MX2007010890A - Correlacion de mapas electricos cardiacos con mediciones de superficie corporal. - Google Patents

Abstract

Un mapa endocardial confiable se obtiene al construir una relación de matriz entre un número pequeño de puntos endocardiales y un gran número de puntos de recepción externos usando un panel pectoral de electrodos múltiples; la inversión de la matriz da información que permite que el mapa endocardial sea construido; mapas subsecuentes se obtienen de manera no invasiva usando el panel pectoral de electrodos múltiples, aplicando nuevas señales eléctricas a la relación de matriz, y nuevamente invirtiendo la matriz para generar nuevos mapas eléctricos endocardiales.

Description

CORRELACION DE MAPAS ELECTRICOS CARDIACOS CON MEDICIONES DE SUPERFICIE CORPORAL REFERENC .IA CRUZADA A SOLICITUDES , RELACIONADAS Esta solicitud reclama el beneficio de la solicitud provisional de E.U.A. No. 60/824,680, presentada el 6 de septiembre de 2006, que se incorpora aquí por referencia.

ANTECEDENTES DE LA INVENCION CAMPO DE LA INVENCION Esta invención se refiere a evaluación y tratamiento de arritmias cardiacas. Muy particularmente, esta invención se refiere en mejoras en mapeo eléctrico del corazón para usarse en la evaluación de arritmias cardiacas y terapia de ablación de las mismas.

DESCRIPCION DE LA TECNICA RELACIONADA Se conocen métodos para mapeo no invasivo de potenciales eléctricos en el corazón basados en técnicas electrocardiograficas (ECG) de superficie corporal. Estos métodos combinan la formación de imagen tridimensional con los datos de ECG a fin de generar mapas tridimensionales de los potenciales eléctricos sobre la superficie epicardial, y sobre la superficie endocardial, también. El documento Modre et al., Atrial Noninvasive Activation Mapping of Paced Rhythm Data, J. Cardiovasc. Electrophysiology 14:712-719 (Julio de 2003), describe un enfoque de formación de imagen de tiempo de activación (AT) de modelo de corazón de superficie basado en formación de imagen de resonancia magnética (MRI) y datos de mapeo de ECG. Tanto la superficie endocardial como epicardial podrían ser mapeadas de esta manera. El patrón de AT se comparó con el mapa CARTO™ de potenciales auriculares. Marcadores anatómicos externos se usaron para acoplar los datos CARTO al sistema de coordenadas de MRI, moviendo la punta del catéter a ubicaciones del marcador en la superficie del cuerpo después del mapeo interno. Se propone que la formación de imagen AT dentro de las aurículas pudiera ser útil para formación de imagen no invasiva de actividad auricular en pacientes con arritmias focales.

