藥物學療法特別對於AF(辛格(Singh)，辛格(Singh)等人2005)和VT或VF(貝迪(Bardy)，李(Lee)等人2005)是次優的，並且因此，在非藥物學療法方面存在巨大興趣。消融術是一種有前景和日益使用的療法，這種療法通過穿過血管或直接在手術時操縱一個傳感器/探頭抵達心臟，然後遞送能量至心律紊亂的一個或多個病因以終止它，來消除心律紊亂。消融術起初是用於『單純性』紊亂如SVT、AFL、PVC、PAC，但是正日益用於治療AF(卡帕託(Cappato)，卡爾金斯(Calkins)等人，2005)、VT(雷迪(Reddy),雷諾茲(Reynolds)等人,2007),並且，在較小程度上，用於治療VF(克內希特(Knecht)，薩赫(Sacher)等人，2009)。[0006]消融療法已經日益應用於治療單純性和複雜心律紊亂。然而，應用消融術的方式是從其中激動從搏動至搏動不發生變化的單純性心律紊亂衍生和改造的，並不清楚地了解在治療其中激動從搏動至搏動發生變化的複雜心律紊亂方面的關鍵差異。[0007]具體而言，幾乎所有的消融療法都是作為單點消融術(或『損害』)或作為這些損害的組合被遞送至心臟組織，其中目標是將連續的折返迴路對開以接合心臟的非傳導區域(經常通過相鄰成簇的這些『點區域』)。這是基於如下觀念:單純性節律如房性心動過速、肺靜脈心動過速、局灶性室性心動過速、房室結折返以及房室折返(需要輔助路徑)涉及心臟的小點區域上的特定異常。在鑑定這些位置後，消融術應用於這些點區域。其他單純性節律(示例的是典型和非典型的心房撲動)涉及電激動通過稱為「峽部」的特殊組織區域。然後通過經常被稱為消融「線」的相鄰的一系列點實現消融術，該消融線被設計成能中斷或對開峽部，不過如果通過手術檢查，這些消融線經常是不直的(考克斯(Cox)，心律(HeartRhythm)2005)。[0008]然而，對於其中激動路徑從搏動至搏動可能變化的複雜節律紊亂，如心房纖維性顫動、多態性室性心動過速或心室纖維性顫動，消融療法遠遠更加困難。這在某種程度上是因為鑑定和定位心律紊亂病因的工具很差，阻礙了遞送能量至正確區域以終止和消除這種紊亂的努力。在持續性AF(AF的一種高度流行形式)中，消融術具有僅50%-60%的一次程序成功率(琪瑪(Cheema),瓦薩雷迪(Vasamreddy)等人,2006;卡爾金斯(Calkins),布魯格達(Brugada)等人，2007)，然而程序長達4-5個小時並且存在5%_10%的嚴重併發症率(埃利斯(Ellis),卡勒(Culler)等人,2009),包括死亡(卡帕託(Cappato),卡爾金斯(Calkins)等人，2009)。[0009]甚至對於『單純性』紊亂，例如房性心動過速，仍不存在準確地鑑定消融療法的大小和形狀的工具。這是特別重要的，因為電激動不會從心臟內一個點源同心擴展。正常結構如竇房結的縱向對比橫向傳導性的差異甚至在正常組織中很好地描述(費德洛夫(Fedorov)，2009#5273;費德洛夫(Fedorov)，2010#5738)，並且在持續房性心動過速的異常組織中可能更嚴重(比嘉(Higa)，2004#1686)。儘管如此，消融這些節律的方法仍涉及成簇的點或者消融『線』。[0010]對消除複雜節律(例如心房纖維性顫動(AF)、多態性室性心動過速或進行性心室纖維性顫動)的消融療法的大小和形狀知道得更少。AF的消融術提供了一個赤裸裸的實例，其中許多患者中消融術典型地破壞了超過50%的心房表面(考克斯(Cox)，心律(HeartRhythm)2005)，而一年中單次程序治癒率為50%_60%(卡爾金斯(Calkins)，心律(HeartRhythm)2012;維拉蘇裡亞(Weerasooriya),美國心臟病學會雜誌(JAmCollCardiol.)2011)。這個差距是由於AF源頭極難以鑑定的事實。因此，用以治療AF的消融術的準確大小和形狀基本上未知。對無明顯的證據證明與節律紊亂有牽連的心室組織的實質部分進行消融可以解釋AF消融術不利作用的5%-10%風險(迪克西特(Dixit)，心律(HeartRhythm)2007;埃利斯(Ellis),心律(HeartRhythm)2009),包括因心臟穿孔至食道而死、肺靜脈變窄(狹窄)、膈神經傷害，並且在來自消融術的極度心房破壞中近來描述的僵硬的左心房綜合症引起不可擴張的腔室，從而甚至在先前健康的AF患者中引起心力衰竭(吉卜森(Gibson),心律(HeartRhythm)2011)。[0011]用於消融療法的絕大多數導管系統都時從管狀/軸狀導管末端的尖端遞送呈點狀的損害。通過移動導管尖端至相鄰位置實現消融線，但在節律紊亂源頭方面這僅憑經驗。雖然新的系統已經被設計成能消融不同的形狀，例如消融新領域公司(AblationFrontiers)的PVAC、TVAC或MAC導管(沙佛(Scharf)，2009)，但是這些形狀也是憑經驗的(TVAC的直線形狀或MAC的星形)，或設計成能與解剖區域相符(例如PVAC的肺靜脈口)。沒有導管系統被設計成能將消融療法與心臟組織內節律紊亂的實際源頭的形狀相符，因為這些源頭形狀目前未進行論述、研究或界定，特別是對於複雜心律紊亂。[0012]鑑定心律紊亂的準確源頭以進行消融的困難取決於以下事實:最複雜的已知系統顯示執業者必須解讀的數據，而不是直接鑑定和定位紊亂的病因以便使得執業者能夠檢測、診斷以及治療它。這包括了當前使用的方法，這些方法由比提(Beatty)和合作者在美國專利5，662，108、專利5，662，108、專利6，978，168、專利7，289，843以及其他專利中、由豪克(Hauck)和舒爾茨(Schultz)在美國專利7，263，397中、由塔爾金(Tarjan)和合作者在美國專利7，043,292中、由本海姆(Ben-Haim)和合作者在美國專利6，892，091和其他專利中以及由薛(Xue)和合作者在美國專利6，920，350中描述。這些方法和儀器檢測、分析以及顯示電勢，經常呈複雜的3維解剖圖示，但是仍不能鑑定和定位心律紊亂病因，特別是對於複雜紊亂，例如AF。這種情況對於魯迪(Rudy)和合作者的專利(在其他專利中，美國專利6，975，900和7，016，719)也是真的，這些專利使用來自身體表面的信號以在心臟上『投射』電勢。[0013]用於鑑定和定位心律紊亂病因的某些已知方法可以在單純性節律紊亂中起作用，但是關於鑑定複雜紊亂(例如AF、VF或多態性VT)的病因，不存在已經成功的已知方法。此夕卜，目前沒有技術能夠鑑定消除心律紊亂的消融療法的大小和形狀同時將對心臟的未涉及(正常)組織的傷害減到最小。激動標測法(追蹤激動返回至最早部位)僅對於單純性心律紊亂如心動過速是有用的，對AFL(沒有清晰『起始』的連續節律)效果很差，並且對於具有可變激動路徑的AF完全不起作用。拖帶標測法使用起搏來鑑定其中刺激電極位於節律病因處的部位，然而起搏因自動機制而不能應用於AF和甚至一些『單純性』節律，例如房性心動過速。已知常規位置是房室結折返、典型AFL以及早期(陣發性)AF患者的病因，但不是絕大多數的持續性AF(卡爾金斯(Calkins)，布魯格達(Brugada)等人，2007)、VF以及其他複雜紊亂患者的病因。因此，對於消融術，還沒有方法準確地鑑定複雜心律紊亂(例如AF)源頭的位置、大小以及形狀(卡爾金斯(Calkins),布魯格達(Brugada)等人,2007),同時將對周圍未涉及節律紊亂的組織的傷害減到最小。[0014]用於從搏動至搏動具有一致性激動的『單純』節律的一種系統的一個實例由史雲遜(Svenson)和金(King)的美國專利5，172，699給出。該系統基於找到舒張間期，該舒張間期可以在『單純節律』中定義但是不能在複雜節律(例如心房纖維性顫動(AF)或心室纖維性顫動(VF))中界定的(卡爾金斯(Calkins)，布魯格達(Brugada)等人,2007;瓦爾多(Waldo)以及費爾德(Feld)2008)。此外，該系統不鑑定或定位病因，因為它檢查(激動之間的)舒張間期而非激動本身。此外，它關注室性心動過速而非AF或VF，因為它分析ECG(心電圖)上QRS複雜波之間的時段。[0015]另一個實例是西亞西奧(Ciaccio)和維特(Wit)的美國專利6，236，883。該系統使用同心電極陣列來鑑定和定位折返迴路。因此，這將找不到非折返病因，例如局灶性搏動。此外，使用特徵和檢測定位算法的這種方法將無法用於複雜節律，例如AF和VF，其中心臟內部的激動從搏動至搏動變化。它鑑定『折返迴路峽部內的緩慢傳導』，這種緩慢傳導是『單純性』心律失常(例如室性心動過速)的特徵，但是對AF和VF而言沒有界定。此外，沒有界定峽部的大小和形狀，使得消融術憑經驗引導至一個點、無定形的成簇點(何時中止消融的終點不清楚)或一條『線』。[0016]在美國專利6，847,839中，西亞西奧(Ciaccio)和合作者描述了一項鑑定和定位正常(竇性)節律中折返迴路的發明。再次，這項發明將找不到一種心律失常的病因，這種心律失常不是折返的，而是局灶性的，從其中激動徑向地散發。第二，這項專利基於竇性節律中存在用於折返的「峽部」，這對於搏動之間具有一致性激動的『單純性』節律(例如VT)是接受的(參見(雷迪(Reddy),雷諾茲(Reynolds)等人,2007))。然而,這對於具有變化的激動路徑的複雜節律(例如AF或VF)是不接受的。[0017]德賽(Desai)的美國專利6，522，905是使用找到激動的最早部位並且確定這個部位是心律失常病因的原理。這種方法將由於折返而無法用於單純性心律失常，其中因為激動是一個連續『環』，故折返中不存「最早」部位。這種方法也無法用於其中激動從搏動至搏動發生變化的複雜心律失常，例如AF或VF。[0018]然而，甚至在單純性心律紊亂中，也經常難以應用已知的方法來鑑定病因。舉例來說，房性心動過速(『單純性』紊亂)的消融療法成功率可以低如70%。當外科醫生進行心律紊亂程序時(考克斯(Cox)2004;阿布魯.菲力歐(AbreuFilho)，2005)，對他們而言，理想的是得到心律紊亂專家(心臟電生理學家)輔助。因此，消融心律紊亂的病因可以是挑戰性的，並且甚至經驗豐富的執業者可能需要數小時來消融某些『單純性』節律紊亂(具有一致性搏動至搏動激動的模式)，例如房性心動過速或非典型(左心房)AFL0對於其中激動順序從搏動到搏動發生變化的複雜心律紊亂，例如AF和VF，形式仍更嚴峻。[0019]診斷和治療心律紊亂經常涉及將具有傳感器(或探頭)的導管穿過血管引入心臟中。這些傳感器檢測心臟中傳感器位置處的電活動。用於診斷節律紊亂的現有技術經常在傳感器測量激動時間。然而，這種現有技術已經應用於在每個記錄部位(或傳感器位置)處，從搏動到搏動形狀相當一致，並且經常是定時的信號。這些現有技術解決方案極難應用於複雜節律，例如AF或VF，其中在任何部位處，每次搏動的信號(『循環』)可以在短時段內在一個、若干個和多個屈折之間轉移。當信號(例如在AF中)包括5、7、11或更多個屈折時，對比由傳感器感測的心臟中更遠離的位點(『遠場』)處，難以(如果不是不可能)鑑定信號中哪些屈折位於或接近傳感器(『局部』)，如分析AF率的研究中所指出那樣(吳(Ng)和合作者，心律(HeartRhythm)2006)。在另一個最近報導中，節律(例如AF)中的信號需要『交互方法』以便從遠場激動鑑定局部(埃爾萬(Elvan)等人，循環:心律失常和電生理學(Circulation:ArrhythmiasandElectrophysiology)2010)。[0020]在缺乏鑑定和定位人類AF病因的方法的情況下，醫師經常求助於動物文獻。在動物模型中，已經鑑定複雜和不規則AF的定位的病因(由人工手段誘導)並且以定位的『電轉子』或反覆局灶性搏動的形式將其定位(斯科內斯(Skanes),曼達帕提(Mandapati)等人，1998;沃倫(Warren)，古哈(Guha)等人，2003)。在動物中，轉子由顯示高光譜優勢頻率(DF)(快心率)和窄DF(指示規律性)的信號指示(卡裡法(Kalifa)，塔那卡(Tanaka)等人，2006)。光譜優勢頻率的此類用途在授予伯恩菲爾德(Berenfeld)和合作者的美國專利7，117，030中描述。[0021]不幸地是，這些動物數據沒有轉換成有效的人類療法。AF和VF的動物模型可能與人類疾病不同。舉例來說，動物AF罕有自發，並且它很少起源於肺靜脈觸發物(這在人類陣發性AF中常見)。典型地，在無多發共存病變的年幼動物中研究AF和VF這兩者(威吉費爾斯(Wijffels),克希霍夫(Kirchhof)等人，1995;格斯普(Gaspo),博斯(Bosch)等人，1997;艾勒西(Allessie)，奧斯瑪(Ausma)等人，2002),這種多發共存病變在典型地經歷這些病況的老年人中見到。[0022]在AF患者中，其中心率高的部位(或，高光譜優勢頻率(DF)的部位)已經不是消融術的有用祀。山德士(Sanders)和合作者的一項近來研究顯示,在高DF部位採用消融術的情況下，AF幾乎不終止(山德士(Sanders),伯恩菲爾德(Berenfeld)等人,2005a)。其他研究顯示高DF部位在心房中常見，並且在這些部位的消融療法沒有急性終止AF(如果高DF部位是病因，那麼應如本來所預期那樣)(卡爾金斯(Calkins),布魯格達(Brugada)等人，2007)。某種程度上，這可能是因為，在動物中有效的DF方法可能在人類AF中由於許多原因而不準確，如許多研究者所顯示(吳(Ng),卡迪什(Kadish)等人,2006;納拉揚(Narayan),克魯門(Krummen)等人,2006d;吳(Ng),卡迪什(Kadish)等人,2007)。納迪曼尼(Nademanee)和合作者已經提出，伴有高頻組分的低振幅信號(複雜碎裂心房電描記圖，CFAE)可以指示AF病因(納迪曼尼(Nademanee),麥肯齊(McKenzie)等人,2004a)。這種診斷方法已經由強生公司和博斯公司併入商用系統。然而，這種方法也已經受到質疑。奧拉(Oral)和合作者顯示，單獨(奧拉(Oral)，丘格(Chugh)等人，2007)或在添加至現存消融術時(奧拉(Oral)，丘格(Chugh)等人，2009)，CFAE的消融沒有終止AF或防止AF復發。[0023]直至目前，現有技術中的若干發明才承認什麼是感覺真實的——AF是一種「沒有可檢測解剖靶，即沒有固定異常路徑的心臟心律失常」，例如本海姆(Ben-Haim)和扎克曼(Zachman)的美國專利5，718，241。因此，這項專利沒有鑑定和定位心律紊亂的病因。作為替代，它致力於通過遞送消融線以「中斷每一種可能的幾何形狀」來治療心臟形態。這項專利產生了心臟的不同參數和形態的圖，而不是心律紊亂的實際病因。[0024]許多發明使用心臟心律失常實際病因的代用物，而不是鑑定和定位病因。舉例來說，斯坦納(Steiner)和李希(Lesh)的美國專利5，868，680使用心臟內組織化的量值，這些量值通過比較一個激動事件(搏動)的激動順序與隨後搏動的激動順序來構建，以便確定「任何時空次序變化是否已經出現」。然而，這項發明假設，組織化在AF的關鍵部位最大並且在其他部位更小。然而，這種假設可能不是正確的。在動物研究中，組織化指數隨著距AF源頭的距離下降，隨後隨著激動在更遠部位再組織化而實際上增加(卡裡法(Kalifa)，塔那卡(Tanaka)等人，2006)。此外，美國專利5，868，680需要多於一個的搏動。因此，例如專利5，868，680中的多種方法鑑定許多部位，這些部位大部分不是AF的病因。鑑定和定位AF病因的這種缺乏可以解釋為何基於組織化的方法仍未轉換成急性終止AF的改良療法。[0025]類似地，賴斯費爾德(Reisfeld)的美國專利6，301，496基於從局部激動時間和向量函數產生的映射生理特性的代用物。這項專利用來在心臟的物理圖像上映射生理特性的傳導速度或另一個梯度函數。然而，這項專利沒有鑑定或定位心律紊亂的病因。舉例來說，AF中的多條激動路徑意指傳導路徑，並且因此傳導速度在用於三角測量的各點之間是未知的。此外，在轉子的情況下，圍繞核心區域轉動或從該核心區域對稱散發的激動順序可以實際上產生淨速度零。[0026]出於這些原因，專家們已經聲稱，在AF中「仍未獲得人類心房中電轉子的直接證據」(瓦克羅(Vaquero)，卡爾沃(Calvo)等人，2008)。因此，儘管將希望鑑定(並且然後定位)人類AF的定位的病因，然而這目前是不可能的。[0027]對於人類AF，特別是持續性AF，鑑定和定位的病因缺失意味著消融療法是憑經驗的並且經常涉及約30%_40%心房的傷害，如果鑑定並且定位了一個或多個病因進行最小侵入性消融和/或手術療法，那麼理論上就可以避免這種傷害(考克斯(Cox)2005)。[0028]人類VT或VF是藥物治療不好的重要死亡原因(邁爾伯格(Myerburg)和卡思特拉諾斯(Castellanos)2006)。治療目前涉及在處於風險中的患者中安置植入型復律除顫器(I⑶)，然而在使用消融療法防止因VT/VF所致的反覆I⑶休克方面存在日益增加的興趣(雷迪(Reddy),雷諾茲(Reynolds)等人,2007)。鑑定和定位VT的病因可能是困難的，並且消融術在專業化中心進行。在VF中，動物數據表明，VF的病因存在於希氏-浦肯野組織附近的固定區域(泰伯奧斯(Tabereaux),沃爾科特(Walcott)等人,2007),但是這在人類中仍理解得很差。鑑定和定位VF病因的目前僅有描述需要手術暴露(納什(Nash)，穆哈德(Mourad)等人，2006)或在心臟移植後從身體取出的心臟中進行(梅西(Masse)，唐納(Downar)等人，2007)。因此，用於VF的最小侵入性消融術致力於鑑定罕見病例中其觸發物(克內希特(Knecht),薩赫(Sacher)等人,2009),但是仍不能在更廣泛的群體中進行。[0029]現有感測工具對於鑑定和定位複雜紊亂(例如AF)病因也是次優的，包括存在單傳感器或多傳感器設計(例如特裡德曼(Triedman)等人的美國專利5,848,972)。然而,此類工具典型地具有有限的視野，這種視野不足以鑑定可能在任一心房中的任何位置存在並且變化的AF病因(瓦爾多(Waldo)和費爾德(Feld)2008)。可替代地，它們可能需要如此眾多的用於寬大區域採樣的放大器，以至於它們對於人類使用是不實用的。寬大區域採樣是有利的，並且在動物中，通過手術暴露心臟(柳(Ryu)，史洛夫(Shroff)等人，2005)或將心臟從身體中取出(斯科內斯(Skanes),曼達帕提(Mandapati)等人，1998;沃倫(Warren),古哈(Guha)等人，2003)來實現。在人類中，甚至手術研究在任一時刻僅檢查部分區域(例如(薩哈德萬(Sahadevan)，柳(Ryu)等人，2004))，並且因使心臟暴露於可能改變節律紊亂脫離臨床出現形式的空氣、麻醉藥以及其他藥物而引入問題。[0030]因此，現有系統和方法已經主要地致力於心臟解剖學映射以鑑定患者是否患有心律紊亂，而不是確定這種節律紊亂的病因或源頭，並且定義心臟內其大小和形狀。因此，迫切需要在單獨患者中直接鑑定和定位心律紊亂的病因，以便能夠進行治癒性療法的方法和工具。對於AF和其他複雜節律紊亂，這是特別重要的，對此，理想地，一種系統和方法將檢測、定位以及界定可以通過最小侵入性手術方法或其他方法遞送的消融療法的定位的病因的大小和形狀。雛[0031]本發明披露了使用成形消融術來診斷、鑑定、定位以及治療生物節律紊亂(例如心律紊亂)的方法、系統以及設備。[0032]定位和鑑定節律紊亂的源頭增強了引導、選擇以及應用洽愈性療法如消融術的能力。確定節律紊亂源頭的大小和形狀能夠使療法適合於具體的源頭，從而使對健康組織的傷害減到最小。具體而言，本發明提供了一種鑑定和定位電轉子、局灶性搏動以及其他心律紊亂並且鑑定它們遷移的組織區域的大小和形狀的方法，這些在以前從未測定過。