BREVE DESCRIPCION DE LA INVENCION En modalidades de la presente invención, mapas eléctricos del corazón son adquiridos por dos modalidades: una relativamente más invasiva y la otra menos invasiva. En una modalidad, el mapa más invasivo es un mapa endocardial adquirido usando un sistema de mapeo de catéter. Una pluralidad de mapas menos invasivos pueden ser adquiridos de manera no invasiva, basados en un ECG de superficie corporal. Alternativamente o adicionalmente, los mapas menos invasivos se pueden adquirir usando una sonda de contacto epicardial, tal como un catéter insertado a través de la pared del pecho hacia el pericardio. Los mapas menos invasivos típicamente muestran potenciales eléctricos sobre el epicardio, aunque también pueden mostrar potenciales endocardiales, como se describe en el documento anteriormente indicado Modre et al. Los mapas menos invasivos se basan en datos adquiridos fuera del corazón, en los cuales potenciales eléctricos epicardiales son principalmente de interés, aunque pueden incluir incidentalmente información endocardial. Las características de los mapas eléctricos endocardiales y epicardiales pueden estar en correspondencia unas con otras, usando marcas anatómicas y/o características eléctricas de los mapas. Los propósitos de correspondencia es establecer una correspondencia o correlación entre las características eléctricas de los dos mapas. Una vez que se ha establecido la correlación, es posible aplicar una función de transformación eléctrica a mapas epicardiales repetidos subsecuentes para generar nuevas versiones del mapa endocardial sin repetir necesariamente el procedimiento de mapeo endocardial invasivo. Aspectos de la invención producen un mapa espaciotemporal específico del paciente de potenciales eléctricos endocardiales usando un pequeño número de mediciones endocardiales y un número relativamente grande de canales de ECG, estos últimos obtenidos como un mapa de potencial de superficie corporal. Además, se pueden estimar mapas epicardiales espaciotemporales. Por ejemplo, el método de la presente invención se puede usar para seguimiento sobre el tratamiento ablativo de arritmias por enfoques no invasivos o pericardiales. Después del tratamiento, puede ser suficiente repetir la adquisición del mapa epicardial a fin de determinar si el tratamiento fue exitoso. Estos cambios que se observan en el mapa epicardial pueden ser proyectados sobre el mapa endocardial para validar los resultados del tratamiento. Los métodos de la presente invención también se pueden usar para correlacionar mapas endocardiales y epicardiales de otras propiedades del corazón que se pueden medir y mapear de una manera similar. Una modalidad de la invención provee un método para generar un mapa eléctrico de un corazón de un sujeto vivo, que es llevado a cabo insertando una sonda, tal como un catéter en una cámara del corazón. La sonda tiene por lo menos un electrodo y se puede proveer con un primer sensor de ubicación. Señales eléctricas son emitidas desde por lo menos un electrodo desde por lo menos un punto de transmisión dentro del corazón, y recibidas por lo menos en un punto receptor. Típicamente, hay múltiples puntos de transmisión y puntos de recepción. Los puntos de recepción pueden ser internos o externos al sujeto. El método es llevado a cabo además localizando los puntos de recepción en relación con los puntos de transmisión, y calculando una relación funcional, tal como una relación de matriz lineal, entre las señales eléctricas emitidas y las señales eléctricas recibidas. El cálculo se puede realizar determinando una matriz de campo de terminal medida que define una relación de matriz lineal entre las señales eléctricas emitidas y las señales eléctricas recibidas, y calculando una matriz de campo de terminal invertida, desde la matriz de campo de terminal medida.

Alternativamente, la matriz de campo de terminal invertida se puede determinar sin calcular explícitamente la matriz de campo de terminal medida.

El método además se lleva a cabo al recibir señales electrofisiológicas en el tiempo u otros puntos de recepción, y aplicando la matriz de campo de terminal invertida a las señales electrofisiológicas para obtener un mapa eléctrico endocardial. En un aspecto del método los puntos de recepción están ubicados en relación con los puntos de transmisión asociando los puntos de recepción con un segundo sensor de ubicación, y leyendo el primer sensor de ubicación y el segundo sensor de ubicación para determinar diferencias entre los mismos. De conformidad con otro aspecto más del método, el catéter tiene por lo menos dos electrodos, las señales eléctricas son emitidas desde diferentes subconjuntos de los electrodos. Las señales emitidas pueden ser multiplexadas en tiempo y frecuencia. De conformidad con otro aspecto más del método, el electrodo es un electrodo unipolar. Alternativamente, el electrodo puede ser bipolar.

En un aspecto del método, las impedancias son determinadas entre los puntos de recepción y subconjuntos de los puntos de transmisión. En otro aspecto del método, las señales son recibidas desde dipolos eléctricos que son generados entre los subconjuntos de los puntos de transmisión. En otro aspecto más del método, la emisión de señales eléctricas, recepción de las señales eléctricas emitidas, determinación de una matriz de campo de terminal medida y cálculo de una matriz de campo de terminal invertida se realizan con respecto a una fase predeterminada de un ciclo respiratorio del sujeto. En un aspecto adicional del método, la emisión de señales eléctricas, recepción de las señales eléctricas emitidas, determinación de una matriz de campo de terminal medida y el cálculo de una matriz de campo de terminal invertida se realizan con respecto a una fase predeterminada de un ciclo cardiaco del sujeto. Un aspecto del método incluye adquirir una imagen anatómica torácica, usando una imagen anatómica para preparar un modelo de elementos finitos del tórax y ajusfar parámetros del modelo de elementos finitos para conformar la matriz de campo de terminal calculada a la matriz de campo de terminal medida. En otro aspecto más del método, la matriz de campo de terminal invertida es calculada regularizando la matriz de campo de terminal medida. La regularización se logra removiendo un espacio nulo de la matriz de campo de terminal invertida. Otros aspectos de la invención proveen un aparato para llevar a cabo el método.

BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS Para entender mejor la presente invención, se hace referencia a la descripción detallada de la invención, a manera de ejemplo, que se ha de leer junto con los siguientes dibujos, en donde a elementos similares se les dan números de referencia similares, y en donde: la figura 1 es un diagrama de alto nivel de un sistema para correlacionar una pluralidad de mapas cardiacos eléctricos, que es construido y operativo de acuerdo con una modalidad descrita de la invención; la figura 2 es una vista en planta del extremo distal de un catéter para usarse en el sistema mostrado en la figura 1 ; la figura 3 es una ilustración de un sistema para correlacionar mapas eléctricos endocardiales y epicardiales, que está construida y es operativa de conformidad con una modalidad alternativa de la invención; la figura 4 es una vista en sección simplificada de un tórax que muestra un chaleco, y electrodos distribuidos alrededor del tórax, de conformidad con una modalidad descrita de la invención; la figura 5 es un diagrama esquemático que ilustra detalles del chaleco mostrado en la figura 4, de conformidad con una modalidad descrita de la invención; la figura 6 es un diagrama de flujo de un método para correlacionar mapas endocardial y epicardial, de conformidad con una modalidad alternativa de la invención; la figura 7 es un diagrama esquemático que ilustra aspectos de un método para correlacionar mapas eléctricos endocardial y epicardial, de conformidad con una modalidad descrita de la invención; la figura 8 es un diagrama que ilustra una técnica para resolver un problema de matriz anterior de conformidad con una modalidad descrita de la invención; la figura 9 es un diagrama de flujo de un método para determinar una matriz de campo de terminal mediante inyección de señal de conformidad con una modalidad descrita de la invención; y la figura 10 es un diagrama de bloques funcional de un método para desarrollar un modelo electroanatomico cardiaco específico del paciente tridimensional de conformidad con una modalidad descrita de la invención.

DESCRIPCION DETALLADA DE LA INVENCION En la siguiente descripción, se exponen numerosos detalles específicos a fin de proveer una comprensión completa de la presente invención. Será evidente para un experto en la técnica, sin embargo, que la presente invención se puede poner en práctica sin estos detalles específicos.

En otros casos, circuitos bien conocidos, lógica de control y los detalles de instrucciones del programa de computadora para algoritmos y procedimientos convencionales no se han mostrado con detalle para no oscurecer la presente invención innecesariamente.