這種遷移特性與未遷移的點源或折返迴路明顯分開和不同，並且界定了複雜節律紊亂(例如心房纖維性顫動(AF)或心室纖維性顫動(VF)或其他複雜生物節律紊亂)的特徵。一旦確定形狀，可以將治療應用於該區域的至少一部分和/或在某些情況下鄰近該區域應用，以令人希望地使用如在此進一步描述的最小侵入性技術，在附帶傷害最小下來緩解和潛在地消除紊亂。[0033]本發明顯著優於現有技術。舉例來說，不同於美國專利5，718，241，本發明鑑定和定位AF和其他心律紊亂的病因(靶)，該一種或多種病因(靶)可能在心臟邊界清楚的區域內遷移數小時(參見在一位47歲男性中的實例)。不同於美國專利6，847，839，本發明能夠找到短暫地出現或消失或者隨時間推移而遷移(因為它們是「功能性的」)的源頭，這解釋了AF的變化。不同於美國專利5，868，680，本發明直接鑑定和定位心律紊亂的病因，它僅僅使用一個激動事件(搏動)，如我們的實例中所示。不同於美國專利6，301，496，本發明直接鑑定和定位其中激動圍繞核心區域旋轉的電轉子或激動從核心區域徑向輻射的局灶性搏動。[0034]本發明顯示節律紊亂的源頭在心臟內遷移並且遷移路徑保持空間上受約束數小時、數月或甚至數年，從而可以確定心臟中組織的成形區域。所確定的區域可以通過消融療法或其他療法來治療以消除該紊亂。[0035]在本發明的一個方面,提供了一種祀向心律紊亂的方法。該方法包括:處理心臟信號以確定由至少一個與該心律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該至少一個源頭在空間上在該形狀上或在該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的組織的至少一個部分以能夠對組織的該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心律紊亂。[0036]類似地，在本發明的另一個方面，提供了靶向一個器官的生物節律紊亂的方法。該方法包括:處理心臟信號以確定由至少一個與該生物節律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該至少一個源頭在空間上在該形狀上或在該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該生物節律紊亂。[0037]在本發明的又另一個方面，包括了靶向心律紊亂的系統。該系統包括至少一個計算設備。該至少一個計算設備被配置成處理心臟信號以確定由與該心律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移。該至少一個計算設備進一步被配置成鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心律紊亂[0038]在本發明的又另一個方面，包括了靶向一個器官的生物節律紊亂的系統。該系統包括至少一個計算設備。該至少一個計算設備被配置成處理生物信號以確定由與該生物節律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移。該至少一個計算設備進一步被配置成鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該生物節律紊亂。[0039]在本發明的另一個方面，提供了一種非暫時性計算機可讀介質，該非暫時性計算機可讀介質包括指令，這些指令在由一個計算設備執行時引起該計算設備:處理心臟信號以確定由與心律紊亂相關的源頭界定的心臟組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心臟節律紊亂[0040]類似地，在本發明的另一個方面，提供了一種非暫時性計算機可讀介質，該非暫時性計算機可讀介質包括指令，這些指令在由一個計算設備執行時引起該計算設備:處理生物信號以確定器官中由與生物節律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心臟節律紊亂。[0041]在本發明的又另一個方面，提供了一種靶向心律紊亂的方法。該方法包括在一個計算設備中經網絡接收信號，這些信號與一個器官的生物節律紊亂相關。這些信號在該計算設備中進行處理，以確定由與該生物節律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移。鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以對該至少一個部分進行選擇性修飾。此後，來自該計算設備的數據經該網絡被傳輸到一個第二計算設備。該數據指示該形狀和與該形狀鄰近的該至少一個部分中的至少一項以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該生物節律紊亂。[0042]在本發明的另一個方面，提供了一種靶向心律紊亂的系統。該系統包括一個計算設備。該計算設備被配置成經網絡從一個第二計算設備接收信號，這些信號與一個器官的生物節律紊亂相關；處理這些信號以確定由與該生物節律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以對該至少一部分進行選擇性修飾，並且經該網絡將數據傳輸至該第二計算設備。該數據指示該形狀和與該形狀鄰近的該至少一個部分中的至少一項以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該生物節律紊亂。[0043]下文更詳細地描述系統和方法。附圖簡要說明[0044]本申請包括至少一個以顏色製作的附圖。具有彩色附圖的本申請的拷貝將由專利商標局按要求和支付必要費用後提供。[0045]附圖構成本說明書的一部分並且包括本發明的示例實施例，這些實施例可以用不同的形式體現。應理解在一些情況下，本發明的不同的方面可以誇大或放大顯示以促進對本發明的理解。[0046]圖1是心臟圖，它顯示根據本發明，處理來自心臟的信號並且將它們排序的本發明傳感器、消融導管以及電子處理組件的用途。[0047]圖2顯示本發明的傳感器裝置設計，該傳感器裝置設計以低解析度檢測心室寬大區域的生物信號，然後以更高解析度檢測更窄的區域。[0048]圖3顯示本發明的另一種傳感器裝置設計，該傳感器裝置設計以低解析度檢測心室寬大區域的生物信號，然後以更高解析度檢測更窄的區域。[0049]圖4顯示本發明的另一種傳感器裝置設計，該傳感器裝置設計以低解析度檢測心室寬大區域的生物信號，然後以更高解析度檢測更窄的區域。[0050]圖5展示來自待由本發明分析的心臟的一些信號類型，並且定義一些選擇的術語，包括激動開始、激動結束以及舒張間期。[0051]圖6是顯示根據本發明，在多個位置分析信號以鑑定和定位生物節律紊亂病因的流程圖。[0052]圖7顯示本發明的一個實施例，它描繪人類信號的心率-行為(重構)曲線的計算，在一些情況下插入生理模式。[0053]圖8顯示人類單相動作電位時程的心率-響應(重構)可以在測量時在起搏的節律與AF之間不同。[0054]圖9顯示直接相位分配。[0055]圖10是一個實施例的流程圖，它顯示資料庫中的感測信號和存儲數據可以怎樣用來產生概率圖並使用它以便對鑑定和定位生物節律紊亂病因的清晰性進行改善。[0056]圖11是本發明在一位47歲男性中使用的一個實例。顯示了來自患者的左側和右側心房和冠狀竇內的信號(電描記圖)的選擇，該患者患有表現出需要治療的心房纖維性顫動。[0057]圖12顯示使用本發明方法和系統的結果，該方法和系統鑑定電轉子並且將其定位至右心房。觀察到激動跡線圍繞核心區域轉動。核心區域在來自這位患者的心房形態中還顯示為右心房側壁中的紅點。[0058]圖13顯示，在圖12中鑑定的核心區域處直接消融小於6分鐘期間，AF減慢並且終止成正常節律(竇性節律)，因此證明AF的病因實際上已經定位並且成功地治療。[0059]圖14顯示，在AF已經終止後，不可能使AF重新起始，即便通過十分快速地起搏心房(循環時間230ms，等同於超過260次搏動/分鐘)。現在阻斷了更快的心率起搏(不刺激心房)。[0060]圖15顯示用本發明檢測的人類AF的定位的病因的其他患者實例。在兩位患者中，在左心房中顯示電轉子。據我們所知，這些電轉子是人類AF中存在電轉子的首次實際證明。[0061]圖16顯示在一位56歲患者中AF的定位的局灶性搏動病因的另一個實例。這幅圖顯示左心房中的局灶性搏動病因，其中激動跡線顯示激動從中徑向地散發。在這個位置的消融也急性終止AF。[0062]圖1A-3A顯示一種重建經多條通道從患者心臟接收的與複雜節律紊亂相關的心臟信號的方法。[0063]圖3B顯示一系列重建的動作電位和重建的動作電位未能遵從於檢測到的激動開始。[0064]圖4A顯示從傳感器獲得的多個時變信號，這些傳感器在複雜節律紊亂(心房纖維性顫動)期間接收來自患者心臟的心臟(電)活動。在許多信號中存在多個屈折，並且指出甚至在相同傳感器位置處信號特徵變化，並且使得每一個信號開始的測定是挑戰性的。[0065]圖5A僅顯示在圖4A中所示的窗內部的該部分電活動。[0066]圖6A顯示信號的一個擴大的圖，對此，排除信號檢測，因為它落在心率調整的激動電位時程(APD)範圍內並且因此視為人為結果。[0067]圖7A是在患者心房上提供網格的心臟傳感器位置或電極的二維圖示。[0068]圖8A顯示不同方法的實例，這些方法用於檢測搏動、確定激動開始以及忽略圖4A和6A中所不的時變心臟信號中的噪聲。[0069]圖9A顯示來自低置信通道的信號。[0070]圖1OA顯示來自複雜和低置信通道的信號，其中單獨搏動信號的形狀從搏動至搏動大幅度變化並且因此激動開始非常難以確定。[0071]圖1lA和12A分別為圖5A和7A中顯示的那些提供額外細節，以便使用向量定義一種確定B類搏動的激動開始的方法。[0072]圖13A-15A顯示根據在此描述的方法和系統，纖維性顫動中從選擇的激動開始重建的波路徑的顯示。[0073]圖16A顯示傳感器的矩陣的二維圖示，它顯示為疊加在心房表面上的點或電極位置。[0074]圖17A顯示從圖16中顯示的九(9)個心臟電極或傳感器獲得的時變心臟信號。[0075]圖18A顯示了使用本領域已知的常規方法，從圖17A中顯示的原始信號中獲得的一個實例顯不。[0076]圖19A顯示根據在此描述的系統和方法，標記在圖17A中所示的每一個原始信號中搏動的激動開始的結果。[0077]圖20A顯示了衍生自圖19A中激動開始標記的實例顯示,其中經由色標圖的不同顏色，在這些顏色之間，轉子顯示為紅色區與藍色區相遇處。[0078]圖21A顯示激動電位時程(APD)的重建，它始於圖19A中確定的激動開始並且延續指定的時間或在其後裳減。[0079]圖22A顯不了個顯不，其中使用圖19A中確定的標記的激動時間和圖21A中確定的重建的APD來界定去極化線(它由綠色輪廓線指示)與復極化線(它由藍色輪廓線指示)之間的相交。這個相交是轉子的核心，其中可以遞送療法以治療節律紊亂。[0080]圖23A是根據披露的實施例的計算機系統的框圖。[0081]圖24A顯示三位患者中心房纖維性顫動的影像，它展示呈電轉子或局灶性搏動形式的定位的源頭，這些源頭在心臟定位的約束區域內遷移並且受隨時間推移保持一致的形狀限制。[0082]圖25A顯示了多幅影像，這些影像展示患者中的AF特徵為左心房中的轉子，它在心房的受限的成形區域內遷移持續時間。[0083]圖26A顯示了一幅影像，該影像展示患者中的AF特徵為右心房(非典型地與AF相關的區域)中的電轉子，它在一致的心房的受限的成形區域內遷移。[0084]圖27A顯示一幅影像，它展示具體患者中的AF特徵為轉子保存一段時間。[0085]圖28A顯示心律紊亂的各種源頭，這些源頭雖定位，但在空間上受約束的形狀內遷移。詳細說明定義[0086]為了本發明的目的，以下定義應當適用:[0087]檢測/診斷；術語檢測和診斷節律紊亂在本申請中可交換地使用。[0088]激動時間；對於給定的心臟信號，這是激動開始的時間。[0089]激動時間時程；對於給定的心臟搏動信號，激動開始時間與結束時間之間的時段和信號波形。舒張間期是從先前搏動的激動結束至當前搏動的激動開始的時段(圖3)。[0090]激動跡線；這是在傳感器位置處的激動時間開始的排序以產生可辨別的籤名模式，該籤名模式例如包括而不局限於在指示轉子的核心區域周圍的旋轉模式，指示局灶性搏動病因的從核心區域徑向散發的模式，或需要進一步信號採樣和重複以上分析步驟的分散模式。[0091]鑑定和定位；辨別心律紊亂的定位的或分散的病因的存在，然後相對於傳感器位置或相對於心臟中已知的解剖位置定位所述病因的過程。[0092]心律紊亂；經常需要治療的異常節律。這些包括而不局限於心臟頂部腔室(心房)的快速節律，例如正常竇房結的快速和異常激動(不適當竇性心動過速或竇房結折返)、房性心動過速(AT)、室上性心動過速(SVT)、心房撲動(AFL)、房性期前收縮/房性過早搏動(PAC)以及心房纖維性顫動(AF)的複雜節律以及某些形式的非典型性心房撲動。快速節律還可以出現在心臟底部腔室(心室)中，包括例如室性心動過速(VT)、心室纖維性顫動(VF)、尖端扭轉型室性心動過速以及室性期前收縮/室性過早搏動(PVC)。心律紊亂還可以是緩慢的，包括竇性心動過緩、異位性房性心動過緩、交界性心動過緩、房室傳導阻滯以及心室自主節律。[0093]生物節律或心律紊亂病因；該術語在本申請中與生物節律或心律紊亂『源頭』可交換地使用。它指而不局限於在指示轉子的核心區域周圍的激動順序的旋轉模式、指示局灶性搏動病因的從核心區域徑向散發的模式、或分散模式。在本發明中，當發現分散的病因時，將信號採樣延續至額外的多個位置並且重複本發明的檢測和分析步驟。這些病因直接導致心律紊亂的永存。[0094]傳感器；該術語在本申請中與電極可交換地使用。它指一種用於檢測和傳輸來自或抵達心臟的信號的裝置或設備。[0095]電轉子；該術語用以提及心臟內部電激動的螺旋(旋轉)波。這些轉子可能是複雜節律紊亂如AF以及單純性節律紊亂的源頭。本發明首次描述了檢測內部有這些轉子的組織的形狀的方法和系統，以及提供成形消融術以消除這些源頭從而治癒心律紊亂的系統。[0096]局灶性搏動；該術語用以提及心臟內部電激動的點源。這些局灶性搏動如果在心臟內遷移(移動)，那麼它們可能是複雜節律紊亂如AF的源頭。本發明首次描述了檢測內有有這些局灶性搏動的組織的形狀，以及提供成形消融術以消除這些源頭從而治癒心律紊亂的方法和系統。[0097]遷移；該術語用以描述在複雜心律紊亂隨時間推移的若干次搏動(『循環』)期間轉子核心或局灶性搏動的來源的移動。[0098]遷移軌跡；心律紊亂的源頭(它是轉子或局灶性搏動)的移動界定了一條又稱為遷移軌跡的路徑。這條軌跡界定了一種形狀，它由周邊(或周界)束縛，具有一個面積中心和一個質量中心(當考慮任何心臟組織的三維維度時)。如圖24A-28A中所示，對於給定的患者，遷移軌跡在若干個月或更長的持續時間內可以是一致的。[0099]源頭的大小和形狀；該術語用以描述複雜節律紊亂的源頭(轉子或局灶性搏動)的遷移軌跡的特徵。[0100]成形消融術；該術語用以描述消融療法(例如損害)，該消融療法以定製的方式遞送以消除複雜心律紊亂中遷移軌跡的一個或多個部分和/或與遷移軌跡鄰近的一個或多個部分。這可以包括由源頭的遷移軌跡界定的整個區域或區域部分的破壞。可替代地或另夕卜，這可能涉及與源頭的遷移軌跡(周界)鄰近定位(或『鄰近』)的組織的破壞。舉例來說，這種鄰近療法(例如消融術)可用於其中在周界上或周界內的至少一部分的治療不可能或不是所希望的某些情況(例如該部分伏在膈神經上面)下。在這些情況下，可能希望通過源頭，通過將療法遞送至在周界外部的組織的一部分來改變或中斷心臟異常的激動。特殊化的導管、電極設計以及方法可以用於具有不同的組織厚度、結構以及功能特性的心臟不同區域中的不同形狀的源頭。[0101]鄰近；該術語意指在與由心律紊亂的至少一個源頭界定的周界有關的生物學上相關的區域內，該至少一個源頭在空間上在該周界上或該周界內遷移。生物學相關被定義為如果被修飾，那麼會從心律紊亂的源頭影響到心臟的異常激動的區域。這將隨不同的條件而變。舉例來說，在心房(例如直徑4-6cm)中，該區域可以是從源頭的周界起2cm或更小，希望是Icm或更小，或者可以被界定的更小區域中，如果在該區域中進行修飾，那麼足夠從源頭改變心臟的異常激動。在更大的心室(例如最大直徑約IOcm的長橢圓)中，該區域可以是2-3cm或更小，希望是2cm或更小，並且更希望是1.5cm或更小。在一些實施例中，術語『鄰近』可以包括在周界內部的區域的一個或多個部分。在其他實施例中，術語『鄰近』可以包括在周界外部的區域的一部分。在一些其他實施例中，術語『鄰近』包括在周界內部的區域的一部分和在周界外部的區域的一部分。[0102]在發現本發明以前，未曾鑑定人類生物節律紊亂的病因和尤其心律紊亂的病因。本發明代表首個已知情況，其中已經描述了一種以準確和最小侵入性方式檢測、診斷以及隨後有效治療一個或多個維持、永存或『驅動』人類生物學紊亂的病因的方法。該方法使醫師能夠靶向這些源頭，用於修飾或消除以根除該節律紊亂，其中對周圍非關鍵組織最低程度地靶向或傷害。雖然一些實施例是用於心律紊亂的最小侵入性程序(例如心臟脈衝發生器)，但是本發明也可以應用於外科療法，並且用於器官(例如腦、中樞神經系統(其中它可以定位癲癇症或癲癇發作的病因)、周圍神經系統(其中它可以檢測腫瘤)、骨骼肌以及平滑肌(例如胃腸道、膀胱以及子宮)以及其他器官)中的電脈衝發生或傳播紊亂。[0103]根據本發明的一個實施例，披露了一種對信號進行採樣的裝置，例如傳感器設備(例如來自人類器官(例如人類心臟)內的多個位置的電極導管)，具有變化的空間解析度和視野，並且因此具有改變感測通道的數目的裝置。[0104]根據本發明的一個實施例，披露了一種用來鑑定和定位在空間上遷移的心律紊亂(包括複雜節律，例如AF、VF以及多態性VT)的電轉子、局灶性搏動以及其他定位的病因的方法。[0105]本發明的實施例可以使用過程和軟體方法，例如將激動順序排序以產生激動跡線、例如希爾伯特變換的過程、其他相位延遲方法、空間相干度分析以及其他方法。[0106]在本發明的一個實施例中，從傳感器收集並已分析的數據存儲為自動更新的資料庫中的數據。這種資料庫用來輔助醫師診斷/檢測定位的病因或用來劃分節律紊亂病因的模式。這可以採取具有特定特徵的患者中病因概率分布圖的形式。[0107]根據本發明的另一個實施例，提供了一種以可以在治療方面輔助醫師的格式顯示生物節律紊亂病因的裝置。舉例來說，視頻顯示屏可以連接至處理器以允許瀏覽激動跡線並且允許目視定位可以在空間上遷移的紊亂的轉子核心、局灶性源頭或其他病因。音頻格式也可以單獨或與視頻格式組合使用。舉例來說，除了視覺描繪源頭，使得可以視覺上鑑定核心之外或將代替其，可以將源頭和其核心的坐標通過關於紊亂位置和病因的音頻指示提供給用戶。視覺描繪是特別希望的，因為它為執業者提供了病因的清晰圖示並且提供了用於鑑定病因核心的參考，這大大促進了治療的選擇。舉例來說，實際轉子或局灶性搏動以及由在空間上遷移的轉子或局灶性搏動界定的區域(例如周界)的視覺圖示允許執業者準確地確定將消融導管或其他治療指引至何處。[0108]根據本發明的另一個實施例，一旦鑑定出紊亂的病因(包括在空間上遷移的病因)，用於修飾或破壞與經鑑定和定位的源頭相關的心臟組織區域的治療設備或方法可以用來治療或消除節律紊亂。治療設備和方法的非限制性實例包括使用破壞性能量(消融術)(例如通過消融導管)、手術消融方法、手術摘除或在心臟內部使用設備(例如植入的導線或其他物理設備)、刺激性能量(起搏)、直接遞送藥理學藥劑、細胞療法或其他介入技術。在一個實施例中，能夠感測來自身體並且特別是來自心臟的信號的導管還可以包括一種治療手段，例如遞送消融能量、刺激能量、藥物療法、細胞療法(例如幹細胞或基因療法)或其他治療手段的能力。因此，在紊亂的檢測和其治療中均可以使用這種導管。[0109]本發明特別適合檢測、診斷以及治療複雜心律紊亂(例如像VF、多態性VT、尖端扭轉型室性心動過速以及AF)，其中一旦準確地鑑定和指出定位的病因，那麼可以實施定位的病因(包括遷移病因)的準確並且靶向的消融。如上討論，病因的鑑定和物理定位以前是不可能的，並且因此甚至對於經驗豐富的執業者來說也極難以成功治療，更不用說實質上緩解或消除。[0110]除了找到或鑑定複雜心律紊亂的病因(包括遷移病因)並且隨後治療它之外，通過加速和簡化執業者的分析，本發明還可以應用於幫助診斷和治療從單個部位散發的『單純性』節律。對於心律紊亂，此類單純性紊亂包括局灶性房性心動過速、多灶性房性心動過速(MAT)、竇房結折返或不適當竇性心動過速、室性心動過速(VT)、房性期前收縮(PAC)以及室性期前收縮(PVC)。[0111]包括在本發明中的是一種用於收集數據的過程和系統，包括感測設備和記錄系統。收集的數據至少包括了傳輸一個或多個信號的每個傳感器的位置和在每個激動信號或激動時間時程出現時的開始時間。處理器接收該信息並且依次將激動開始時間排序。這種計算的結果是產生一條激動跡線，這條激動跡線產生紊亂的籤名模式並且指示紊亂病因的位置和類型這兩者，即它為轉子、局灶性源頭還是分散模式(即未定位的源頭)，因此需要從心臟的不同區域或其他身體區域收集進一步的數據。以這種方式排序後的數據產生一條激動跡線(例如，節律紊亂的源頭)，這條激動跡線可以在視覺顯示上視覺地描繪，在轉子源頭的情況下以顯示轉子的實際旋轉模式，使得轉子的核心是視覺上明顯可見的並且可以容易地鑑定並因此治療。這同樣適用於描繪徑向散發的源頭，例如局灶性搏動。激動開始時間在每個傳感器處的依次排序允許局灶性節律紊亂的定位，使得可以在視覺顯示上容易地定位局灶性核心用於靶向和準確治療。希望地，在一定時段期間顯示節律紊亂的源頭或病因以允許執業者充分地觀察病因點或區域並且關於在病因位置的適當治療作出舒適的評估。對於在空間上遷移的源頭，可以確定並且視覺上描繪在這些源頭周圍的周界以鑑定遷移源頭的範圍。在一個實施例中，數據和/或處理的數據的視覺顯示(即激動跡線的「影片」)闡明了節律紊亂病因的籤名模式。此類存儲的信息允許執業者諮詢先前的模式，以有助於改善類似病因的鑑定、定位以及治療。在一些情況下，此類存儲的信息允許外推測量的實時數據以提供預測模型，或以使用類似的已知模式闡明某些測量的模式。[0112]本發明的另一個實施例提供一種用於治療此類病因的過程和系統，經常通過修飾或破壞其中存在病因的組織。在一個實施例中，本發明可以呈『離線』、非實時回顧模式使用，而不是在治療患者的程序期間直接使用。在其他實施例中，本發明可以呈實時方式在程序期間手術進行時使用，以方便地找到並且治療節律紊亂的病因。[0113]本發明的過程和系統可以用於生物節律紊亂。確切地說，使用腦電圖或其他指標，本發明的過程和系統可以用來定位腦或中樞神經系統中異常電脈衝發生或傳播的源頭(即，找到病因的物理位置)，來引導侵入性療法(手術)或外部束輻照以鑑定和治療癲癇發作或癲癇病灶或者局灶性腫瘤(惡性或非惡性)。本發明也可以用來鑑定橫紋肌(例如骨骼肌中的損傷)、胃腸系統(例如食道痙攣)、泌尿生殖系統以及呼吸系統中或其他人類器官或系統中異常脈衝傳播的源頭。本發明也可以用來檢測任何身體系統中的腫瘤(惡性或非惡性)。本發明還具有醫藥之外的應用，例如用於定位地震事件的源頭或協同例如雷達或聲納的方法用於定位能量源頭。[0114]本發明具有其過程和用於進行該過程的系統的若干方面。通過舉例和不限制，在本發明的一個方面，從處於節律紊亂的器官中的多個位置檢測信號，改變傳感器之間的間距以優化所述感測的清晰度。一個特別希望的實施例還記錄了節律紊亂期間來自心臟或其他身體部分的這些信號並且將它們存儲在資料庫中。將與具體信號相關的每個傳感器的位置以及在每個傳感器處的激動開始時間傳輸至一個處理器用於分析，該分析包括依次排序以形成激動跡線，該激動跡線鑑定紊亂的病因和其在身體內的確切位置。產生可以手動或自動更新的病因資料庫，允許訪問這個資料庫以輔助紊亂病因的鑑定和定位。在當前患者中的數據收集具有有限的質量時，這種資料庫用來將一位患者中的模式與該患者中先前記錄的節律比較，以確定這種節律是相同還是不同，或用來將一位患者中的模式與來自另一位患者(例如具有類似臨床特徵的一位患者)中的模式進行比較。來自先前病例的以前存儲的數據可以用來幫助鑑定、定位以及顯示當前病例中節律紊亂的病因。[0115]視覺上顯示節律紊亂的源頭以及界定節律紊亂的遷移源頭的區域是對執業者極其有用的，因為它充當病因存在和位置的視覺引導，並且允許隨後靶向和準確治療以緩解或消除節律紊亂。[0116]在本發明的其他方面，來自另一個病例的以前存儲的數據可以用來幫助鑑定、定位以及顯示當前病例中節律紊亂的病因。這然後可以用來在將來的程序中計劃本發明的用途。有用組件、模塊以及設備的說明[0117]圖1顯示了可以在本發明的過程和系統中使用的不同有用組件(模塊)的示意圖。這些模塊可以是彼此分開的並且協調地對接以提供它們的功能，或它們中的一個或多個可以彼此集成地包含於處理器內，使得這個系統具有更少的分開的硬體單元。圖1描繪一個實施例，它允許在最小侵入性經皮程序或其他程序(例如使用表面ECG、心磁圖、超聲心動圖和/或來自超聲波、電磁輻射、聲波、微波或電阻抗變化的都卜勒測量)期間定位紊亂的病因。[0118]圖1中，心臟10中的電事件用感測電極記錄。這些電極可以是置於心臟腔室或脈管系統內的一個或多個導管20，包括圖2-4中例舉的專門設計的記錄導管。這些電極也可以是來自植入的起搏器或復律除顫器中的導線的延長部分、用來記錄單相動作電位或其他信號的導管，它們典型地經過腔靜脈20-21或冠狀竇22抵達。因此，雖然在本發明中特別有用，但是本發明的過程和系統不需要使用圖2-4的專用導管，因為可以使用在身體內部或外部使用的能夠準確地傳輸激動時間和其出現位置的任何導管或感測設備。[0119]電極23可以從心臟的心外膜表面或心包表面進行記錄，經冠狀竇中的電極21、經心包腔中的電極23或其他途徑進入。電極可以位於供給心臟15的神經附近，這些神經可以位於左心房和左心室中。電極可以是來自計算化標測系統的虛擬(計算)電極、常規或高解析度ECG標測電極30、在皮膚下或在皮膚上植入或衍生自不直接接觸心臟或身體的情況下非侵入性檢測信號的方法中的電極。電極信息也可以衍生自資料庫160中存儲的電描記圖。[0120]置於心臟附近的電極25可以用來修飾或破壞在節律紊亂的一個或多個病因附近或處的區域。如果這種電極是一種消融導管，那麼它對接於能量發生器60。其他電極可以與控制器40和起搏模塊50對接，並且均希望地與過程控制器70連通。消融或起搏可以針對供給心臟15的神經，這些神經位於心臟的許多位置。內部消融電極可以在手術期間用外部消融系統(例如外部探頭)替換或如在外部聚焦照射或光子束(如用於癌症療法)中那樣替換。此外，可以通過遞送適當的藥物組合物、基因療法、細胞療法或通過排除組織(在手術時或通過使用專業化設備)實現源頭的修飾，即紊亂病因的治療。[0121]處理控制器70可以包括不同的組件或模塊。在此類組件或模塊上包括採樣模塊80，它能夠在節律紊亂期間記錄信號，以不屬於節律紊亂的不同心率(由起搏所致)記錄，和/或在(通過起搏或其他方法)模擬心律紊亂的心率期間記錄。信號放大器(未顯示)可以用來增強信號清晰度和強度，並且過程控制器也可以智能地分配最少數目的記錄放大器以從數目足夠多的位置感測以便鑑定和定位病因。舉例來說，該系統可以使用僅50-60個物理放大器通道來從128個傳感器(例如從兩個可商購的多極導管)記錄，通過在『分時』基礎上用時間分割法記錄這128個傳感器，或通過開啟接近於節律病因的單獨/多個傳感器同時關閉其他傳感器。這種『開關』功能可以由連接傳感設備與電子控制系統的、並且可以在一個或多個其他組件中體現的開關組件執行。開關可以是手動或自動的，例如由何處存在心律紊亂病因確定。模塊90與起搏模塊對接以便為感測生物信號提供額外的心率。這對於在此描述的非實時模式(模式6)特別有用，因為甚至不在診斷和治療具體心律紊亂時，它也可以研究處於不同心率的心臟。[0122]本發明方法和系統使用分析方法處理收集的數據，這些分析方法可以由分析模塊執行。舉例來說，在圖1中，模塊100是「分析引擎」的部分I。分析引擎的這個部分確定生物信號在每個感測的位置處隨時間推移的開始和結束。通過在節律期間隨時間推移產生一系列激動時間(開始的計時)和恢復時間(結束的計時)實現這一點(圖6中所示)。信號典型地表示為隨時間推移的電壓(即，表示為電壓-時間系列)。激動時間可以按許多方式處理。最簡單的方式包括在每個位置手動分配。自動化或計算化分配可以通過使用一階導數零以界定最大值或最小值、使用二階導數零以指示最大上升沿或下降沿，或使用類似方法來實現。也可以在電壓時間系列橫過某閾值時分配激動開始時間和結束時間。另一種分配激動時間的可能方法是使用模式匹配。舉例來說，經選擇以代表激動時程的模式可以隨時間推移與多個時間點處的信號相關。所述相關性值高時的時間指示所述模板復現，並且因此被視為激動時間。用於這種分析的模板也可以從資料庫中存儲的數據獲得，或從這個位置處節律的心率估計值計算。當信號質量可能是嘈雜的、質量低劣的或在不同時間顯示多個組分時，從多個傳感器同時記錄可以有助於分析激動，特別是用於複雜節律，例如AF或VF。從同時記錄結果中，選擇參考信號，優選地在正在分析的通道附近的位置選擇。參考通道上的信號用來選擇正在分析的通道上的信號或信號組分。這可以通過使用隨時間推移而保持類似計時的組分、使用模式匹配或相關性功能、向量分析或其他方法做到。如果需要許多方法，受心房的已知病理生理學限制，可以應用啟發法、模式識別法以及所謂『模糊邏輯』法。[0123]模塊110是分析引擎的部分II，這個部分實際上計算和定位，即確定心律紊亂源頭(病因)的存在和位置。[0124]本發明的一些實施例包括「療法引擎」，它可以包含被設計成協調地執行該系統和過程中不同功能的多個模塊之一。舉例來說，圖1中的模塊120可以負責確定心臟內節律紊亂源頭的位置和遷移模式。這可以是這種療法引擎的一個第一模塊，並且用來計算出需要進行修飾以便治療或消除節律紊亂的位置和空間區域。治療可以通過遞送消融能量或如在此討論的其他手段進行，並且如果源頭在消融期間遷移，那麼不單純是一個點或區域。模塊130代表療法引擎的另一個模塊，並且希望地經過程控制器70與能量發生器60直接對接以便在可能代表源頭的部位消融(破壞)、修飾(消融或起搏)或刺激(起搏)組織。可替代地，模塊130可以用來在沒有破壞性能量的情況下修飾組織，例如通過遞送藥物，或基因或細胞療法。[0125]圖1中顯示的系統的模塊170代表了一種視覺上或以聽覺方式顯示病因(包括遷移病因)的鑑定或定位，以輔助醫師治療或消除節律紊亂的工具。舉例來說，這個模塊可以包括一個顯示屏，該顯示屏允許在屏幕上對將要由執業者清晰可見的紊亂的轉子、局灶性或其他病因以及紊亂的遷移病因進行文本、圖形和/或音頻可視化。在一些實施例中，將在屏幕上呈現所找到的節律紊亂的「影片」剪輯。這種影片剪輯是紊亂的實際病因(包括遷移病因)和位置的實時呈現。舉例來說，一旦根據本發明的過程，已經執行數據的分析，即，信號的位置和它們的激動開始時間已經依次地排序，那麼可以在屏幕上以激動跡線的形式顯示這種分析和計算的結果。如果激動跡線的模式預示一系列圍繞中央核心轉動的激動，那麼已經找到轉子並且它實際上是紊亂的病因。類似地，如果激動跡線的模式預示一系列從中央核心區域徑向散發的激動，那麼已經找到局灶性搏動並且它實際上是紊亂的病因。因此，本發明的過程允許直接找到紊亂的病因並且將紊亂的存在、類型以及位置為執業者便利地可視化。如果找到不可辨別模式，即，這條激動跡線未定位，那麼通過移動傳感器位置和/或打開已經安置的傳感器進行額外的信號採樣可能是適當的。額外的信號採樣然後可以根據本發明處理並且顯示在屏幕上。如果經數據的額外採樣和處理找到病因，那麼可以就適當的治療作出決定。如果找到分散的激動跡線和模式，那麼進一步的額外採樣是可取的直至如執業者感覺足夠的時間。在一些情況下，過程的結果將導致轉子或徑向散發中心的存在和位置找到。在其中分散模式甚至在反覆採樣和處理後繼續存在的其他情況下，可以作出診斷，排除轉子或局灶性搏動作為病因。因此，找到轉子或局灶點(搏動)將基本上是同時檢測和診斷，而缺少這種發現將是可以排除掉存在這些紊亂病因的任一種的診斷。模式1.信號採樣(圖1，參考80)[0126]信號採樣可以在消融或治療節律紊亂的程序期間、計劃程序之前或在回顧這種紊亂之後實時進行。如上文所述，用多種傳感器類型從器官的一個或多個位置收集信號。接觸傳感器應當儘可能良好地維持與組織接觸。在優選的模式下，電極應當在多個部位同時或幾乎同時記錄。最快的心律紊亂(例如AF)具有>100ms的循環時間，使得將實質上小於這個時間的信號獲取被視為『幾乎同時的』。一種替代性操作模式允許將傳感器移動至後續部位。本發明可以與任何現有的傳感器裝置或設備一起使用。[0127]雖然多種可商購的電極設備可以用來獲得信號採樣，但是在圖2-4中顯示用於信號採樣的特別有用的設備實施例。這些設備使用可以單獨地開啟或關閉的、或相對於彼此移動的多個傳感器。這能夠提供自適應空間解析度，因為可以像希望得那樣增加或減少傳感器間距。寬間距的傳感器提供了寬視野以『調查』器官的大部分(例如心臟的左心房)的節律。一旦逼近源頭位置，希望地改變配置以減少傳感器間距以求窄視野上的更高的空間解析度。間距緊湊的傳感器配置優選用於將能量應用於聚焦區域以治療節律紊亂的源頭。[0128]自適應空間解析度是本發明不同實施例的一個重要優點。可以通過物理移動傳感器實現這一點。圖2顯示同心螺旋管(元件200)，它們具有用於感測信號和在一些情況下遞送能量或其他治療療法的多個感測元件(電極或探頭)(元件205)。當導管的部件在軸(元件215)內部保持未部署(元件210)時，這些螺旋管200是寬間距的。旋轉和推進該組合件將更多探頭引入腔室中，並且減少它們的間距。圖3是呈可調整風扇導管形式的本發明傳感器導管的另一個實施例，這種導管具有多條經線(元件230)，每條經線包含也用於感測和在一些情況下遞送能量或其他治療療法的多個感測元件(電極或探頭)(元件240)。通過沿軸心線扭曲或扭轉運動的組合(元件245)，如圖3中所描繪，這些經線可以間距更寬(元件230)或間距更緊密(元件235)，即是空間上調整的。[0129]圖4顯示呈可調整螺絲錐設計形式的本發明傳感器導管的另一個實施例，這種導管具有少量螺旋狀經線(元件260)，它們止於鈍性無創末端(元件270)。就圖2和3的設計結構而言，圖4的經線可以包括多個元件(電極或探頭)(元件265)。可以通過操縱軸(元件280)將螺絲錐推進或退入鞘中，以增加或減少螺絲錐尺寸和/或探頭間距。這些設計可以製作得更大或更小以配合更大或更小的器官(例如，變化尺寸的心房)，或子結構，包括可能是節律(例如AF)源頭的肺靜脈或上腔靜脈。物理移動可以由醫師手動或通過使用機器自動地實現。鑑於發明人觀察到的心律紊亂源頭的觀察特性，希望傳感器從心臟的每一個或多個腔室的至少約25%表面積感測。這些設計僅是說明性的並且不意在限制本發明的實際物理設計或應用。[0130]可以由過程控制器70以不同方式監測每個傳感器的最佳接觸以求適當。舉例來說，過程控制器70可以經所感測信號的振幅的穩定性驗證接觸。可替代地，過程控制器70可以調節起搏模塊50以便通過電極20-30發射信號，並且使用激發的響應的振幅來驗證接觸。作為一種第三替代方案，處理模塊70可以通過證實穩定的組織阻抗確定接觸(例如在AF中，其中起搏是不可能的)。作為其他替代方案，可以使用被設計成檢查輕度損傷模式，或被設計成直接測量接觸力的導管。此外，導管操縱可以按半自動或自動化方式機械地控制，以及手動控制。[0131]也可以電子地實現自適應空間解析度。這種可調整傳感設備中的傳感器連接至可以開啟或關閉單獨傳感器的電子控制系統。這可以手動執行，例如醫師僅希望聚焦於器官的一個區域時，或由圖1中的過程控制器自動執行，以聚焦於確定其中存在心律源頭的區域。一種電子開關裝置控制傳感器與電子控制系統之間連接的獨立開關，以使最大化使用實際數目的放大器通道。這些電子組件可以由傳統(有線)電極、光纖、蝕刻晶片電路設計、生物傳感器、化學傳感器、藥物傳感器、壓電傳感器、紅外傳感器、患者順從的光成像法、光極、遠程傳感器以及其他設計的不同組合體現。[0132]電子開關也可以通過時間分割來實現。可能需要感測大量位置，但是感測通道的數目可能是有限的。信號時間分割可以從更少數目的可用或物理通道記錄更大數目的感測通道。舉例來說，經常每Ims(以IkHz)對信號採樣，不過每10毫秒(ms)左右獲得的數據經常足夠用於AF或VF源頭分析。因此，這個系統可以在位置I感測3ms、在位置2和3各自感測3ms，隨後返回傳感器I以按照IOms時間點重複循環。以這種方式，可以使用30條通道感測90個位置。可以使用任何適當的配置，取決於硬體或軟體中的開關時間，和在通道之間進行開關時允許的噪聲係數。許多其他方法可以用來增加通道的有效數目，包括沿一條光纖或其他設備發送多路復用信號，或在隨機存取存儲器中存儲信號，然後使用離線分析來放大和分析每一個反饋。[0133]也可以使用處於與不同心臟平面接觸的傳感器的組合增加所感測位置的數目。舉例來說，心臟的心內膜(內)表面上的電極可以由心外膜(外)表面上的電極和可能由心臟肌肉本身中的那些電極(經植入的電極)補充，以增加總體空間解析度。在壁薄並且其中心外膜和心內膜電極可以靶向類似區域的心房中，這特別具有價值。在心室中或在心房的厚壁區域中，不同的平面可以提供不同的信息。[0134]在某些優選的實施例中，可以使用例如在心律紊亂期間在器官內被依次移動的一個或多個傳感器(探頭)執行感測。當使用單個探頭時，來自每個位置的信號相對於計時信號基準對齊。當節律在心臟內相對規則(例如局灶房性心動過速或心房撲動的『單純性』紊舌L)時，這種方法易於應用。然而，如果節律在心臟內是不規則的，例如AF或VF的複雜節律，那麼這種方法也可以用作為近似引導。這具有需要更少傳感器的優點，並且如果源頭在空間上顯示一些穩定性，那麼它將發揮作用。舉例來說，儘管AF是不規則的，但是激動在定位的源頭，例如在某些位置，例如靠近肺靜脈處可能是規則的。[0135]現在對具有兩個傳感器(例如臨床四極導管的兩個雙極)的移動探頭展示一個在多個位置使用依序感測的特別有用的實施例，不過如果可用，可以應用更多的傳感器。在每個位置，將一個傳感器視為參考，並且成功循環(搏動)的開始時間是基準。在第二傳感器處激動時間的差異用來指示相對計時。現在移動探頭，使得一個傳感器覆蓋先前感測過的位置。第二傳感器現在感測一個新位置並且可以記錄此處多個搏動的相對計時開始。對感興趣的整個區域重複這個過程。因為這個過程在位置之間的相對計時方面引入穩定性，故可以使用在每個位置觀察到的搏動至搏動計時變化隨機地再引入變化性。[0136]一種替代方法是與來自這種節律(包括AF或VF)的資料庫中的存儲數據相比，使用腔室內的心率和/或組織化梯度。在感測依序位置後，將兩個腔室中的激動率與存儲的模式比較，這些存儲的模式描述在不同源頭(轉子或局灶性搏動)和周圍部位處的這種關係。一種誤差最小化方法(例如最小平方誤差法)可以用來估計源頭位置。基於與存儲模式子集的類似性和使用算法、啟發法、模糊邏輯或其他模式識別方案，可以自適應地修正估計值。這個過程可以迭代地重複。對於空間一致性源頭，第二和隨後迭代將向原始估計值增加精度，並且可以集中在最接近估計源頭的位置。[0137]遞送治療療法可以是傳感設備的另一個特徵，這個特徵將稍後在此詳細描述。模式2.計算心律紊亂的病因[0138]分析中的第一步驟是使用如圖5中參考數字400-460所示的查詢表，確定信號類型。