Modalidad 1 Pasando ahora a los dibujos, se hace referencia inicialmente a la figura 1 , que es una ilustración de un sistema 20 que está construido y es operativo de conformidad con una modalidad descrita de la invención. El sistema 20 se usa para determinar la posición de una sonda o catéter 22, usado para la adquisición de datos anatómicos y eléctricos, y para extirpación de tejido usando el catéter 22. Durante la adquisición de un mapa eléctrico endocardial, el catéter 22 es colocado en cámaras de un corazón 24 de un sujeto 26 que usa un enfoque intravascular conocido. Para obtener un mapa eléctrico epicardial, el catéter 22 puede ser insertado percutáneamente en la cavidad pericardial que rodea al corazón 24. Alternativamente, el mapa eléctrico epicardial se puede obtener de manera no invasiva, como se describe más adelante con detalle adicional. Métodos y dispositivos ilustrativos para mapeo cardiaco se describen en las patentes de E.U.A. Nos. 5,471 ,982, 5,391 ,199, 6,226,542, 6,301 ,496, y 6,892,091 y en las publicaciones de patente del PCT WO94/06349, WO96/05768 y W097/24981 , cuyas descripciones se incorporan aquí por referencia. La patente de E.U.A. No. 5,391 ,199, por ejemplo, describe un catéter que incluye ambos electrodos para detectar actividad eléctrica cardiaca y bobinas miniatura para determinar la posición del catéter en relación con el campo magnético externamente aplicado. Usando este catéter, los datos pueden ser recolectados desde un conjunto de puntos muestreados dentro de un corto periodo determinando la actividad eléctrica en una pluralidad de ubicaciones y determinando las coordenadas espaciales de los lugares. Ahora se hará referencia a la figura 2, que es una vista en planta de un extremo distal 44 de una modalidad de la punta del catéter 48 para medir las propiedades eléctricas del tejido cardiaco. El electrodo 46 puede ser un electrodo unipolar o bipolar. El electrodo 46 también es útil para enviar señales eléctricas al corazón para propósitos de diagnóstico, v.gr., para mapeo de marcapaso y/o para propósitos terapéuticos, v.gr., para extirpar tejido cardiaco defectuoso. El extremo distal 44 del catéter 22 opcionalmente incluye una disposición 52 de electrodos que no son de contacto 54 para medir señales eléctricas de campo lejanas. La disposición 52 es una disposición lineal en la que los electrodos que no son de contacto 54 están dispuestos linealmente a lo largo del eje longitudinal del extremo distal 44. El extremo distal 44 del catéter 22 además incluye por lo menos un sensor de ubicación 56 que genera señales usadas para determinar por lo menos la posición del catéter dentro del cuerpo. En algunas modalidades, la orientación del catéter dentro del cuerpo también se puede determinar. El sensor de ubicación 56 es preferiblemente adyacente a la punta 48. Esta modalidad del catéter 22 se describe con detalle adicional en la patente de E.U.A. No. 6,892,091 anteriormente señalada. Haciendo referencia nuevamente a la figura 1 , los electrodos y transductores del extremo distal 44 del catéter 22 son conectados mediante un cable 58 a través del tubo de inserción del catéter 22 al procesador de control 28 (figura 1 ), que controla otros elementos del sistema 20, incluyendo un generador de señal 29 para transmitir señale al catéter 22, un procesador de imagen 21 y un procesador de EKG 27. El procesador de control 28 se muestra para conveniencia para una sola unidad. Sin embargo, se puede considerar como una pluralidad de instalaciones de procesamiento para realizar las diversas tareas de procesamiento descritas aquí. El procesador de control 28 determina coordenadas de posición del catéter 22 en relación con las marcas o características específicas del corazón 24. El procesador de control 28 impulsa una pantalla 40, que muestra la posición del catéter dentro del cuerpo y despliega mapas funcionales generados por el sistema. El procesador de control 28 también impulsa los transductores de ablación que están ubicados generalmente en la punta del catéter 22. El catéter 22 se usa en la generación de imágenes anatómicas o un mapa eléctrico endocardial. Además, los electrodos en el catéter se pueden usar para ablación. El sistema 20 puede ser el sistema de navegación y ablación CARTO™ XP EP Navigation and Ablation System, disponible de Biosense Webster, Inc., 3333 Diamond Canyon Road, Diamond Bar, CA 91765, E.U.A., adecuadamente modificado para modalizar ciertas características de la invención que se describen con detalle aquí más adelante.