該步驟確定這個信號是否發出自心臟(心)、腦、呼吸系統、胃腸道、泌尿生殖系統等。如果是心臟的，那麼這個信號可以是表面ECG、心內的、超聲心動的或其他的信號。如果是心內的，那麼這個信號進一步劃分為動作電位(單相動作電位，MAP)、雙極電描記圖、單極電描記圖或其他。這些信號中的一些提供高質量信息(例如，心臟中的單相動作電位記錄)，而其他信號則不是這樣。應當指出，在此使用MAP(大寫字母)是指單相動作電位，它與小寫字母術語「map」、「mapping」、「mapped」以及其變體形成對比，這些小寫字母術語都是指心臟的不同方面的製圖學或拓撲學。在這位患者中在允許源頭定位的不同時間和其他計算步驟中，更低質量的信號更可能需要預處理、過濾、平均化、與資料庫中的存儲信號比較。[0139]圖6中，在步驟800-840之間剖析信號以鑑定其在查詢表(來自圖5)中的類型。這包括分配激動開始(參考數字810)和結束(參考數字805)、以及搏動之間的間隔(舒張間期)，其中該間隔取決於圖5中查詢表中所示的信號類型。該查詢表可以是一份全面的生物信號清單(參考數字815-825中鑑定的資料庫)，具有每一組分的不同生理作用的數據以達成計算目的。組分可以隨心率變化並且可以從搏動至搏動波動。每一個信號組分都可能反映正常或異常生理學的一個不同方面，並且因此指示可能產生節律紊亂的可能性。實例不意在限制查詢表的範圍，這個查詢表可以包括來自其他肌肉(例如骨骼肌、膀胱以及胃腸道)、腦以及神經系統的信號。[0140]分析中的下一個步驟是對每個感測的位置界定待分析的生理信號(參考數字830)。目標是生成的信號最好地代表心律紊亂時在每個位置出現的實際生理激動和恢復。當記錄的信號是『清晰的』(具有高信噪比)時，這將是生理信號。如果信號嘈雜，那麼可能需要過濾、降噪以及其他方案以揭露生理信號。為了分析心房節律紊亂，生理信號最好在心室激動之間(R-R間隔中)記錄，如果使用減緩心室心率的藥物或通過用此類設備在患者中降低起搏器心率來降低心臟搏動(R-R間隔延長)，那麼可以促進這種記錄。[0141]下一步是在所有感測的位置重複上述過程(參考數字840)以畫出一條涵蓋以時間增量的激動開始時間的線，從而畫出一系列輪廓線。也就是說，第一輪廓可以是對於從Oms至9ms激動的所有點,第二是對於從IOms至19ms的點，等等。以此方式，激動輪廓(又稱為『等時線』)可以用於界定在心律紊亂期間激動完成旋轉(即，折返迴路，或『轉子』)所圍繞或激動從其中散發(『局灶性搏動』源頭)的空間點(參見圖8和其他圖)。在心律紊亂(例如AF)期間等時線的其他實例顯示於圖13A、14A、15A中。參考數字830指示從這些數據確定源頭。[0142]圖7中，小圖600-670顯示一個特別有用的實施例，這個實施例用於使用補償因嘈雜或低質量數據所致限制的計算方法構建生理信號。首先，確定對每一個信號類型的心率的響應(小圖600、620、640中所示的單相動作電位，MAP)。通過在處於節律紊亂時或在不處於節律紊亂時以變化的心率感測信號來執行這一點(例如通過起搏，參見模式6)。信號時程對心率的響應(針對MAP展示)在小圖610、630、650中顯示，並且顯示，MAP在遞增的心率(即，當舒張間期縮短)下縮短。應當指出，當患者處於和不處於心律紊亂時，針對相同心率集合的響應可以變化。圖8中，小圖700至740顯示這一點。一旦AF開始，小圖700中藉助遞送單個額外搏動所致的起搏導致重構曲線圖710。然而，在若干分鐘後，這條重構曲線如小圖720-740中所示那樣變化。[0143]在本發明中體現的一種方法是通過在每一激動時間開始時插入生理模式產生『雜交』信號(例如圖7，小圖660-670)。該生理模式可以通過平均化隨時間推移記錄的信號(以代數方式，從中位搏動平均法或其他方法)，平均化相鄰位置處、來自不同位置的單相動作電位中的信號(空間平均化)(小圖660-670)，通過過濾頻率或時間-頻域中存在的單極或雙極信號，或通過使用來自資料庫的存儲模式(例如圖1，160)而獲得。當使用存儲的信號時，可以使用心率-響應(重構)行為對於心率調整特性，包括這些生理模式的時程。存儲的信號可以從這位患者、具有類似特徵或另一種存儲關係的另一位患者獲得。這些過程可以應用於單獨激動，或應用於整個信號。[0144]該方法產生在每個位置的活動隨時間推移的生理圖示，這種生理圖示可能在最小侵入性手術期間，在患者的搏動心臟中難以用其他方式獲得。它具有在心律紊亂之外的應用。舉例來說，所述生理模式可以是細胞離子功能的模型。這種模型使這些離子電流在每個傳感器處的功能能夠成為建模細胞，這些細胞對每個觀察到的激動計時，用於研究這位患者正在搏動的心臟內的鈣流、鉀電流或其他過程的動力學。通過另一個實例，該生理模式可以是藥理學配體的模型，允許研究正在搏動的心臟對特定藥理藥劑的行為。在胃腸道中，可以針對每個蠕動性『搏動』研究細胞激素釋放模型。在腦中，分散腦波的神經遞質或內啡肽釋放的已知動力學(非侵入性，經頭皮腦電圖，或侵入性，如手術)可以有助於理解和治療不同病狀。例如使用本發明治療癲癇症病狀是本發明的一個實施例。本發明還包括一種用於確定藥理藥劑或生物有效藥劑對身體的影響的方法，它是通過使正在搏動的心臟的行為或另一個身體部分的節律與該藥劑在身體上的釋放、結合能力或結合率、或其他作用相關。[0145]然後從多個位置處的生理信號中的激動順序中確定激動跡線。這種分析的最簡單形式是將每個位置處的激動按時間依次排序。在其他實施例中，分析可以使用頻域方法、時域方法或空間-相位方法鑑定和定位節律紊亂的病因。頻域方法包括希爾伯特變換法或小波變換法或相位延遲法。空間相位法包括分析在某個位置顯示激動的部位之間的空間相互關係，以界定激動跡線。[0146]關於相位空間方法，一項熟知的技術在每個電極和在每個時間點將相位φ分配給信號。在轉子頂端的確切位置的相位是未界定的，並且加總相鄰電極的相位導致2π的「相位跳躍」。因此，轉子位置與相位奇點相對應。在數學上，可以通過將在封閉曲線上的線積分評價為#￥-*di=±2ir來找到這些相位奇點，其中線積分在圍繞相位奇點的路徑I上取得。由於來自電極的信號是單一可觀察的，故確定相位需要特別小心。可以取決於電極信號的質量採用若干不同的方法。[0147]如果來自電極的信號嘈雜和/或具有小的振幅，將使用第一相位空間方法。在這種情況下，將確定每個電極的激動時間，隨後進行波前動力學的新分析。作為第一步驟，可以使用雙線性插值方案增加探頭的空間解析度和它們的激動時間，該雙線性插值方案使用跨越表面所產生的細規則網格來插入激動。在含有激動、恢復以及舒張間期信息的高質量生理信號中，這為修正網格的每個點產生時間蹤跡V(t)。[0148]由於動作電位的形狀可以在搏動之間穩定，因此該方法接下來界定從膜電位V至相位φ的映射。這種映射將φ的獨特值分配給每個值V，使得相位變量的最大值和最小值相差2π。這種映射的詳細形式是任意的，並且相位使用φ=2π(F-0.5)計算。相位變量的相應時間蹤跡導致瞬時構建信號和其相位，如在圖8(例如小圖710-730)中那樣。[0149]一旦構建相位圖，對於每個時間，這種方法將計算由形成一個方塊的網格間距分開的全部四個細規則網格點的相位總和(拓撲電荷法)。不等於零的結果表示存在相位奇點和轉子。將進一步通過追蹤波前輔助該分析。將使用規則細網格，通過確定V在何處並在何時橫過具有正導數dv/dt的閾值，計算這些波前的位置。沿細規則網格的X方向和y方向執行該計算並且在網格點之間使用線性插值法，將產生一組位于波前上的點。[0150]然後通過連接這些點構建該波前。將對相位進行其中追蹤等相線的類似分析。然後構建二維視覺圖示，該圖示使用灰階或色階、代表波前的線、代表類似相位的線(等相線)以及定位相位奇點的符號將膜電位值對於每個時間點作圖。該視覺輔助將大大有益於執業者解讀本發明的過程和系統的結果。注意表示波前的線與等相線的相交表示相位奇點。相位奇點指示核心區域，並且因此可以用來定位轉子。[0151]相位變換能夠證明AF中的局灶性搏動一典型地作為從定位區域散發的離心源頭。局灶性搏動的特徵在於滿足以下3個標準的位置:1)它的激動時間早於周圍位置的激動時間；2)該區域先前在指定時段是不活動的(在舒張期)；3)激動的隨後擴展從核心區域徑向散發。識別這3個標準，本發明自動地找到這些源頭。這種算法首先將確定先於它們的四個最近或四個次最近相鄰位置表現激動時間的位置，並且將這些位置標註為潛在局灶性源頭。接下來，它在潛在局灶性源頭周圍的位置確定激動時間。如果這些位置的激動時間早於它們周圍的電極，那麼潛在局灶性源頭得到證實並且因此標註。使用如上所述的我們的作圖技術，將這些部位作圖，大大輔助執業者定位和解讀這些源頭。[0152]圖9顯示直接相位分配。小圖710展示在心律紊亂期間心臟中一個空間點處兩次連續心臟激動循環(搏動)。每一次搏動都具有開始(早期相或去極化)、中間以及結束(晚期相或復極化)。因此，早期相可以用於界定激動開始時間，並且晚期相界定激動結束時間(小圖720)。小圖730展示該方法怎樣可以用於在小圖730中對小圖710中相同兩次搏動作為相未的函數重新作圖。這種過程然後可以在多個空間點重複。心臟中激動完成整個相循環(SP，0°-360°)所圍繞著的這些點因此可以被鑑定為心律紊亂的折返迴路或『轉子』源頭的核心(奇點)。[0153]可替代地，可以使用頻域方法。可以對心律紊亂期間的生理信號使用幾種方法，這種生理信號可以是記錄的信號或在過濾、降噪以及上述其他策略後衍生的信號。[0154]此類方法之一是希爾伯特變換法。希爾伯特變換法將信號的負頻率相位移位η/2並且將正頻率相位移位-η/2。在該方法中，通過針對電壓的希爾伯特變換對電壓作圖，實現信號的相位f的確定。這個特別有用的實施例應用去趨勢算法來設定在激動時間的電壓(最大dV/dt)至零。希爾伯特變換法用來構建去趨勢信號的相平面。跨細規則網格插入全部位置處的希爾伯特變換，該細規則網格橫跨生物學表面產生。然後從電壓對其希爾伯特變換的狀態-空間圖計算相位。再次，相位的空間分布將用上述拓撲電荷技術分析，以定位與相位奇點(波前末尾)相關的相位奇點，例如在折返波尖部。使用如上所述的相同技術構建激動波前，同時還將追蹤零相位的等值線。圖12中顯示本發明方法在人類心房中的一個實例，元件1030和1040顯示左心房中使用頻域方法計算的轉子。[0155]另一種有用的方法使用延時嵌入技術來確定信號的相位。該技術由將V(t+τ)-ν*對V(t)_V*對固定的延時τ和結束V*作圖組成，生成相位φ對於每個時間點和每個位置的值。在實踐中，延時和結束將由執業者在使用τ和V*的不同值就若干位置檢查這些圖後確定。最佳值導致不相交(這將導致這個相位的非獨特值)並且環繞原點(確保最小相位與最大相位相差2π)的軌線。跨細規則網格插入該信號和相位這兩者，該細規則網格跨生物學表面產生。然後將對生成的相位圖檢查相位奇點，並且將如上所述追蹤波前。[0156]用來確定信號相位的又另一種有用方法是小波變換法。這種小波的確切形式是可變的，並且一個實例包括哈爾小波。將對每個位置計算小波變換。小波允許我們以多個頻率解析度觀察信號。這將使我們能夠在特定頻率(或頻帶)過濾不想要的噪聲。在該方法中，通過針對電壓的相移小波變換對電壓作圖實現相位變換。一旦已經計算出相位f，該方法將如前文那樣繼續進行，包括通過雙線性插值法修正網格、找到相位奇點以及追蹤波前。[0157]其他信息，例如在節律紊亂期間快心率部位的器官內的位置、由更不規則部位包圍的非常規則的部位的存在、如與變化信號配置相反的連續信號的穩定搏動至搏動配置(形狀)的存在、鄰近於已知與具體節律紊亂相關的解剖特徵(例如AF中的肺靜脈、VF中的希氏-浦肯野系統)或其組合也可以輔助鑑定和定位源頭。[0158]可以生成若干類型的激動跡線，產生不同類型的節律紊亂病因的相應可辨別的籤名模式。一種其中激動順序在中央『核心』區域周圍轉動的激動跡線稱作轉子。一種從核心區域徑向散發的激動跡線稱作局灶性搏動(或反覆局灶性激動或搏動部位)。另一個激動跡線類型是其中沒有清晰鑑定所定位源頭的分散模式。在特別有用的實施例中，在這類情況下，將信號感測在額外的位置或額外的時段重複。心律紊亂病因的定位基於核心區域和來自該區域的額外激動的定位。一些實施方案直接鑑定核心區域。舉例來說，希爾伯特變換法和直接相位分配法(圖9)將核心區域鑑定為具有分析橫斷面的真實部分和想像部分的部位。相反，本發明的直接順序排序方法以視覺方式或分析方式指示核心區域。[0159]圖10中，操作1400-1495描述了鑑定、定位以及選擇一個或多個病因的過程，這些病因最有可能指示節律紊亂的主要病因。在一個特別希望的實施例中，構建了節律紊亂源頭的概率圖1480。這指示每個感測的位置相對於其他感測的位置容納節律紊亂病因的可能性。將更高的相對可能性分配給其中核心區域維持更長時段(或，更多旋轉或搏動)、其中激動速率更快、其中激動率更有組織、以1:1方式激動周圍組織(因此，存在電描記圖連接)以及激動相位中更大的組織區域(並且因此具有大空間常數)的部位，當鑑定到更少同時存在的源頭時，分配給位於具有高度節律紊亂可能性的已知區域(例如人類AF中的肺靜脈)附近的源頭，分配給隨時間推移而遷移更小的源頭，並且分配給與局灶性搏動類型源頭對比的轉子。在一個特別有用的實施例中，與資料庫中的存儲實例比較後，分配概率；該比較可以採取逐步多變量比較的形式。在有限情況下，根據定義，作為單個電轉子並且直接激動整個器官的空間固定源頭是這種心律紊亂的主要病因。[0160]如以下圖24A-28A中所述，複雜生物節律或心律紊亂(例如AF)的源頭或病因可以定位，然而隨著時間推移在空間上受約束的形狀(例如激動跡線)內遷移。如圖28A中進一步所示，心律紊亂的源頭可以由在空間上受約束的形狀內遷移的定位脈衝發生器(小圖A)、在空間上受約束的形狀內產生多次激發波的固定的定位脈衝發生器(小圖B)以及在空間上受約束的形狀內產生多次激發波的至少一個遷移折返性脈衝發生器(小圖C)引起。[0161]也存在激動跡線的代用物。這些代用物是由本發明使用來自更少位置的數據、更不長或更不詳細的記錄、或使用來自其他資源(例如ECG而非來自心臟內)的信息所提供的逼近鑑定和定位的數據。因此，與直接測量激動跡線的分析相比，代用物能夠使用減少數目的傳感器位置逼近激動跡線。獨立或組合使用的這些代用物包括在節律紊亂期間快心率部位、存在由更不規則部位包圍的非常規則的部位、如與變化信號配置相反的連續信號的穩定搏動至搏動配置(形狀)的存在、其中振幅特別低的信號、因為每個激動非常拖延而非常拖延的信號、鄰近於已知與具體節律紊亂相關的解剖特徵(例如AF中的肺靜脈、VF中的希氏-浦肯野系統)或其組合也可以輔助鑑定和定位源頭。[0162]代用物可以從ECG檢測，並且因此用來在患者中計劃程序或指導療法。對規律性和高心率區域的ECG的向量分析，特別是如果這個區域被更低規律性和心率的區域包圍時，指示心臟內源頭所處的位置。[0163]圖10，操作1400-1495概述了鑑定和定位源頭的方法。操作1400-1450確定是否存在足夠的傳感器解析度以鑑定病因。足夠的標準包括波前計算中不存在中斷，以及在核心區域的位置內不存在跳躍，以及不應當超過約Icm的絕對傳感器間距。這種基於以下計算:折返波的最小周長在人類心房中大於2cm並且在人類心室中更大。操作1460-1490然後使用感測數據和存儲數據的組合來計算源頭，這些源頭然後受到治療，操作1495。本發明包括廣泛使用過濾或未過濾的臨床數據、來自包括這位患者和其他患者的資料庫中的數據、或表示待分析的信號連同分析結果的計算估計值。此外，現有患者獲得的數據、信號處理方法、數值方法以及來自資料庫的存儲信號的混雜使用是本發明的過程和系統的主要優點，特別是因為在臨床電生理研究中不進行開放性心臟手術的情況下，如果並非不可能的話，可能極難獲得來自人類心房或心室的高解析度生理數據。[0164]以上所有方法都可以應用於任何複雜節律，包括VF。當然，這些方法也可以應用於「單純性」節律紊亂，例如在解剖障礙物周圍的折返或在瘢痕組織處錨定的轉子(例如心房撲動)。[0165]這些本發明過程可以在操作非常快速的軟體中實施，並且適合使用小規模組件(例如在可植入設備、移動式急救機器、腕錶大小的設備中找到的組件)以及在電生理學實驗室中找到的更大規模計算機實時以及離線分析。模式3.在資料庫中存儲關於心律源頭的數據[0166]關於節律紊亂源頭的數據可以希望地存儲在圖1的資料庫160中。這個資料庫可以用於劃分不同患者中的源頭，幫助鑑定單一患者中的源頭，或確定患者是否再具有相同或不同的源頭。資料庫160中的數據因此可以包括上述特徵，包括共同存在的源頭的數目、心率、心率隨時間推移的變化性、時程、激動直接由源頭引起的生物器官的大小(空間常數)、位置、該位置是否隨時間推移而遷移、在檢測到源頭時在心臟的多個區域內部的心率(例如在AF期間的左和右心房心率)以及每個源頭對消融術的響應。[0167]在一些實施例中，資料庫中可以存儲的額外信息包括來自以下組的一個或多個臨床因素，該組包括:性別(男性/女性)、年齡、體重、高度、存在糖尿病、血壓、心房大小、心室大小、心房或心室瘢痕的區域、左心室射血分數。[0168]在一個特別有用的實施例中，AF源頭資料庫(例如資料庫160)將基於來自額外病例的新源頭定位連續更新。將使用這個資料庫來幫助研究新患者的執業者，藉助一種將新患者與已經存儲的模式匹配的軟體專家系統進行源頭定位。[0169]通過以上變量進行匹配，將分析待存儲的源頭數據與現存數據的一致性。將僅併入符合數據完整性的嚴格標準的原始數據，其他數據將被拒絕。在確保數據完整性後，數據將添加至資料庫以改善對未來患者的定位。[0170]本發明和資料庫界面可以包括一個比較當前數據與存儲數據的專家系統。基於最近匹配或多個匹配，本發明內部的邏輯確定是否應當研究額外的心律源頭或額外的特徵，以及它們是否可以基於存儲的信息存在。這使用了針對不同存儲參數的『擬合優度』。包括這種功能性，因為在實踐中，感測位置的數目受時間約束限制，在實踐中，許多傳感器位置可以提供次優數據，因此限制了實際的感測解析度，並且因為發明人已經觀察到許多患者顯示類似的源頭位置和特徵。[0171]資料庫更新內容將是執業者從包含以上信息的中央定位的、安全型資料庫定期可獲得的。將不包括關於患者姓名、地理位置、研究日期或健康信息可攜帶性法案(HIPAA)禁止的其他條目的信息。該資料庫可以在遠程位置維護，但是通過多種手段電子地可獲得，這些手段包括有線和無線通訊、電子媒介(例如CD、DVD)以及固態存儲設備。模式4.生物節律紊亂源頭的顯示[0172]本發明包括將生物節律紊亂源頭的鑑定、定位以及以上特徵通報給執業者的方法和裝置。這包括視覺顯示手段，典型地呈計算機監視器上的圖形顯示的形式，或關於心臟解剖學顯示源頭的列印顯示，或存在源頭的位置和/或傳感器部位的基本文本行概述。[0173]也可以使用音頻顯示，這種音頻顯示將生物節律紊亂源頭的鑑定、定位以及以上特徵聲音化給執業者。在一個實施例中，這種將包括分析的結論或概述而非分析結果本身。模式5.生物節律紊亂病因的療法[0174]除了用來檢測和診斷節律紊亂病因的本發明過程和系統之外，本發明還包括治療生物節律紊亂源頭以修飾、緩解或消除該節律紊亂的設備和方法。[0175]源頭的治療可以採用任何有用的技術，包括採用射頻、冷凍能量、微波的消融術以及其他有用的技術。修飾也可以包括由心臟內部或外部設備遞送的細胞療法(例如用幹細胞)、基因療法、藥物遞送、離子化或非離子化輻射，或其他介入治療。[0176]遞送療法以消除或修飾病因。在單純性心律紊亂(例如房性心動過速或心房撲動)中，直接應用能量以消除病因。在複雜節律紊亂(例如AF)中，可以應用能量以消融(破壞)源頭，通過破壞源頭與有活力心臟腔室的剩餘部分之間的組織分離該源頭，或調節不同源頭之間的相互作用。後面形式的治療是非常新穎的並且已經由發明人在實驗中顯示是極為有效的。可以按隨機方式進行調節。[0177]在一個特別希望的實施例中，療法可以靶向所鑑定或定位的節律紊亂病因的核心區域，意在消除這個病因以治療心律紊亂。可以依次應用這種療法以鑑定、定位以及治療所述紊亂的多於一個的病因。[0178]可替代地，療法可以靶向與源頭核心區域相鄰的位置，意在將這個源頭與周圍的組織斷開。[0179]可替代地，療法可以靶向與源頭核心區域相鄰的位置，意在使源頭向其中更容易完成決定性治療的組織遷移。舉例來說，如果源頭位於其中因解剖學、組織厚度或其他因素而難以進行消融的位置，那麼對源頭的一側消融可以使它向其中因更薄組織或解剖因素更容易進行消融的位置遷移。[0180]可替代地，療法可以靶向與源頭核心區域相鄰的位置，意在防止源頭移動和因此使其區室化。[0181]可替代地，療法可以靶向與源頭核心區域相鄰的位置，意在減少可用於維持源頭的組織物質並且因此使它終止。[0182]在病因在空間上受約束的形狀內遷移的這些情況下，療法可以靶向該形狀的至少一部分，意在消除該病因以治療心律紊亂。另外或可替代地，在不可能或不希望靶向形狀本身一個或多個部分的情況下，療法還可以鄰近靶向該受約束的形狀，意在將該源頭與周圍的組織斷開。[0183]治療可以採取消融的形式，消融由心臟中、心外膜表面上的導管(圖1中的元件25)，或在此包括的多電極導管設計(例如參見圖2-4)之一上存在的電極遞送。[0184]當觀察到分散的激動跡線時，首先靶向其中源頭可能存在並難以鑑定的位置。在AF患者中，此類部位包括肺靜脈和其他胸部靜脈以及心耳。因此，首先進行肺靜脈分離，隨後如果臨床上懷疑，那麼在額外的部位進行療法。然後重複信號感測以鑑定和定位病因。[0185]在優選的特別希望的實施例中，多傳感器導管(圖2-4)包括可以遞送呈消融術形式的療法的組合件。在本實施例中，開啟在其中存在源頭的位置的傳感器以遞送消融能量，從而修飾或消除源頭。[0186]這個系統可以按空間軌跡以及在固定的位置遞送療法。在本系統中，貫穿療法不斷地分析源頭核心區域的位置。療法(例如消融能量)針對變化的位置和潛在地多個位置以約束源頭的移動。類似方法是在移動的源頭周圍構建一個消融組織的『籬笆』，從而保持它在一個位置中。這可能需要在所述組合件的所述極中的多個傳感器同時進行療法遞送(例如消融)。該過程持續進行直至節律終止或遠端源頭變成主要的。[0187]本發明非常適合在手術室中在心臟的直接暴露下手術進行的靶向療法。這可以是經最小侵入性方法或傳統開胸心臟暴露法。記錄電極、保護套、板或其他裝備的選擇由外科醫生判斷，並且不改變治療原理。[0188]可替代地，可以通過刺激(起搏)組織來應用所述修飾。對於起搏，過程控制器70調節起搏模塊50，以使用心臟中的電極20-25、身體表面上的電極30或其他地方的電極(例如來自食道的電極150)刺激心臟。電極控制器40在起搏之前、期間以及之後接收來自電極的信號。起搏用來增加心率和引入額外搏動。[0189]在替代性實施例中，本發明可以消融或刺激心臟神經以修飾或消除源頭。因此，如果源頭位於心臟神經節叢的位置，那麼對此類位置的消融或起搏可以用來修飾源頭。[0190]如果異常節律在修飾或消除源頭後終止，那麼可以嘗試使節律紊亂重新起始。在心律紊亂的情況下，這可以包括非常快速的起搏、給予異丙腎上腺素或其他介入治療。然後重複本發明的完整應用。[0191]在異常節律可能不再發起的情況下，醫師可以作出判斷以修飾可能是潛在源頭的額外區域。這種信息可以是直接從資料庫中的存儲數據可獲得的，使具有類似分類的患者與當前患者匹配。模式6.非實時回顧模式[0192]在一個重要的操作模式中，本發明可以按照非實時、離線分析方式使用。這種回顧模式可以應用於在另一個時間(例如先前的電生理研究)來自相同個體(患者)的數據、來自不同設備(例如植入型起搏器或除顫器)的數據或甚至先前失敗的消融術。這個模型可以用來回顧來自先前程序的結果，回顧來自計劃應用本發明之前的患者中的數據，或評估該患者現在是否呈現相同或不同的節律紊亂源頭。[0193]首先將信號從資料庫160中的存儲電描記圖上載至處理器控制器70。該資料庫可以是存儲關於多個患者的數據的主資料庫，或患者特異性資料庫。可以對任何信號類型實施數據存儲和檢索。存儲的信號可以衍生自另一個源頭、分類的源頭、或是計算的或虛擬的信號，例如來自聖猶達醫療公司的Ensite3000或NavX或者博斯微公司的Carto。信號也可以衍生自一位不同的個體，這位個體向資料庫查詢具有類似人口統計學和心律紊亂的患者。[0194]在一個分開的非實時模式中，患者沒有心律紊亂時所獲得的數據可以由本發明使用來鑑定和定位的節律紊亂源頭。舉例來說，如果這種心律紊亂在程序時未觀察到並且不能使用常規方法起始，那麼這可能是有用的。這種模式使用腔室的生物學特性來預測當處於心律紊亂時可能存在源頭/病因的位置。此類位置包括其中動作電位時程重構的最大斜率>1的部位，其中觀察到復極化信號形狀或時程中搏動至搏動振蕩的部位，或其中傳導速度重構寬到以臨界心率指示減慢的傳導的部位。[0195]在優選的實施例中，為測量重構，需要在每個位置感測大範圍的心率的信號，如圖1元件90中所指示。這可以使用起搏實現。在這種情況下，過程控制器(圖1，元件70)調節起搏模塊50，以使用心臟中的電極20-25、身體表面上的電極30、食道中的電極150或其他地方的電極刺激心臟。心率(特別是快心率)的範圍越寬，用於重構分析的這個信號的數據範圍越全面。當起搏不是選項時，本發明將催促使用者使用其他選項增加心率或使用來自資料庫的存儲信息。[0196]在該實施例中，對圖5中所不的每一個信號組分以每個心率產生心率-響應(「重構」)曲線。舉例來說，該步驟可以計算單相動作電位(MAP)時程(從相位O至相位3的時間)怎樣隨心率(APD心率重構)變化。在圖5、6(條目600-720)中顯示心房APD重構的實例。使用起搏增加採樣心率的範圍，提供了每一個生物信號的心率響應的全面評估。[0197]圖7參考600、620、640顯示一個有用的實施例，其中由發明人在左心房420中進行人類動作電位的記錄，每條記錄提供高質量信息，包括去極化(相位O)、復極化(相位1-3)、相位2振幅以及動作電位時程(從相位O至相位3的時間間隔)。相位4指示一個搏動與下一個搏動之間的間隔。本發明可以確定多組分的心率-響應(重構)，集中於AP時程(從相位O至相位3的時間)的心率-響應和AP相位II振幅。[0198]參考400(圖5)是ECG。這包括房內組分(P波和PR間隔)和包括去極化(QRS波群)和復極化(T波)的心室組分。對於心房，使用稍後在圖7的600-650中顯示的分析，本發明記錄了P-波時程怎樣隨心率變化。對於心室，本發明記錄了QT間隔怎樣隨心率變化，作為心室APD心率-行為(重構)的一個度量。使用若干列柱技術之一對齊單獨QRS波群，這些列柱技術包括關於最大正斜率或負斜率點對齊多幅電描記圖、它們的峰值或最小化它們的均方差或基於衍生信號的度量標準的方法。類似地鑑定和對齊T-波。認為心房活動存在於介入間隔中。[0199]如果信號是單極電描記圖，還以類似方式分析它。對每個信號分析波形形狀以及時程。圖5小圖430-440指示對應地來自人類左心房430和左心室440的單極電描記圖，其中去極化和復極化共同地測量為激動-恢復間隔(單相動作電位時程的代用物)。本發明確定對於心率調整不同組分。[0200]信號也可以是雙極電描記圖(條目450、460)，並且本發明確定每一個組分的心率-響應。[0201]在一個替代性實施例中，將ECG和電描記圖數據從資料庫160上載以便按照與描述的實時操作模式類似的方式分析。來自該資料庫的數據可以來自相同或不同的患者，在任何時間和使用任何獲取系統記錄。[0202]在AF中，MAP重構可以不同於不在AF中時的MAP。圖8中，小圖700顯示起搏後AF的發起。小圖710以黑色顯示起搏期間的MAP重構。緊接AF開始(紅色點)後，APD追蹤先前衍生的MAP重構。然而，這對於持續更長的AF，可能不是真實的。小圖720、730以及740顯示了患有持續長久的AF的患者，在他們中APD重構不同於在AF之前起搏時所獲得的APD重構。[0203]因此，對於信號處理和分析來說，使用下述APD重構可能是有利的，該APD重構從此時或在以前時間處於AF的患者中獲得,或從這位患者或其他患者內的存儲APD,或從過濾或計算的數據中獲得。[0204]現在可以從這些分析預測其中源頭可能在隨後心律紊亂期間出現的位置。對於單相動作電位，其中MAPD心率-行為(重構)的最大斜率>1的部位可能緊鄰於VF或AF的病因。心律紊亂發起的高可能性的其他指標包括傳導的寬心率-響應(重構)，原因是動態傳導緩慢的此類部位可能指示其中存在心律病因的部位。[0205]能量發生器70可以被開啟以經消融電極25應用破壞性能量(射頻、冷凍消融或微波輻射)。該電極可以在心臟內由操作員手動移動(這是傳統方法)或使用機器人或計算機輔助引導遠程移動。[0206]在此描述的系統的實施可以主要基於數位訊號處理技術。然而，應當理解，本領域普通技術人員可以容易地改造數位技術用於模擬信號處理。[0207]47歲男性中AF源頭的鑑定和定位[0208]圖11中，小圖900-910顯示一位代表性患者，一位患有持續性心房纖維性顫動(AF)超過5年的47歲男性。儘管進行用胺碘酮的不同療法和其他適當療法，並且儘管先前進行過AF消融術，然而這位患者持續患有徵候性心跳過快，這需要他赴醫院急診室治療。鑑於其症狀的嚴重性，這位患者因此選擇返回電生理學實驗室以進一步評價和消融。[0209]小圖900-910顯示在開始電生理研究時，AF期間來自右和左心房的信號。可以見至lj，AF循環時間(連續激動開始時間之間的時間)相當短，在右心房中對於頭兩次循環顯示為172ms和165ms(小圖910)，並且變化，如對AF是典型的。值得注意地，在形狀方面，信號在左心房(『後左心房』)和冠狀竇(『CSP』近側冠狀竇；『CSD』遠端冠狀竇)中比在右心房(『HRA』高位右心房；『LatRA』外側右心房；『後RA』右心房後壁)中更碎裂和無組織化，如常見那樣。[0210]這些研究結果將正常地引導消融術指向左心房。在此情況下，一種典型程序將始於在肺靜脈附近消融並且證實分離，隨後在以下部位選擇額外的消融，這些部位包括:(a)碎裂的電描記圖的左心房部位，在室頂處線性消融術、在二尖瓣環處線性消融術、其他線性消融，隨後(b)右心房消融，包括碎裂部位和三尖瓣峽部。這種提出的程序將耗時約2-3個小時，其中終止AF的機率〈50%，這意味當手術完結時，將需要電復律以恢復正常節律(卡爾金斯(Calkins),布魯格達(Brugada)等人,2007)。[0211]沒有使用這種已知的方法，而是應用本發明方法和治療的一個實施例。將含有64個傳感器(電極)的導管組合件經股靜脈插入右心房中，並且跨經中隔穿刺進入患者的左心房。這些傳感器經線纜連接至AF期間用於在每個傳感器處採集信號的記錄系統。將這些信號轉換成數字形式，並且輸入電腦程式中。在每個傳感器處對2秒AF記錄激動開始時間。儘管對這位患者使用兩秒鐘，然而可以使用任何更大或更小的時段。希望地，可以使用一秒或更短時間。在一些實施例中，可以使用毫秒。在每個傳感器位置的激動開始時間按時間依次排序。使用存儲的動作電位追蹤，通過在每個傳感器的激動時間開始處插入該動作電位追蹤，來產生電圖(電壓-時間系列)。最後，使用直接相位分配技術來鑑定核心區域。激動跡線由這些激動順序與核心區域的關係直接指示一如果它們圍繞一個核心轉動，那麼檢測到電轉子並且考慮它是病因，但是如果它們從核心區域徑向散發，那麼檢測到局灶性搏動並且考慮它是病因。將結果顯示為計算機監視器上的動畫以便醫師回顧。[0212]激動跡線(圖12中的小圖1030)揭露一個電轉子作為該男性的AF的病因。在圖12小圖1000中，可以見到激動開始時間圍繞右心房中的一個核心區域按照以顏色編碼的時間從IOms(藍色)至200ms(紅色)轉動(小圖1010)。在左心房中沒有找到定位的病因(小圖1020)。小圖1040以不同形式將這個相同的轉子顯示為組織去極化(激動；紅色)和復極化(未激動，藍色)時的三幅快照。按時序觀察(從左至右)，這些快照也追蹤圍繞核心區域(轉子)轉動的激動順序。這種核心區域具有作為病因的高可能性，因為它是控制幾乎全部周圍心房的電激動的唯一源頭(大空間常數)。[0213]臨床上，令人驚訝的是，這個電轉子位於右心房中。右心房轉子部位既不顯示高光譜優勢頻率，也不顯示低振幅碎裂信號，並且正常將不被鑑定或靶向用於消融。[0214]消融直接在右心房中的轉子核心處(小圖1050)，在圖12小圖1060中的紅點所指示的部位開始。值得注意地，AF在能量遞送的30秒內減慢至227ms循環時間。在緊鄰部位(由圖10小圖1050中的白點指示)處的隨後消融進一步減慢AF直至它在消融後的6分鐘內終止成竇性節律，如圖13中所示。在圖13小圖1100至1120中，可以見到AF停止(小圖1110)，隨後恢復正常竇性節律(小圖1120)。在此時，AF不能使用典型的快速起搏技術重新起始，如圖14中所示，其中小圖1210顯示用心房捕獲的快速起搏，小圖1220顯示無AF誘導並且小圖1230顯示起搏結束後的竇性節律。[0215]與現有技術水平相比，這種結果是範式轉換的，其中AF減慢典型地在廣泛和憑經驗應用(用於30%-40%的心房)的長消融術後出現，然而持續性AF終止仍是不常見的。相反，本發明通過對小於約2%-3%心房進行消融來急性減慢並急性終止AF。僅在先驗地鑑定到持續性AF的一個部位進行消融，並且立即見到減慢，並且不知道先前進行過AF終止。AF源頭的鑑定和定位的其他實例[0216]給予一位77歲男性心房纖維性顫動(AF)消融術。儘管服用多種抗心律失常藥物、左心房略微擴大(直徑45mm)以及正常左心室射血分數(58%)，然而他的病史仍因陣發性AF而引人注目。在侵入性電生理學研究中，將導管如所述插入心房中。本發明應用於多個傳感器。圖15中，小圖900顯示心律紊亂(例如AF)中激動的相圖。這些小圖(從左至右)指示了圍繞空間點的激動的90°、180°、270°以及360°相，即，在左下肺靜脈附近的該空間點的定位的源頭(電轉子)。從左至右的小圖的檢查(以時間遞進)顯示，更暖顏色(紅色)的去極化(激動)組織圍繞左下肺靜脈內側唇上的核心區域順時針轉動(參見如黑色時漏那樣的外形)。在這個部位的消融急性終止AF。[0217]給予一位患有持續性AF的40歲男性患者消融術。這種AF耐受氟卡尼和其他抗心律失常藥物，他的左心房直徑是52mm並且左心室射血分數是69%。在侵入性電生理學研究中，將導管如上所述插入心房中。本發明應用於多個傳感器。圖15中，小圖910顯示左心房後壁中呈電轉子形式的定位的源頭。再次，從左至右觀察小圖顯示，激動的(去極化的)組織圍繞肺靜脈之間左心房後壁上的核心區域逆時針轉動。在這個部位消融後，患者保持沒有AF。[0218]給予一位患有陣發性AF並伴有明顯症狀的56歲患者消融術。儘管服用若干種抗心律失常藥物，AF仍持續。他的左心房輕度擴大。在侵入性電生理學研究中，將導管如上所述插入心房中。本發明應用於多個傳感器。圖16中，小圖1610顯示左心房中肺靜脈之間定位的源頭的輸出，雖然這個定位的源頭不位於這些靜脈中。源頭是反覆性的(小圖1620)。在小圖1630中，激動跡線顯示激動從這個部位徑向散發。在小圖1640中，觀察到左心房激動是顫動性的(無組織化)。將消融術應用於這個局灶性搏動病因，並且AF立即終止。在提交時，這位患者已經完全沒有AF若干個月。這種結果是範式轉換的，因為這位患者中環繞肺靜脈的正常消融破壞作用已經遺漏了該源頭。因此，如果使用治療AF的現有已知技術，那麼這位患者將可能已經是消融術後已經復發的患者。[0219]參考文獻阿布魯.菲力歐，C.A.C.，L.A.F.裡斯本等人(2005)，「使用端冷射頻消融術的Maze程序在永久性心房纖維性顫動和風溼性二尖瓣病的患者中的有效性」通3U12(9增刊):1-20-25(AbreuFilho,C.A.C.,L.A.F.Lisboa,etal.(2005)."EffectivenessoftheMazeProcedureUsingCooled—TipRadiofrequencyAblationinPatientswithPermanentAtrialFibrillationandRheumaticMitralValveDisease."Circulationll2(9suppl):1-20-25)。艾勒西，M.A.，J.奧斯瑪等人(2002)，「心房纖維性顫動期間的電重塑、收縮重塑以及結構重塑」心血管研究54(2):230-246(Allessie，M.A.，J.Ausma，etal.(2002).^Electrica1，ContractileandStructuralRemodelingduringAtrialFibrillation.^CardiovascRes54(2):230-246)。貝迪，G.Η.，K.L.李等人(2005)，「用於充血性心力衰竭的胺碘酮或植入型心臟復律-除顫器」新英格$醫學雜誌352(3):225-237(Bardy,G.H.,K.LLee,etal.(2005)."AmiodaroneoranImplantableCardioverter-DefibriIlatorforCongestiveHeartFailure."NEnglJMed352(3):225-237)。卡爾金斯，H.，J.布魯格達等人(2007)，「HRS/EHRA/ECAS專家關於心房纖維性顫動導管和外科消融術的共識聲明:人員、政策、程序以及隨訪的推薦，心律協會(HRS)心房纖維性顫動導管和外科消融術工作組報告-歐洲心律學會(EHRA);歐洲心律失常學會(ECAS)；美國心臟病學會(ACC);美國心臟協會(AHA):胸外科醫師學會(STS)」心律4(6):816-61(Calkins,H.,J.Brugadajetal.(2007)."HRS/EHRA/ECASexpertConsensusStatementoncatheterandsurgicalablationofatrialfibrillation:recommendationsforpersonnel,policy,proceduresandfollow-up.AreportoftheHeartRhythmSociety(HRS)TaskForceoncatheterandsurgicalablationofatrialfibrillation.EuropeanHeartRhythmAssociation(EHRA);EuropeanCardiacArrhythmiaSociety(ECAS);AmericanCollegeofCardiology(ACC);AmericanHeartAssociation(AHA);SocietyofThoracicSurgeons(STS)."HeartRhythm4(6):816-61)。卡帕託，R.，H.卡爾金斯等人(2005)，「關於人類心房纖維性顫動導管消融術的方法、功效以及安全件的全世界調杳」循環111(9):1100-1105(Cappato,R.，H.Calkins,etal.(2005).^WorldwideSurveyontheMethods,Efficacy,andSafetyofCatheterAblationforHumanAtrialFibrillation.〃Circulationlll(9):1100-1105)。卡帕託，R.,H.卡爾金斯等人(2009)，「心房纖維性顫動導管消融術中致命後果的發生率和病閔」美國心腫病學會雜誌53(19):1798-803(Cappato,R.，H.Calkins,etal.(2009).^Prevalenceandcausesoffataloutcomeincatheterablationofatrialfibrillation."TAmCollCardiol53(19):1798-803)。