En algunas modalidades de la invención, mapas eléctricos epicardiales se pueden obtener de manera no invasiva, usando múltiples electrodos de superficie corporal 31 , de los cuales tres se muestran representativamente, y en la técnica se sabe que cuando se usa la técnica no invasiva, típicamente se requieren disposiciones más grandes de electrodos para obtener mapas eléctricos epicardiales exactos. Los electrodos 31 se pueden montar convenientemente en paneles pectorales de multielectrodos como se describe en cualquiera de los siguientes documentos, todos los cuales se incorporan aquí por referencia: Ransbury et al., publicación de solicitud de patente de E.U.A. No. 2004/0015 94; Sippensgroenewegwn, publicación de solicitud de patente de E.U.A. No. 2001/0056289; Ramanathan et al., en Noninvasive Electrocardiographic Imaging for Cardiac Electrophysiology and Arrhythmia, Nature Medicine, publicados en internet; y en el documento Modre et al., anteriormente señalado. Los electrodos 31 están conectados al procesador de control 28 mediante un cable 33, y enlazados al procesador EKG 27. Los electrodos 31 pueden ser colocados alternativamente de manera interna dentro del sujeto. Por ejemplo, podrían ser terminales esofágicas o electrodos dispuestos, temporalmente o permanentemente, dentro de áreas como el seno coronario o epicardio. La técnica intrapericardial anteriormente señalada se puede usar para generar un mapa eléctrico epicardial. Este método es aún menos invasivo que la técnica de cateterización intravascular anteriormente descrita para obtener mapas eléctricos endocardiales. La técnica utiliza una sonda de contacto epicardial como el catéter 22, que se inserta a través de la pared pectoral en el pericardio, usando técnicas de introducción conocidas. En cualquier caso, el mapa eléctrico epicardial típicamente muestra los potenciales en el epicardio, aunque también puede mostrar potenciales endocardiales. Sin embargo, el término "mapa eléctrico epicardial" se utiliza aquí, ya que los datos de interés primario se obtienen del exterior del corazón. Usando el procesador de imagen 21 , que está enlazado con la pantalla 40, las características de los mapas eléctricos endocardial y epicardial están en correspondencia unas con otras, con base en marcas anatómicas y/o características eléctricas de los mapas. El propósito de esta correspondencia es establecer una función de transformación, también referida aquí como una transformada, entre las características eléctricas de los dos mapas. Una vez que se ha establecido la transformada, mapas eléctricos epicardiales subsecuentemente obtenidos pueden ser transformados en nuevas versiones del mapa eléctrico endocardial. En algunas modalidades, la transformada se puede efectuar mediante una proyección visual simple del mapa eléctrico epicardial sobre el mapa eléctrico endocardial. Alternativamente, se puede utilizar una transformada matemática a los nuevos mapas eléctricos epicardiales a fin de crear nuevas versiones del mapa eléctrico endocardial. Técnicas de correspondencia adecuadas usadas en una modalidad se describen en la patente de E.U.A. No. 6,650,927, de cesionario común con la misma, e incorporada aquí por referencia. La técnica se describ en forma breve. El mapa eléctrico epicardial y el mapa eléctrico endocardial pueden ser mapas tridimensionales. La correspondencia de estos mapas se puede realizar usando los métodos descritos en la solicitud No. 11/215,435, titulada "Segmentation and Registration of Multimodal Images using Physiological Data", de cesionario común con la misma, e incorporada aquí por referencia.