琪瑪，A.，C.R.瓦薩雷迪等人(2006)「心房纖維性顫動導管消融術的長期單一手術功效」國際心賍電牛.理學雜誌15(3):145-155(Cheema,A.，C.R.Vasamreddyjetal.(2006).^Long-termsingleprocedureefficacyofcatheterablationofatrialfibrillation〃JIntervCardElectrophysiol15(3):145-155)。考克斯，J.L.(2004)「心率失常的心臟外科手術」心血管電牛理學雜誌15:250-262(Cox,J.L.(2004).〃CardiacSurgeryforArrhythmias.〃J.CardiovascElectrophysiol.15:250-262)。考克斯，J.L.(2005)，「圍繞心房纖維性顫動介入性外科治療的核心爭論」胸心血管外科雜誌129(I):1~4(Cox,J.L.(2005)."Thecentralcontroversysurroundingtheinterventional-surgicaltreatmentofatrialfibrillation."J.Thorac.Cardiovasc.Surg.129(1):l-4)0埃利斯，E.R.，S.D.卡勒等人(2009)，「保健醫療受益人中心房纖維性顫動導管消融術使用和併發症趨勢」心律6(9):1267-73(EllisjE.R.,S.D.Culler,etal.(2009)."TrendsinutilizationandcomplicationsofcatheterablationforatrialfibrillationinMedicarebeneficiaries."HeartRhythm6(9):1267-73)。格斯普，R.，R.F.博斯等人(1997)，「慢性犬模型中作為心動過速誘導的持久心房纖維件顫動某礎的功能件機制」循環96(11):4027-4035(Gaspo，R.，R.F.Bosch，etal.(1997)."FunctionalMechanismsUnderlyingTachycardia-1nducedSustainedAtrialFibrillationinaChronicDogModel.〃Circulation96(11):4027_4035)o卡裡法，J.，K.塔那卡等人(2006)，「心房纖維性顫動期間在分離的羊心臟的左心房後壁中在高頻激發邊界處的波碎裂機制」MSU13(5):626-633(Kalifa，J.，K.Tanaka,etal.(2006)."MechanismsofWaveFractionationatBoundariesofHigh-FrequencyExcitationinthePosteriorLeftAtriumoftheIsolatedSheepHeartDuringAtrialFibrillation."Circulation!13(5):626-633)。克內希特，S.,F.薩赫等人(2009)，「特發性心室纖維性顫動消融術的長期隨訪:一頂多中心研究」美國心臟病學會雜誌54(6):552-528(Knecht,S.，F.Sacherjetal.(2009)."LongTermFollow-UpofIdiopathicVentricularFibrillationAblation:AMulticenterStudy.〃JAmCollCardiol54(6):552-528)。梅西，S.，E.唐納等人(2007)，「患肌病的人類心臟中的心室纖維性顫動:來自體內全面心內膜和心外膜標測的機制性深刻理解」美國生理學雜誌:心臟與循環生理學292(6):H2589_97(Masse,S.,E.Downarjetal.(2007)."Ventricularfibrillationinmyopathichumanhearts!mechanisticinsightsfrominvivoglobalendocardialandepicardialmapping."AmJPhysiolHeartCircPhysiol292(6):H2589_97)。邁爾伯格，R.J.和A.卡思特拉諾斯(2006)，「心搏驟停的流行病學和人口統計學新發範式」心律3(2):235-239(Myerburg,R.J.andA.Castellanos(2006)."Emergingparadigmsoftheepidemiologyanddemographicsofsuddencardiacarrest."HeartRhythm3(2):235-239)。納迪曼尼，κ.,J.麥肯齊等人(2004a)，「心房纖維性顫動導管消融術的新方法:電生理某質的標測」美國心腫病學會雜誌43(11):2044-2053(Nademanee,K.，J.McKenzie,etal.(2004a).newapproachforcatheterablationofatrialfibrillation:mappingoftheelectrophysio1gicsubstrate.〃J.Am.Coll.Cardiol.43(11):2044-2053)。納拉揚，S.M.，D.E.克魯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操作135A，從所選擇通道的信號中的多個鑑定的搏動中選擇一個鑑定的搏動。在操作140A，作出以下決定:選擇的搏動是否包括可以代表激動開始(例如，屈折)的多個組分，可以選擇這些組分之一作為所選擇搏動的激動開始。如果在操作140A處確定，選擇的搏動具有多個組分，那麼在操作145A，將選擇的搏動標記為「B類」搏動並且結合所選擇搏動的組分，選擇激動開始。B類搏動是這樣一種搏動，其中與「A類」搏動相反，不能以高度置信確定激動開始，「A類」搏動典型地在低噪聲的環境下是單相的(S卩，其中不討論激動開始的非複雜搏動)，並且因此將其視為具有高度置信的搏動。[0224]基於以下選擇標準中的至少一項選擇激動開始:所選擇搏動的最大dV/dt;搏動對模板的模板匹配(自動選擇或基於患者類型和在心臟內的位置從資料庫選擇，或由使用者交互地選擇)；所選擇搏動的振幅；所選擇搏動中的組分與相鄰通道上相應搏動的組分的比較；和/或另外的一項或多項選擇標準。此後，這種方法在下文所述的操作150A處繼續。可替代地，如果在操作140A處確定，選擇的搏動沒有可以代表激動開始的多種組分(例如，如上定義的A類搏動(典型地，是低噪聲區域內的單相搏動)，那麼選擇一個激動開始，並且該方法還在如下所述的操作150A處繼續。[0225]在操作150A，就基於選擇的激動開始所選擇的搏動的循環時間是否可接受作出決定。從選擇的激動開始中延伸的可接受循環時間定義為從最小值(心率相關性動作電位時程，APD)至最大值(界定的循環時間，CL)的範圍。舉例來說，在圖6A中，屈折608A不是可接受的，因為它們落在以這種激動開始(由606A描述)為始點的最小心率相關性APD範圍內。最大CL是從選擇的激動開始至下一個搏動的時間量值。從發明人的觀察結果中，最小心率相關性APD可以在從90至400ms範圍內。最大CL也可以在從約90ms至400ms範圍內。如果在操作150A處確定，循環時間是可接受的，那麼將選擇的搏動在操作153處標記為「A類」搏動。[0226]然而，如果在操作150A確定循環時間不是可接受的，那麼在操作156AU58A處，將所選擇的搏動的組分(屈折)對預定的迭代數(例如，2次迭代)進行迭代，直至在操作150A確定從所選擇的組分的激動開始延伸的循環時間是可接受的。典型地不修飾被視為「A類」(來自操作140A)的搏動，即，不通過這些操作改變它們的激動開始。此後，在操作160A，從選擇的信號中選出下一個搏動，並且對選擇的搏動重複操作135A-160A，直至沒有搏動留在選擇的信號上(或對於預定數目檢查的搏動)。[0227]在操作165A，就「A類」搏動是否構成預定百分比的搏動總數或在所選擇的通道的信號中檢查的搏動數作出決定。可以選擇預定的百分比是總搏動或檢查的搏動的75%。應當指出可以使用其他預定的百分比。如果在操作165A處確定存在足夠數目的A類搏動，那麼在操作170A，將選擇的通道劃歸為高置信通道。可替代地，如果在操作165A處確定不存在足夠數目的A類搏動，那麼在操作175A，將選擇的通道劃歸為低置信通道。該方法在操作180A繼續，其中從多條通道選擇下一條通道，並且對這條選擇的通道重複操作100A-175A，直至已經根據圖1A中所示的示例方法劃分多條通道。[0228]圖2A顯示一種示例方法的流程圖，這種方法修改或更新在通道上接收的信號中具有某種質量的搏動的所選擇的激動開始。確切地說，圖2A的方法對多條通道的B類搏動進行迭代以潛在地修改或更新所選擇的激動開始。因此，這種方法始於操作200A，其中選擇一條通道並且在選擇的通道中選擇B類搏動。一旦在選擇的通道上處理B類搏動，選擇具有B類搏動的下一條通道，直至處理多條通道的B類搏動(排除在圖1A的操作130A中標註為不可解讀的通道)。[0229]在操作210A，就鄰接於選擇的通道的通道中是否存在與選擇的B類搏動相對應的A類搏動(例如，在B類搏動的預定時間內)作出決定。如果在操作210A，確定在相鄰通道的信號中存在相應的A類搏動，那麼該方法用操作220A-240A繼續進行。可替代地，如果在操作210A，確定在相鄰通道的信號中不存在相應的A類搏動，那麼這種方法在操作250A處繼續，如以下描述。[0230]在操作220A，使用相對應(附近)A類搏動的激動開始計算向量，以在選擇的B類搏動上引導激動開始的選擇。在操作230A，基於至少一個特性修正計算的向量。計算的向量由圍繞感興趣的通道的通道位置界定。如圖5A中所示，對這些通道的每一條中所考慮的搏動界定激動開始。這些激動開始用來界定如圖7A中所示的一組似然向量(已知每一條通道的空間位置)。基於這些周圍通道位置的向量將允許對這個搏動的感興趣的通道確定最佳激動開始時間(例如，圖7A、11A、13A-15A)。也可以基於所選擇的搏動的形狀或極性變化，或來自這個部位的激動呈旋轉性(即，轉子)還是放射狀(即，局灶性搏動)(這兩者均在選擇的B類搏動給出零向量)，和/或一種或多種其他特性修正該向量。顯然，該向量可以從搏動至搏動(循環至循環)變化。[0231]在操作240A，對選擇的B類搏動界定時間間隔(即，接受窗)。這個時間間隔指示所選擇的B類搏動的最早可容許開始(相對於先前搏動)和所選擇的B類搏動的最遲可容許開始(基於至少一個特性)。所考慮或使用的特性包括該向量、APD重構、傳導速度(CV)重構、舒張間期(DI)、纖維角度、一個或多個解剖因素以及一個或多個額外特性。確切地說，發明人已經在不同的患者類型中以不同心率在不同心房區域記錄傳導速度量值；這些傳導速度動力學可以用來確定提出的信號屈折是否出現得過早或過晚，從而不能沿計算的向量傳導。類似地，基於多個心房位置處的纖維角度取向以及解剖因素(例如多個區域(例如界嵴)顯示傳導阻滯的已知傾向性)，發明人已經記錄動作電位時程心率動力學的量值。[0232]在一個實施例中，可以根據與患者(例如，這位患者具有高齡還是非常大的心房，兩者均預測更慢的傳導)或信號(例如，這種信號是相對單純的還是更複雜)相關的又一項標準，經專家系統245A從特性庫中提供這些特性。在專家系統245A中考慮的參數包括年齡、性別、AF是陣發性還是持續性、血壓、心房體積、左心室射血分數、存在糖尿病以及一項或多項其他標準。以下更詳細地描述DI界定接受窗的用途。[0233]在操作250A，通過針對處於接受窗內部的B類搏動信號的所選擇組分(屈折)的激動開始進行比較，修改或更新所選擇的B類搏動的先前選擇的激動開始。在一個實施例中，可以選擇一種組分，這種組分通過選擇的B類搏動而最接近計算的向量。在另一個實施例中，可以使用專家系統255A來選擇在接受窗內的所選擇的B類搏動的組分，這種專家系統根據與患者或信號相關的又一項標準存儲信號形狀庫。舉例來說，年齡、性別以及一項或多項其他標準可以用來劃分專家系統255A中的信號形狀。因此，基於心率、位置、患者的人口統計學資料和/或一個或多個其他因素，可以對每個搏動界定接受窗。[0234]在操作260A，就選擇的通道上是否存在至少兩個A類搏動作出決定。如果在操作260A處確定，在選擇的通道上存在至少兩個A類搏動，那麼該方法在操作265A處繼續以確定這些A類搏動之間的循環時間的時間間隔(例如，通過減去A類搏動的激動開始時間)。在操作270A，沿所選擇的通道的信號連續推進所確定的時間間隔，以確定信號的屈折是否在接受窗內的這個時間間隔處存在或接近於這個時間間隔存在。在一個實施例中，這個時間間隔可以基於在所選擇的通道的信號中的連續A類搏動(如果可獲得)進行平均化(或使用中位數)。然而，如果在操作260A處確定，在選擇的通道上不存在A類搏動，那麼這個方法在操作290A處繼續。[0235]在操作280A，選擇的B類搏動的修改或更新的激動開始與確定的時間間隔的第二激動開始協調並且分配協調的激動開始。在一個實施例中，可以選擇(接受窗內)最接近於這些開始的平均數的屈折作為協調的激動開始。其他實施例可以使用最接近於這些激動時間之一的屈折(按重要性次序加權)，或來自操作145A、250A或270A的其他輸出。[0236]在操作290A，從所選擇的通道的信號中選擇下一個B類搏動，並且該方法通過操作200A-290A進行迭代用於下一個B類搏動。一旦在選擇的通道上處理B類搏動，選擇具有B類搏動的下一條通道，直至根據圖2A處理多條通道的B類搏動，排除圖1A中標註的不可解讀通道。[0237]圖3A展示一種示例方法的流程圖，該方法選擇在多條通道上接收的信號中全部搏動的終末激動開始。確切地說，圖3A的方法對多條通道(高置信通道和低置信通道，排除圖1A中標註的不可解讀通道)上的A類和B類搏動進行迭代以定下與搏動相關的激動開始。因此，該方法始於操作300，在操作300中選擇一條通道。在操作310A，在選擇的通道中選擇搏動。[0238]在操作320A，通過選擇的搏動計算向量，並且對選擇的搏動界定接受窗，分別如圖2A的操作220A和240A中所述。圖3A的操作不同於先前的操作，在於現在可以從A類搏動和B類搏動計算向量(如圖2A中修改)。目的是確保多個激動開始在全部A類搏動和B類搏動之間是一致的。可以做出激動開始的終末調整以便最小化現在出現的不一致性。在一個實施例中，一個專家系統325A可以用來提供一個或多個特性以界定接受窗，例如APD和CV重構、DI和/或其他特性。在操作330A，基於至少一個特性修正計算的向量。舉例來說，可以基於映射到心房上時的波前曲率、搏動信號形狀、已知的解剖因素，例如在界嵴處的傳導阻滯、假設的纖維角度和/或一個或多個其他特性，修正計算的向量。在一個實施例中，基於患者年齡、性別、AF為陣發性還是持續性、血壓、心房體積、左心室射血分數、存在糖尿病以及一項或多項其他標準，在專家系統335A中定量和編碼這些因素。在操作338A，對其中向量橫過所選擇的搏動的接受窗內的所選擇搏動確定激動開始。[0239]在操作340A，就以下作出決定:所選擇的搏動的先前激動開始(來自圖2A)是否約等於(例如，在預定閾值內)所選擇的搏動的當前確定的激動開始。如果在操作340A處確定，所選擇的搏動的先前激動開始是大致相等的，那麼這個方法在下文的操作370A處繼續。可替代地，如果在操作340A處確定，所選擇的搏動的先前激動開始不是大致相等的，那麼這個方法在操作350A處繼續。[0240]在操作350A，先前的激動開始與當前的激動開始協調以便獲得協調的激動開始。在一個實施例中，可以選擇(接受窗內)最接近這些激動開始的平均數的屈折作為協調的激動開始。專家系統355A可以用來提供循環時間估計值，這些估計值可以用來估計特定搏動後每個激動開始的位置，其中在此情況下假設信號在這條通道顯示規律性。在操作360A，就是否需要協調激動開始作出決定。如果在操作360A處需要協調，那麼在操作363A處，將所選擇的搏動的標記更新成B類搏動。然而，如果在操作360A處不需要協調，那麼在操作368A處，將所選擇的搏動的標記更新成A類搏動。[0241]在操作363A和368A後，該方法在操作370A處繼續，其中選擇協調的激動開始、確定的激動開始(來自操作338A)或現有的激動開始(來自操作280A或如參考對A類搏動的操作140A和153A所述)作為所選擇的搏動的終末激動開始。在操作380，在選擇的通道上選擇下一個搏動，並且將操作320A-370A對選擇的搏動進行迭代直至處理所選擇通道上的全部搏動。一旦在選擇的通道上處理全部搏動，在操作390A處選擇下一條通道，並且將操作310A-380A對所選擇的通道進行迭代，直至根據圖3A處理全部通道，排除圖1A中標註的不可解讀通道。[0242]舒張間期(DI)和動作電位時程(APD)關係可以用來鑑定信號的搏動中的激動開始。在複雜節律紊亂(例如，心臟纖維性顫動)中，當信號質量不足以準確地確定在通道上接收的信號中B類搏動的激動開始時，這種信號中A類搏動的激動開始可以連同對先前DI的AH)依賴性一起使用，以估計B類搏動的接受窗。更確切地說，可以基於先前的DI對每個激動循環界定APD，以便從信號中重建動作電位(AP)蹤跡。[0243]當任何界定的APD小於預定義的最小值(例如，90ms)或超過在其中APD必須適合的可用循環時間(CL)時，AP重建嘗試視為已經失敗。圖3B中所示的AP蹤跡顯示這種失敗。[0244]舉例來說，將紅虛線視為選擇的激動開始並且將藍線視為AP重建中的APD，第五個APD沒有降至下一個激動開始達到之前用於再激動的可接受水平。這被視為重建失敗並且表明，與用來計算第一APD(DI種子)的初始DI配對的所用APD-DI關係不能有效代表真實APD。以下情況是可能的=APD-DI關係是不正確的，DI種子是不正確的，或兩者。[0245]如果已知DI與隨後AH)之間的關係，那麼患者特異性重構曲線可以用來檢查一系列選擇的激動開始，而不用通過D1-Aro關係中多個常數的一系列值執行眾多計算。根據患者特異性重構曲線，如果不存在生成正確重建的AP蹤跡的DI種子，那麼認為一系列激動開始是不正確的。當重建AP蹤跡時，如果對於任何低置信激動開始(在頭4個激動開始後)，不成比例地高的次數的重建嘗試(對於每個DI種子)失敗，那麼將該激動開始視為不正確的並且應當進行再評估。[0246]線性或對數函數(算法)可以用來聯繫DI和APD。舉例來說，線性函數可以是APD=C1*DI+C2。對數函數可以是APD=Cfln(DI)+C2。如果DI與APD之間的關係中的常數是未知的，那麼可以假設線性函數APD=C1*DI+C2。可以對似然DI種子和對似然恆定Cl和C2進行AP重建。可以對標註的每個激動開始追蹤AP重建失敗的總數。AP重建的最大失敗次數預期在最初很少幾個激動開始中出現，因為不正確的DI種子和常數通常將不能擬合最初很少幾個激動開始內的順序。如果不成比例地大的數目的失敗稍後在AP重建中出現，那麼將該激動開始視為「難以置信的」並且標註用於回顧和/或進一步分析。[0247]如果做出假設:DI與AH)之間的關係對於心臟中的全部位置是不變的，那麼可以通過排除在具有高置信激動開始的信號中導致失敗的蹤跡重建的常數Cl和C2，改善計算的準確度。以此方式，前述算法將排除不可能應用於正在分析的特定患者的全部數學D1-APD關係。[0248]圖4A顯示從傳感器獲得的多個時變信號404，這些傳感器在複雜節律紊亂期間接收來自患者心臟的心臟(電)活動。可以在引入患者內部的心臟導管中包括這些傳感器，或可以在患者外部布置這些傳感器。這些信號的每一個由信號標識符代表，例如「A1A2」、「B3B4」以及「B5B6」。由圖4A中陰影部分指示的實例快照或窗402A代表了在指定時段(例如,2ms)內十二(12)個心臟信號404A的每一個信號上的不例活動。心臟信號402A代表了複雜節律紊亂(例如心房纖維性顫動(AF))期間定位相對應的傳感器的心房中不同位置的心臟電活動。應當指出，只通過視檢圖4中所示的心臟信號404A就檢測到「最早」激動開始是不可能的，因為心臟信號404A中不存在使得能夠從信號404A檢測到最早激動開始的可辨別靜息期。[0249]圖5A只顯示在4A圖中所示的窗402A內的電活動的部分。垂直藍線504A代表每個時變心臟信號的激動開始。如可以從圖5A中顯示的心臟信號中輕易地見到，至少由C5C6、C7C8以及D7D8鑑定的信號的激動開始504A不是很好地界定。箭頭512A界定了連接相鄰時變心臟信號中的相對應點的向量。如可以見到，在圖5A中顯示的信號中不存在可辨別的最早激動開始。換句話說，不可能簡單地將激動回溯至最早通道(即，在該實例中，通道C7C8)。這是因為多個共存波可以在AF中存在(不像例如室上性心動過速那樣的節律)。圖7A顯示這些電位波方向中的一些，它們指示多個電位波路徑。對最大和最小電位傳導速度以及上述其他生理特性的考慮將確定波路徑，這些波路徑更可能或更不可能解釋在每個電極處觀察到的連續的、變化的以及複雜的信號。[0250]圖6A顯示由C7C8鑑定的信號的擴大視圖和相對應的心率調整型激動電位時程(APD)項606的指示，其中因多個屈折而不能確定該信號的激動開始。心率調整型APD606指示在這條具體通道C7C8上的信號不能出現，直至在心率調整型APD606A末尾附近。使用這個事實來消除信號C7C8的屈折，這些屈折在APD606A內出現，如箭頭608A顯示，並且用來避免將這些屈折視為激動開始。這是因為心臟組織不能物理地再激動APD606A的時程(「復極化」)。天然地，APD606A的實際位置取決於先前激動開始時間610A的計時。[0251]圖7A是在患者心房上提供網格的心臟傳感器或電極的位置的二維圖示。網格上點的圖示，例如「B78」、「C56」以及「D12」對應地與用來提供相對應時變心臟信號(例如「B7B8」、「C5C6」以及「D1D2」)的電極或傳感器相對應，如圖4A和圖5A中顯示。因此，傳感器「B78」對應於時變心臟信號「B7B8」，並且傳感器「C56」對應於心臟信號「C5C6」。連接圖7A中指定傳感器的箭頭714A代表了在患者心房的相對應位置之間指向的向量。因此，僅使用心臟信號C5C6中的信息，可以使用來自傳感器C78至C34的向量的非線性插值法確定與信號C5C6相關的激動開始，傳感器C78至C34的激動均是已知的。替代向量，例如從傳感器B34至C34的那些向量，是不可能的，因為它們需要太快的傳導速度，以至心臟組織無法展現。典型地將心臟信號D7D8作為不可解讀的通道或信號棄去。[0252]圖8A顯示不同方法的實例，這些方法用於檢測搏動、確定激動開始以及忽略4A內顯示的時變心臟信號上的噪聲。來自高置信通道的時變心臟信號顯示為信號802A。為了標註或標記信號802A中的激動開始，模板804A可以衍生自信號802A的給定時段中的更多個可辨別屈折(或搏動)之一。通過使用相關函數或其他方法，該模板804A然後可以用來檢測信號802中的隨後和先前搏動。使用基本上在上文參考圖6A描述的心率適應型APD806A，顯示另一種可以用來標記信號802A中的激動開始的方法。S卩，消除在APD806A的末尾808A之前在信號802中出現的任何屈折或將其劃歸為噪聲，因為心臟組織不能在這段時間期間物理地再激動。因此，消除箭頭810所指的屈折以免被視為激動開始。準確地確定激動開始的又另一個方法是通過過濾掉在指定頻率範圍或帶寬內的噪聲，如圖8A中箭頭812A顯示，然後也消除該噪聲以免被視為激動開始。使用模板匹配、橫過預定電壓閾值以及最大dV/dt的組合確定激動開始時間，這種組合被定義為電壓相對於時變心臟信號的時間或斜率的最大變化率。[0253]圖9A顯示來自低置信通道的信號902A。對於低置信通道，不同的模板可以用來檢測信號組分或屈折的不同形狀。因此，可以定義一個不同的模板並且將它用來檢測與圖9A中以及「C」所鑑定的多個不同形狀的每一種相關的激動開始。[0254]圖1OA顯示來自複雜通道的信號1010A，其中單獨搏動圖示的形狀從搏動至搏動大幅度變化。向量法和APD重構法在上述方法中，它們可以用來確定這種類型信號的激動開始。[0255]圖1lA和12A對應地為圖5A和7A中顯示的那些提供額外細節，以便定義一種使用向量確定B類搏動的激動開始的方法。如圖5A中，圖1lA中顯示的垂直藍線1102A代表了相對於時變心臟信號所確定的示例激動開始。在每條垂直線附近指出的數字1104A代表了相對於給定的起始時間，相對應的時變心臟信號的激動開始的時間。舉例來說，心臟信號B3B4的激動開始時間(將其提供為「37」)，出現在心臟信號B1B2的激動開始時間(將其提供為「42」)前。圖12A顯示由標誌1106(例如「B34」、「B12」、「C12」以及「D12」)指代的傳感器的矩陣或網格。同樣地，向量在圖12中顯示為連接特定傳感器1106A的箭頭或線1108A。舉例來說，假設將使用來自具有確定的激動開始的周圍通道中的向量確定在心臟信號C5C6處的激動開始，這種心臟信號指代為B通道。從圖12中，通過心臟信號C5C6(具有未知的激動開始)的最可能的向量途徑是從傳感器C78至C34，因為替代性途徑通過(例如通過傳感器C56)，將展現一種傳導速度，該速度太快(例如從傳感器B56至C56)或與從傳感器C78至C34相比，更不可能(例如穿過傳感器B78、B56、C78以及C56的鋸齒形進程)。因此，分析結果指示，心臟信號C5C6的激動開始是使用多個激動開始之間的不一定是線性的向量衍生的，這些激動開始與傳感器C78和C34相關，並且因此對應地與心臟信號C7C8和C3C4相關。[0256]圖13A-15A顯示纖維性顫動中重建的波路徑的顯示，這些重構的波路徑是來自根據本申請中描述的方法和系統選擇的激動開始。將這些激動開始提供為以二維陣列或網格安排的數字(以毫秒為單位)。在數字的圖13A-15A的每幅圖中所顯示的網格對應於圖5A、7A以及12A中顯示的心臟傳感器網格，並且因此代表了由相對應的心臟傳感器在相同位置一個時段(例如心臟激動或心臟搏動)確定的激動開始時間。對於每條通道，所考慮的搏動配有代表其以毫秒為單位的激動開始時間的數字，並且因此生成的激動向量在這個二維空間上。應當指出，這些激動時間可以在來自圖2A的初步分配後指示A類搏動，或還指示B類搏動。低置信通道由問號指示。將波路徑重建為相同或類似激動開始的空間輪廓。舉例來說，在圖13A中，畫出連接兩個具有非常類似的激動開始(12ms和Ilms)的傳感器的紅色輪廓線1302A以表示在約Ilms至12ms的波前位置。類似地，畫出黃色輪廓線1304A以連接與類似的激動開始時間(90ms、81ms以及81ms)相關的傳感器,用來表示在約81ms至90ms的波前位置。每條輪廓線的顏色指示每條輪廓線相對於其餘輪廓線的相對時間。因此，最早的輪廓線將用紅色指示，並且最遲的輪廓線將用紫色1306A指示，它顯示於彩色圖示1308中。箭頭1310A、1312A指示當波傳播跨過這些輪廓線時向量的方向。因此，圖13A顯示兩個分開的向量1310AU312A的碰撞。這些輪廓線和向量用來界定在用問號標記的低置信信號處的激動開始。[0257]此外，使用AH)重構和復極化時間以及纖維角度(解剖途徑)確定激動開始。舉例來說，如果纖維角度在所示碰撞處垂直於傳播的向量，那麼這增加了結果的置信。另外，可以需要另一種迭代，以確保激動開始時間不因B類通道中給出這種減慢外觀的具體屈折而偏斜。通常，預期垂直於纖維角度的波傳播慢於平行於纖維角度的傳播。從實驗和從已知角度以及心房中某些位置(例如左心房後壁和帕佩茲的肺間隔束)處的各向異性中提供纖維角度。[0258]將搏動形狀變化或途徑中斷顯示為藍線。通常，認為搏動信號極性的反轉指示波正在以相反方向通過雙極記錄電極。可以使用該信息作為額外的驗證步驟來確定波輪廓是否確實在實質搏動極性變化時改變。[0259]類似地，圖14A顯示另一個示例顯示，除了因此界定的波前是轉子或旋轉模式，如輪廓線1402A-1412A從紅色進展至紫色，和箭頭1414A所示之外。如上文已經指示，在一個時段(例如一個心臟激動或心臟搏動)期間顯示旋轉模式(即，節律紊亂的源頭)1414A。旋轉模式1414A可以從一個時段至下一個時段在空間上在受約束的形狀內遷移。根據本發明，旋轉模式1414A可以追蹤持續時間，該持續時間可以包括多個周期(例如2、3、4等)，以確定由空間遷移的模式1414A界定的形狀。[0260]類似地，圖15A顯示一個示例顯示，它代表了從由紅色輪廓線1502A界定的中央位置散發的局灶性搏動，這個局灶性搏動沿箭頭1504A向外繼續前往藍色輪廓線1506A。在一個時段(例如一個心臟激動或心臟搏動)期間顯示局灶性搏動(即，節律紊亂的源頭)1502A。局灶性搏動1502可以從一個時段至下一個時段在空間上在受約束的形狀內遷移。根據本發明，局灶性搏動1502可以追蹤持續時間，該持續時間可以包括多個周期(例如2、3、4等)，以確定由空間遷移的局灶性搏動1502界定的形狀。[0261]圖16A顯示了傳感器1602A的矩陣的二維圖示，其顯示為點或疊加在心房表面上的電極位置，由手繪形狀指示。該形狀指示穿過二尖瓣平面水平切開的左心房，其中兩半上下摺疊。因此，頂部分指示上二尖瓣並且底部分指示下二尖瓣。[0262]圖17A顯示從圖16A中顯示的九(9)個心臟電極或傳感器1602A獲得的時變心臟信號。這些心臟信號指代為原始信號1702A，因為它們是直接獲得的，或在最少量的處理或過濾下，從心臟傳感器獲得的。[0263]圖18A顯示了使用本領域已知的常規方法，從圖17A中顯示的原始信號1702A中獲得的示例顯示。由於該顯示直接從原始信號獲得，結果是具有多個瞬時模式的雜亂圖，這些瞬時模式不指示任何表示與複雜節律紊亂相關的根源或最早激動開始的模式(即，它不指示激動跡線)。圖18的顯示對應於圖16A中顯示的網格，其中在網格中的位置對應於傳感器的位置，因為它們涉及心臟容積中的位置。根據該顯示右側上的色標圖1802A，該顯示中顯示的顏色代表了相對於給定起始時間的激動開始。色標圖1802A指示與激動開始(例如，按毫秒)相關的顏色。因此，舉例來說，紅色1804A中所示的顯示的那些部分比黃色1806A中所示的那些部分具有更早的激動開始時間，其中黃色1806A中所示的這些部分早於藍色1808A中所示的那些部分。[0264]圖19A顯示根據在此描述的系統和方法，標記在九個原始信號中的每一個中的搏動的激動開始的結果。將激動開始顯示為紅色點線1902A。圖1A、2A以及3A中略述的過程用來產生每一個通道中每一個搏動的激動時間，其中每一個通道由圖19A中的垂直線指/Jnο[0265]圖20A顯示衍生自圖19A中激動開始時間的標記的示例顯示，其中經色標圖不同的顏色，在這些顏色之間，將轉子顯示為紅色區域與藍色區域相遇處，如在一個核心周圍的箭頭2002所示。這個核心是激動繞其旋轉以產生轉子的支點。應當指出，圖20A中的顯示清晰地指示從18A圖中所示的顯示中不可檢測的轉子。還應當指出，轉子核心的精確位置可以在空間隨時間推移而移動(遷移)，但是典型地保持在空間上一個小的位置內(「軌跡」)。[0266]圖21A顯示激動電位時程(APD)2102A的重建，它始於圖19中確定的激動開始並且延伸指定的時間或在其後衰減。因此，APD2102A始於激動開始2104A並且延伸直至APD的末尾2106A。[0267]圖22A顯示一個顯示，其中圖19A中確定的標記的激動時間和圖21A中確定的重建APD用以界定去極化線(它由綠色輪廓線2202A指示)與復極化線(它由藍色輪廓線2204A指示)之間的相交。確切地說，使用每個重建的Aro時間系列作為希爾伯特變換的輸入。施用去趨勢算法來設定在激動時間的電壓至零。希爾伯特變換法用來構建去趨勢信號的相平面。然後，跨細規則網格插入全部電極處的希爾伯特變換。相位的空間分布用一種拓撲電荷技術分析以定位與波前末端相關的相位奇點，例如在折返波尖部。然後通過使用活動邊緣技術追蹤零相位等值線來構建激動波前。總之，對於及時快照，綠線指示跨組織去極化的前導邊緣，並且藍線指示復極化的尾隨邊緣。這些線的相交指示轉子核心。已經通過臨床實踐顯示，該轉子核心是其中靶向的消融能量可以終止並且消除AF的位置。其他治療，如遞送去極化或復極化電流，和遞送基因療法或其他活性劑，也可以應用於存在轉子的組織軌跡(空間區域)。[0268]應當指出，這些精確技術也可以揭露局灶性搏動，對此，激動時間輪廓和希爾伯特變換將揭露從局灶性搏動源頭散發的激動，如果這種節律導致心房纖維性顫動或心室纖維性顫動(上文描述了它的治療實例)，隨後無組織化。如上文已經指示，在一個時段(例如一個心臟激動或心臟搏動)期間揭露或確定轉子核心或局灶性搏動。轉子核心或局灶性搏動可以在從一個時段至下一個時段的持續時間期間在空間上在受約束的形狀內遷移。根據本發明，轉子核心或局灶性搏動可以追蹤持續時間，該持續時間可以包括多個周期(例如2、3、4等)，以確定由空間遷移的轉子核心或局灶性搏動界定的形狀。[0269]圖23A是計算機系統2300A的框圖。計算機系統2300A可以包括指令集，其中可以執行這個指令集以使計算機系統2300A執行任一種或多種在此關於圖1-28A披露的方法或基於計算機的功能。計算機系統2300A或其任何部分可以作為獨立設備操作或可以連接(例如，使用網絡2324A)至在此關於圖1-28A披露的其他計算機系統或設備。舉例來說，計算機系統2300A可以包括在此關於圖1-28A披露的導管、計算設備、伺服器、生物傳感器和/或任何其他設備或系統中的任一個或多個，或包括在它們內。在一些實例中，計算機系統2300A可以是伺服器，它經網絡2324A從其他計算機系統接收生物信號(例如心臟信號)，執行本披露中描述的功能以確定心律紊亂源頭遷移的形狀(和鑑定與該形狀鄰近的組織部分)，並且經網絡向其他計算機系統提供形狀和與該形狀鄰近的組織的至少一個部分中的至少一項，用於成形消融術，從而終止或改變心律紊亂。[0270]在網絡化部署中，計算機系統2300A可以作為伺服器-客戶網絡環境中的伺服器或客戶機或點對點(或分布式)網絡環境中的對等機操作。計算機系統2300A也可以作為不同設備執行或併入不同設備中，例如個人計算機(PC)、平板PC、個人數字助理(PDA)、網絡器具、通訊設備、行動裝置、伺服器、客戶端或能夠執行一種指令集(依次或按其他方式)的任何其他機器，這個指令集指定這臺機器將要採取的動作。另外，儘管展示了單個計算機系統2300A，術語「系統」還應當理解為包括單獨或聯合執行一個指令集或多個指令集以執行一項或多項計算機功能的系統或子系統的任何集合。[0271]如圖23A中所示，計算機系統2300A可以包括處理器2302A，例如，中央處理單元(CPU)、圖形處理單元(GPU)或這兩者。此外，計算機系統2300A可以包括可以經總線2326A彼此通訊的主存儲器2304A和靜態存儲器2306A。如所示，計算機系統2300A可以進一步包括視頻顯示單元2310A，例如液晶顯示器(IXD)、有機發光二極體(OLED)、平板顯示器、固態顯示器或陰極射線管(CRT)。額外地，計算機系統2300A可以包括輸入設備2312A，例如鍵盤，和光標控制設備2314A，例如滑鼠。計算機系統2300A也可以包括磁碟驅動單元2316A、信號發生設備2322A，例如揚聲器或遠程控制，以及網絡界面設備2308A。[0272]在一個具體實施例中，如圖23A中所描繪，磁碟驅動單元2316A可以包括機器或計算機可讀介質2318A，其中可以嵌入一個或多個指令集2320A(例如，軟體)。此外，指令2320A可以體現如在此參考圖1-27A所述的一種或多種方法、功能或邏輯。在一個具體實施例中，指令2320A可以在計算機系統2300A執行期間，完全或至少部分地駐留在主存儲器2304A、靜態存儲器2306A內和/或處理器2302A內。主存儲器2304A和處理器2302A還可以包括計算機可讀介質。[0273]在一個替代性實施例中，可以構建專用硬體實施，例如專用集成電路、可編程邏輯陣列以及其他硬體設備，以實施在此描述的一種或多種方法、功能或邏輯。可以包括不同實施例的裝置和系統的應用可以廣泛地包括多種電子系統和計算機系統。在此描述的一個或多個實施例可以使用兩個或更多個特定互聯硬體模塊或設備實施功能，這些模塊或設備帶有可以在模塊之間和通過模塊通訊的相關控制信號和數據信號，或作為專用集成電路的部分。因此，本系統涵蓋軟體、固件以及硬體實施。[0274]根據不同實施例，在此描述的方法、功能或邏輯可以由處理器可讀取介質中可觸及地體現和可以由處理器執行的軟體程序實施。此外，在一個實例、非限制實施例中，實施可以包括分布式處理、組件/對象分布式處理以及平行處理。可替代地，可以構建虛擬計算機系統處理以實施如在此描述的一種或多種方法、功能或邏輯。[0275]儘管顯示計算機可讀介質是單一介質，然而術語「計算機可讀介質」包括單一介質或多重介質，例如中心式或分布式資料庫，和/或存儲一個或多個指令集的相關高速緩衝存儲器和伺服器。術語「計算機可讀介質」還應當包括能夠存儲、編碼或攜帶指令集的任何介質，這些指令集由處理器執行或使計算機系統執行在此披露的的任一種或多種方法、功能、邏輯或操作。[0276]在一個具體的非限制性示例實施例中，計算機可讀介質可以包括固體存儲器，例如存儲卡或容納一個或多個非易失只讀存儲器的其他包裝。另外，計算機可讀介質可以是隨機存取存儲器或其他易失性可重寫存儲器。額外地，計算機可讀介質可以包括磁光介質或光介質，例如磁碟或磁帶或其他存儲設備以捕獲載波信號，例如經傳輸介質通訊的信號。可以將電子郵件或其他獨立信息檔案或檔案集的數字文件附件視為與有形存儲介質等同的分布式介質。因而，認為本披露包括任一種或多種計算機可讀介質或分布式介質和其他等同物和後繼介質，其中可以存儲數據或指令。[0277]根據不同實施例，可以將在此描述的方法、功能或邏輯實施為在計算機處理器上運行的一個或多個軟體程序。可以類似地構建專用硬體實施，包括但不局限於:專用集成電路、可編程邏輯陣列以及其他硬體設備，以執行在此描述的方法。此外，也可以構建替代性軟體實施，包括但不局限於:分布式處理或組件/對象分布式處理、平行處理或虛擬機處理，以實施在此描述的方法、功能或邏輯。[0278]還應當指出，實施所披露的方法、功能或邏輯的軟體可以任選地存儲在有形存儲介質上，例如:磁介質，例如磁碟或磁帶；磁光或光介質，例如光碟；或固體介質，例如存儲卡或或容納一個或多個只讀(非易失)存儲器的其他包裝、隨機存取存儲器、或其他可重寫(易失性)存儲器。將電子郵件或其他獨立信息檔案或檔案集的數字文件附件視為與有形存儲介質等同的分布式介質。因而，認為本披露包括如在此列舉的有形存儲介質或分布式介質，和其他等同物和後繼介質，其中可以存儲在此的軟體實施。[0279]圖24A-28A是針對靶向生物節律紊亂(例如心律紊亂)的源頭用於基於形狀的療法(例如消融術)，這些源頭雖定位，但在空間上受約束的形狀內遷移。如以上披露中所述，可以基於激動開始時間分配(例如等時線)、相位分配、等電位(例如影片)、向量分析以及其組合對源頭進行鑑定。可以實施這些方法中的一種或多種用來確定經多個激動在空間上受約束的形狀內遷移的源頭。應當指出，根據在此闡述的傳授內容，可以精確地鑑定生物紊亂(例如心律紊亂)源頭的其他方法可以用來確定雖定位，但在空間上受約束的形狀內遷移的源頭，用於基於形狀的療法(例如消融術)。[0280]如圖24A中所述，複雜心律紊亂如AF的源頭可以定位，然而隨時間推移(例如多個心臟搏動)在空間上受約束的形狀內遷移。在小圖(a)中所示的一個實例中，等時線顯示陣發性AF中的左心房(LA)轉子，以及AF期間的電描記圖(ECG導聯I並且電極在冠狀竇中；標定尺I秒)。