Modalidad 2 Ahora se hace referencia a la figura 3, que es una ilustración de un sistema 106, que está construido y es operativo de conformidad con una modalidad de la invención. El sistema 106 es similar al sistema 20 (figura 1 ). Sin embargo, el sujeto 26 es ahora vestido con un chaleco 108 que tiene una pluralidad de electrodos 110, típicamente entre aproximadamente 125 y 250 electrodos, que están dispuestos dentro del chaleco 108 para proveer mediciones de potenciales eléctricos sobre los aspectos anterior, posterior y lateral del torso del sujeto 26. Los electrodos 110 están conectados mediante terminales 112 y el cable 33 al procesador de control 28. El procesador de control 28 es modificado para recibir y procesar datos del chaleco 108. El procesador de control 28 ahora contiene circuitos eléctricos para detección de impedancia, como se describe en la solicitud de patente de E.U.A. 1 1 /030,934, presentada el 7 de enero de 2005, que es cedida al cesionario de la presente solicitud de patente y cuya descripción se incorpora aquí por referencia. El sistema es modificado para generar, con base en mediciones de impedancia entre un pequeño número de puntos endocardiales y los electrodos 1 0, una relación funcional entre los mismos. En una modalidad, la relación es una matriz multidimensional lineal de coeficientes, referida aquí como una matriz de campo de terminal. La inversa de la matriz se estima entonces, por ejemplo, como se describe en la publicación de solicitud de patente de E.U.A. No. 2003/0 20163 (Yoram Rudy et al. ), cuya descripción se incorpora aquí por referencia. En esta descripción, la matriz inversa corresponde a potenciales eléctricos epicardiales. En el sistema 106, sin embargo, la inversa de la matriz corresponde a un mapa de conductancias endocardiales, que es un avance sobre técnicas anteriores. En el pasado, no ha sido posible evaluar de manera confiable la función de transferencia entre mediciones externas y potenciales endocardiales. Esto se debe a que el campo eléctrico atraviesa tejido fibromuscular dentro del miocardio. Como se señaló anteriormente, la cantidad y orientación de dicho tejido varía entre los individuos. Alternativamente, en algunas modalidades del sistema 106, la matriz de campo de terminal y su inversa se pueden relacionar con un mapa basado en conductancias epicardiales. La inversión de la matriz de campo de terminal se describe con detalle adicional más adelante. Es posible usar sólo un punto endocardial. El punto o puntos de recepción pueden ser internos o extemos al sujeto. Por ejemplo, uno o más electrodos de seno coronario de terminales esofágicas, epicardiales o incluso electrodos intramiocardiales se pueden usar como puntos de recepción. Ahora se hace referencia a la figura 4, que es una vista en sección simplificada de un tórax 114 que muestra el chaleco 108, y los electrodos 110 distribuidos alrededor del tórax. De conformidad con una modalidad descrita de la invención. La figura 4 también muestra una aurícula derecha 116, e incluye tres puntos endocardiales 118, 120, 122. Como se explica más adelante, las mediciones de impedancia se hacen entre electrodos de catéter ubicados en los puntos endocardiales 118, 120, 122 y los electrodos 110. En algunas aplicaciones, las impedancias también se miden entre electrodos epicardialmente ubicados (no mostrados en la figura 4) y los electrodos 110. Ahora se hace referencia a la figura 5, que es un diagrama esquemático que ilustra detalles del chaleco 108 (figura 3), de conformidad con una modalidad descrita de la invención. El chaleco 108 está construido para incluir puntos de esfuerzo distribuidos 124, que pueden coincidir con los electrodos 110. Sin embargo, dicha coincidencia es un asunto de conveniencia, y no es esencial. Los puntos de esfuerzo 124 están conectados mediante lengüetas flexibles 126, que tienen grado de libertad predeterminado. Las lengüetas 126 hacen que el chaleco 108 se conforme estrechamente a la geometría del tórax 114 (figura 4). El chaleco 108 incluye por lo menos un sensor de ubicación 128, que es un punto de referencia en un sistema de coordenadas que incluye los electrodos 110. El uso de dichos sensores de ubicación se enseña con referencia a un sistema de ubicación en la publicación de solicitud de patente de E.U.A. comúnmente cedida No. 2004/0068178, cuya descripción se incorpora aquí por referencia. El sensor de ubicación 128 permite que las posiciones de los electrodos 110 sean rastreadas durante un procedimiento médico y estén relacionadas con electrodos intracardiacos mediante cálculos de diferencia. El sensor de ubicación 128 no es esencial, siempre que los electrodos 110 puedan estar ubicados en relación con los puntos endocardiales. Ahora se hará referencia a la figura 6, que es un diagrama de flujo de un método para correlacionar mapas endocardiales y epicardiales, de conformidad con una modalidad alternativa de la invención. La secuencia de muchos de los pasos de procedimiento descritos en la figura 6 es ilustrativa, y puede ser alterada, como será evidente para los expertos en la técnica. En un paso inicial 130, el sujeto es vestido con el chaleco 108, y conectado al procesador de control 28 (figura 3). Un mapa eléctrico epicardial de superficie corporal se adquiere o se describe en la publicación de solicitud de patente de E.U.A. No. 2003/0120163 anteriormente señalada. En el paso 132, el corazón es cateterizado y un mapa de ¡mpedancia limitada es adquirido, nuevamente usando los electrodos 110 en el chaleco 108 (figura 3). Típicamente, un pequeño número de puntos, tales como los puntos endocardiales 118, 120, 122 (figura 4) se usan para adquirir el mapa de impedancia limitada. En el paso 134, se obtiene una imagen anatómica del corazón.