200ms時段的激動時間(例如心臟激動或心臟搏動)按顏色編碼，從約Oms的紅色至約200ms的藍色，其中黑色指示未激動的組織。如小圖(b)中所示，左心房轉子的遷移軌跡在多個時段期間(例如在約700ms，或約(3)-(4)個心臟激動期間)在空間上被約束於形狀2402A內。如小圖(c)中所示，隨後90分鐘取得的等時線指示LA轉子隨時間保存。約束左心房轉子的形狀2402A的周界可以確定。在小圖(d)中所示的另一個實例中，等時線顯示長達200ms時段的持續性AF患者中的右心房(RA)轉子,從約Oms的紅色至約200ms的藍色。如小圖(e)中所示，右心房轉子的遷移軌跡在多個時段期間(例如在約800ms，或約(4)個心臟激動或心臟搏動期間)在空間上被約束於形狀2404A內。如小圖(f)中所示，I小時後顯示右心房轉子的等時線並且指示RA轉子隨時間保存。約束右心房轉子的形狀2402A的周界可以確定。如小圖(g)中所示，LA反覆局灶性搏動顯示於陣發性AF患者中。如小圖(h)中所示，局灶性搏動I小時後仍保存。在圖24A所示的每一種情況下，在遷移軌跡的源頭的消融在〈5分鐘內終止AF(標定尺1cm)。[0281]如圖25A中所示，人類AF可以通過適合於左心房轉子的遷移軌跡的成形消融術終止。如小圖(a)中所示，使用等時線目視在陣發性AF期間的左心房轉子。160ms時段的激動時間(例如心臟激動或心臟搏動)按顏色編碼，從約Oms的紅色至約160ms的藍色，其中黑色指示未激動的組織。如小圖(b)中所示，遷移軌跡是隨時間推移按顏色編碼並且在多個時段期間(例如在約900ms，或約(5)-(6)個心臟激動期間)在空間上被約束於形狀2502A內。約束左心房轉子的形狀2502A的周界可以確定。如小圖(c)中所示，左心房下部中遷移轉子位置顯示於患者特定形態中(例如，遷移轉子的軌跡由箭頭指示)。如小圖(d)中所示，在AF期間產生電極記錄，該AF在轉子核心進行消融術後〈I分鐘終止成竇性節律，該轉子核心是如該形狀界定的遷移軌跡的源頭(ECG導聯aVF，並且電極在消融導管、冠狀竇上)。如小圖(e)中所示，顯示竇性節律的等時圖。在植入的心臟監測器上患者保持沒有AF6個月(標定尺1cm)。[0282]圖26A顯示通過成形消融術終止的另一個實例，該成形消融術適合於右心房轉子的遷移軌跡。再次，通過在右心房轉子的遷移區域上進行成形消融術，迅速地終止AF(例如，6分鐘內)。如小圖(a)中所示,等時線顯示持續性AF中的RA轉子。160ms時段的激動時間(例如心臟激動或心臟搏動)按顏色編碼，從約Oms的紅色至約160ms的藍色。值得注意地，這是一個典型地在常規AF消融術期間未靶向的區域。如小圖(b)中所示，遷移軌跡是隨時間推移按顏色編碼並且在多個時段期間(例如在約1000ms，或約(6)個心臟激動期間)在空間上被約束於形狀2602A內。約束右心房轉子的形狀2602A的周界可以確定。如小圖(c)中所示，外側RA上遷移轉子位置和消融術顯示於患者特定形態中(例如，遷移轉子的軌跡由箭頭指示)。如小圖(d)中所示，在轉子軌跡進行定位的消融術(時程5.5分鐘)下，AF終止成竇性節律(ECG導聯I，心內電極在左和右心房以及冠狀竇中)。如小圖(e)中所示，顯示竇性節律的等時線。消融術後，基於植入的心臟監測器的讀數，患者保持沒有AF12個月(標定尺1cm)。[0283]圖27A顯示左心房轉子部位保存237天。如小圖(a)中所示，左心房轉子的等時圖在常規消融術之前獲得，該常規消融術在該源頭外部通過並且未靶向它。在常規消融術期間心房纖維性顫動無法終止，並且該程序後復發。如小圖(b)中所示，在237天後在重複電生理學研究中獲得相同位置的左心房轉子的等時圖。根據在此傳授內容的在該源頭上的靶向消融術消除AF。患者保持沒有AF6個月。[0284]圖28A顯示器官中生物節律紊亂(例如心臟的心律紊亂)的不同源頭，這些源頭雖定位，但隨時間推移在空間上受約束的形狀(例如周界)內遷移。如小圖(a)中所示，生物節律紊亂的源頭可以通過隨時間推移在空間上受約束的形狀內遷移的定位脈衝發生器產生。在小圖(a)中，遷移的脈衝發生器從該形狀產生多個異常出口(或激動源頭)，這些異常出口可能影響器官(例如心臟)的剩餘組織，如記號1-5所指示。如小圖(b)中所示，固定的定位脈衝發生器可以在空間上受約束的形狀內產生多次激發波。在小圖(b)中，多次激發波可以從該形狀形成變化的異常出口(或激動源頭)，這些異常出口可能影響器官(例如心臟)的剩餘組織，如標記1-5所指示。如小圖(C)中所示，至少一個遷移(或多個)折返性脈衝發生器可以在空間上受約束的形狀內產生多次激發波。在小圖(C)中，多次激發波可以從該形狀形成變化的異常出口(或激動源頭)，這些異常出口可能影響器官(例如心臟)的剩餘組織，如標記1-5所指示。[0285]進一步參看圖28A，在受約束的形狀上或受約束的形狀內的組織的至少一個部分可以選擇性地靶向(或鑑定)用於修飾(例如消融)。舉例來說，可以選擇性地鑑定該形狀的多個部分(例如以白色指示)，而該形狀的其他部分(例如以黑色指示)可以略過。在一些情況下，可以靶向(鑑定)整個形狀(例如黑色和白色)用於修飾。在其他情況下，可能希望僅靶向形狀中與該形狀外部的一部分連接的一部分。如左下小圖中指示，如由黑色曲線指示的在該形狀外部定位的組織可以鑑定用於選擇性修飾。舉例來說，該鑑定可以用於其中對在該形狀上或該形狀內的至少一部分的修飾不可能或不是希望的某些情況下，如由以灰框顯示的形狀的一部分所指示。在這些情況下，可能希望改變或中斷由源頭形成的異常激動出口，如由從該形狀中斷出口1、2以及4的黑色曲線所指示。[0286]成形消融術可以用於靶向器官的複雜節律紊亂(例如心臟的心律紊亂)源頭的遷移軌跡的至少一部分以消除或改變該複雜節律紊亂。根據治療心律紊亂的一個示例方法，可以確定由該節律紊亂的遷移源頭界定的組織區域的形狀(例如由周邊或周界指示)。此後，可以鑑定由該形狀界定的組織區域的至少一個部分用於選擇性修飾(例如消融)以終止或改變該節律紊亂。如上所述，在一些情況下，與在該形狀中鑑定的區域的至少一個部分組合或替代其，可以鑑定在該形狀外部的組織的一部分。在一些實施例中，該形狀可以通過以下方式來確定:在一個時間點鑑定器官組織(例如心臟組織)中的至少一個空間點，在多個時間點上追蹤該至少一個空間點的遷移以界定多個空間點，連接該多個空間點以形成至少一條路徑，以及圍繞該至少一條路徑界定周界。[0287]所界定的形狀可以基於與該節律紊亂源頭相關的器官的三維形狀、寬度、高度、深度以及組織類型(例如心臟)進行修正。關於心臟，心律紊亂可以包括以下各項中的一項或多項:心房纖維性顫動、心室纖維性顫動、房性心動過速、心房撲動、室性心動過速、心室撲動或心臟內的其他電幹擾。[0288]一種成形消融系統可以用於靶向複雜節律源頭的遷移軌跡的至少一部分，以消除或改變該複雜節律紊亂。一種靶向心律紊亂的示例系統包括至少一個計算設備(例如圖23A)。該計算設備處理心臟信號以確定由與心律紊亂相關的源頭界定的組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移。該計算設備進一步鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾。導管可以修飾所鑑定的與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分，以終止或改變心律紊亂。該計算設備可以基於與源頭的空間遷移相關的寬度、高度、深度以及組織類型修正形狀。[0289]導管可以破壞所鑑定的與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分。一個示例導管可以包括多個傳感器和一個迴路。這些傳感器可以布置(例如，使用迴路)在相對於心臟的一個第一空間關係中，以促進由心律紊亂的遷移源頭界定的組織區域的形狀的確定。該迴路可以從該計算設備接收指示該形狀(和/或該至少一個部分)的數據，並且可以基於接收到的數據、該形狀和/或與該形狀鄰近的組織的該至少一個部分進一步將傳感器的該第一空間關係調整成這些傳感器的一個第二空間關係。這些傳感器可以隨後遞送能量至處於第二空間關係中的傳感器，以終止或改變心律紊亂。[0290]因此，已經描述了用於靶向生物(複雜)節律紊亂的方法、系統以及裝置。雖然已經描述了特定示例實施例，但是顯而易見，可以對這些實施例作出不同修改和變化而不偏離在此描述(本發明)的發明主題的更寬範圍。因此，以說明意義而非以限制性意義看待說明書和附圖。形成其一部分的附圖通過說明方式並且不以限制方式顯示其中可以實施主題的特定實施例。將這些所說明的實施例以足夠細節描述，以便使本領域的技術人員能夠實施在此披露的傳授內容。可以使用其他實施例並且從其中衍生，使得可以作出結構性和邏輯性替換和改變而不偏離本披露的範圍。因此，不以限制性意義理解這一詳細說明，並且不同實施例的範圍僅由所附權利要求連同此類權利要求所授權的完整範圍的等同物界定。[0291]本發明主題的此類實施例可以在此單獨地和/或共同地由術語「發明」提到，該術語僅出於方便起見並且不意在自行地將本申請的範圍限於任何單一發明或發明構思(如果實際上披露多於一個的話)。因此，雖然已經在此說明和描述了特定實施例，但是應當理解，可以用經計算以實現相同目的的任何安排替換所示的特定實施例。本披露意在覆蓋不同實施例的任何和全部改編或變化。上述實施例的組合，和未在此確切地描述的其他實施例，將為本領域的技術人員在回顧以上描述時顯而易見。[0292]在這些實施例的以上描述中，出於簡化本披露的目的，將不同特徵一起歸集在單個實施例中。該披露方法不得解釋為反映所要求的實施例具有比每項權利要求中明確所提到更多的特徵。相反，如以下權利要求反映，本發明主題存在於所披露的單個實施例的少於全部特徵中。因此，將以下權利要求由此結合於實施例的描述中，其中每項權利要求獨立地作為分開的示例實施例。【權利要求】1.一種靶向心律紊亂的方法，該方法包括:經一個計算設備處理心臟信號以確定由與該心律紊亂相關的一個源頭界定的一個組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心律紊亂。2.如權利要求1所述的方法，其中該源頭引起該心律紊亂。3.如權利要求1所述的方法，其中所鑑定的該組織的一部分為以下各項中的至少一項:在該形狀內和在該形狀上。4.如權利要求1所述的方法，其中所鑑定的該組織的一部分是在該形狀外部。5.如權利要求1所述的方法，其中所鑑定的該組織的一個第一部分為以下各項中的至少一項:在該形狀內和在該形狀上，並且所鑑定的該組織的一個第二部分是在該形狀外部。6.如權利要求1所述的方法，其中在空間上遷移的該源頭包括以下各項中的一項:在該形狀內或在該形狀上遷移的一個脈衝發生器；在該形狀內或在該形狀上產生多次激發波的一個固定脈衝發生器；以及在形狀內或在形狀上產生多次激發波的至少一個折返性脈衝發生器。7.如權利要求1所述的方法，其中形狀由以下方式來確定:在一個時間點鑑定該組織區域中的至少一個空間點，該至少一個空間點與該源頭相關;在與一個或多個心臟激動相關的多個時間點上追蹤該至少一個空間點的遷移以界定多個空間點；將該多個空間點連接以形成至少一條路徑；並且圍繞該至少一條路徑界定該形狀。8.如權利要求1所述的方法，進一步包括基於與該源頭的該空間遷移相關的寬度、高度、深度以及組織類型中的一項或多項修正該形狀。9.如權利要求1所述的方法，其中該心律紊亂包括以下各項中的一項或多項:心房纖維性顫動、心室纖維性顫動、房性心動過速、心房撲動、室性心動過速、心室撲動或心臟內的其他電幹擾。10.如權利要求1所述的方法，其中該組織區域處於以下各項中的一項或多項中:該心臟、供應該心臟區域的神經、控制這些神經的腦部區域、供應該心臟區域的血管以及鄰接於該心臟的組織。11.如權利要求1所述的方法，進一步包括修飾該組織的該至少一個部分。12.如權利要求11所述的方法，其中修飾包括破壞該組織的該至少一個部分。13.如權利要求11所述的方法，其中修飾該至少一個部分包括遞送消融術、電療法、機械療法、藥物療法、基因療法以及幹細胞療法中的一種或多種。14.如權利要求1所述的方法，進一步包括選擇性地修飾所鑑定的該組織的多個部分中的一個或多個部分。15.如權利要求14所述的方法,其中修飾包括破壞該一個或多個部分。16.—種祀向心律紊亂的系統,該系統包括:至少一個計算設備，被配置成:處理心臟信號以確定由與該心律紊亂相關的一個源頭界定的一個組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心律紊亂。17.如權利要求16所述的系統，其中該源頭引起該心律紊亂。18.如權利要求16所述的系統，其中所鑑定的該組織的一部分為以下各項中的至少一項:在該形狀內和在該形狀上。19.如權利要求16所述的方法，其中所鑑定的該組織的一部分是在該形狀外部。20.如權利要求16所述的方法，其中所鑑定的該組織的一個第一部分為以下各項中的至少一項:在該形狀內和在該形狀上，並且所鑑定的該組織的一個第二部分是在該形狀外部。21.如權利要求16所述的系統，其中在空間上遷移的該源頭包括以下各項中的一項:在該形狀內或在該形狀上遷移的一個脈衝發生器；在該形狀內或在該形狀上產生多次激發波的一個固定脈衝發生器；以及在形狀內或在形狀上產生多次激發波的至少一個折返性脈衝發生器。22.如權利要求16所述的系統，其中為確定該形狀，該至少一個計算設備被配置成:在一個時間點鑑定該組織區域中的至少一個空間點，該至少一個空間點與該源頭相關;在與一個或多個心臟激動相關`的多個時間點上追蹤該至少一個空間點的遷移以界定多個空間點；將該多個空間點連接以形成至少一條路徑；並且圍繞該至少一條路徑界定該形狀。23.如權利要求16所述的系統，其中該至少一個計算設備進一步被配置成基於與該源頭的該空間遷移相關的寬度、高度、深度以及組織類型中的一項或多項修正該形狀。24.如權利要求16所述的系統，其中該心律紊亂包括以下各項中的一項或多項:心房纖維性顫動、心室纖維性顫動、房性心動過速、心房撲動、室性心動過速、心室撲動或心臟內的其他電幹擾。25.如權利要求16所述的系統，其中該組織區域處於以下各項中的一項或多項中:該心臟、供應該心臟區域的神經、控制這些神經的腦部區域、供應該心臟區域的血管以及鄰接於該心臟的組織。26.如權利要求16所述的系統，進一步包括被配置成修飾該組織的該至少一個部分的一個導管。27.如權利要求26所述的系統，其中修飾包括破壞該組織的該至少一個部分。28.如權利要求26所述的系統，其中該至少一個部分的修飾包括該設備遞送消融術、電療法、機械療法、藥物療法、基因療法以及幹細胞療法中的一種或多種。29.如權利要求16所述的系統，進一步包括被配置成選擇性地修飾所鑑定的該組織的多個部分中的一個或多個部分。30.如權利要求16所述的系統，其中該導管包括:處於一個第一空間關係中的多個傳感器；以及一個迴路，被配置成:從該至少一個計算設備接收數據，該數據指示該形狀和與該形狀鄰近的該組織的該至少一個部分中的至少一項；並且基於該數據，將該多個傳感器的該第一空間關係調整成一個第二空間關係，以逼近該形狀和與該形狀鄰近的該組織的該至少一個部分中的至少一項。31.一種非暫時性計算機可讀介質，該非暫時性計算機可讀介質包括指令，這些指令在由一個計算設備執行時引起該計算設備:處理心臟信號以確定由與一種心律紊亂相關的一個源頭界定的一個組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；並且鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以使得能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該心律紊亂。32.如權利要求31所述的介質，其中該源頭引起該心律紊亂。33.如權利要求31所述的介質，其中所鑑定的該組織的一部分為以下各項中的至少一項:在該形狀內和在該形狀上。34.如權利要求31所述的介質，其中所鑑定的該組織的一部分是在該形狀外部。35.如權利要求31所述的介質，其中所鑑定的該組織的一個第一部分為以下各項中的至少一項:在該形狀內和在該形狀上，並且所鑑定的該組織的一個第二部分是在該形狀外部。36.如權利要求31所述的介質，其中在空間上遷移的該源頭包括以下各項中的一項:在該形狀內或在該形狀上遷移的一個脈衝發生器；在該形狀內或在該形狀上產生多次激發波的一個固定脈衝發生器；以及在形狀內或在形狀上產生多次激發波的至少一個折返性脈衝發生器。37.如權利要求31所述的介質，其中用於確定形狀的指令引起該計算設備:在一個時間點鑑定該組織區域中的至少一個空間點，該至少一個空間點與該源頭相關;在與一個或多個心臟激動相關的多個時間點上追蹤該至少一個空間點的遷移以界定多個空間點；將該多個空間點連接以形成至少一條路徑；並且圍繞該至少一條路徑界定該形狀。38.如權利要求31所述的介質，其中進一步包括指令，這些指令在由一個計算設備執行時引起該計算設備基於與該源頭的該空間遷移相關的寬度、高度、深度以及組織類型中的一項或多項修正該形狀。39.如權利要求31所述的介質，其中該心律紊亂包括以下各項中的一項或多項:心房纖維性顫動、心室纖維性顫動、房性心動過速、心房撲動、室性心動過速、心室撲動或心臟內的其他電幹擾。40.如權利要求31所述的介質，其中該組織區域處於以下各項中的一項或多項中:該心臟、供應該心臟區域的神經、控制這些神經的腦部區域、供應該心臟區域的血管以及鄰接於該心臟的組織。41.如權利要求31所述的介質，進一步包括指令，這些指令在由一個計算設備執行時引起該計算設備輸出數據，該數據指示該形狀和與該形狀鄰近的該組織的該至少一個部分中的至少一項，以使得能夠對該組織的該至少一個部分進行修飾。42.如權利要求41所述的介質，其中修飾包括破壞該組織的該至少一個部分。43.如權利要求41所述的介質，其中該至少一個部分的修飾包括遞送消融術、電療法、機械療法、藥物療法、基因療法以及幹細胞療法中的一種或多種。44.如權利要求31所述的介質，進一步包括指令，這些指令在由該計算設備執行時引起該計算設備輸出數據，以使得能夠對所鑑定的該組織的多個部分中的一個或多個部分進行選擇性修飾。45.如權利要求44所述的介質，其中修飾包括破壞該一個或多個部分。46.—種祀向心律紊亂的方法,該方法包括:在一個計算設備中經一個網絡接收信號，這些信號與一個器官的生物節律紊亂相關；在該計算設備中處理這些信號以確定由與該生物節律紊亂相關的一個源頭界定的一個組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以對該至少一個部分進行選擇性修飾；並且經該網絡將數據從該計算設備傳輸至一個第二計算設備，該數據指示該形狀和與該形狀鄰近的該至少一個部分中的至少一項以使得能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該生物節律紊亂。47.—種祀向心律紊亂的系統,該系統包括:一個計算設備，被配置成:經一個網絡從一個第二計算設備接收信號，這些信號與一個器官的生物節律紊亂相關;處理這些信號以確定由與該生物節律紊亂相關的一個源頭界定的一個組織區域的形狀，該源頭在空間上在該形狀上或該形狀內遷移；鑑定與該形狀鄰近的該組織的至少一個部分以對該至少一個部分進行選擇性修飾；並且經該網絡將數據傳輸至該第二計算設備，該數據指示該形狀和與該形狀鄰近的該至少一個部分中的至少一項以使得能夠對該至少一個部分進行選擇性修飾，從而終止或改變該生物節律紊亂。【文檔編號】G06K9/00GK103718191SQ201280030150【公開日】2014年4月9日申請日期:2012年5月2日優先權日:2011年5月2日【發明者】桑吉夫·納拉揚,凱裡·羅伯特·布裡格斯申請人:加利福尼亞大學董事會,託佩拉公司