Esta se puede pre-adquirir, u obtener, durante la misma sesión en la cual el paso inicial 130 y el paso 132 se realizan. De hecho, la adquisición de la imagen anatómica se puede obtener opcionalmente en un tiempo casi real, usando técnicas conocidas, v.gr., formación de imagen por ultrasonido, si un paciente usa un "chaleco" de electrodos de superficie corporal durante tomografía computarizada (CT), SPECT de perfusión miocardial. Sin embargo, los datos de impedancia adquiridos como se describió antes pueden a menudo ser suficientes para desarrollar un modelo de cuerpo general, y para evolucionar además un modelo específico del paciente a partir de un modelo de cuerpo general. En el paso 136, la aplicación de las técnicas de solución de matriz descritas en la publicación de solicitud de patente de E.U.A. No. 2003/0120163 anteriormente señalada, las conductancias entre los puntos endocardiales 118, 120, 122 y cada uno de los electrodos 110 (figura 3) se determinan en diferentes puntos en el ciclo cardiaco para generar el mapa de impedancia. En el paso 138, los mapas producidos en el paso inicial 130 y el paso 132 se combinan y están en correspondencia con la imagen anatómica obtenida en el paso 134. Este paso transforma los mapas de superficie corporal en un mapa endocardial combinado detallado. El paso 140 es opcional. En algunas aplicaciones, es importante obtener transformación segmentada referente a una cámara cardiaca. En el paso 140, los mapas son segmentados para producir uno o más mapas regionales. Las técnicas de procesamiento de imagen para segmentar imágenes y producir datos segmentados son bien conocidas en la técnica y cualquier método adecuado se puede utilizar para ese paso. En el paso 142, la terapia de ablación sobre el corazón se lleva a cabo de manera convencional. Después, en el paso 144 la ablación es verificada obteniendo un nuevo mapa endocardial detallado por interacción de los mapas y procesamiento descritos en el paso inicial 130 y pasos 132, 136, 138. Las técnicas para valorar la ablación son conocidas y se describen, v.gr., en la solicitud comúnmente cedida No. 11/357,512, titulada "Lesión Assessment by Pacing", cuya descripción se incorpora aquí por referencia. En el paso final 146, en uno o más tiempos subsecuentes al procedimiento descrito anteriormente, un nuevo mapa eléctrico epicardial de superficie corporal se obtiene como se describe en el paso inicial 130. Después, usando los mismos mapas de imagen anatómica e impedancia limitada que se obtuvieron en los pasos 132, 134, se generan uno o más mapas endocardiales combinados nuevos, para monitoreo a largo plazo. Los mapas nuevos opcionalmente pueden ser segmentados, como se indicó anteriormente. Aunque los electrodos del chaleco generalmente no coinciden con sus posiciones cuando el primer mapa eléctrico se preparó, el procedimiento sin embargo es efectivo, siempre que las posiciones relativas de los electrodos del chaleco con respecto a los puntos endocardiales se puedan determinar.

Operación general Ahora se hace referencia a la figura 7, que es un diagrama esquemático que ¡lustra detalles de implementación adicionales del método descrito con referencia a la figura 6, de conformidad con una modalidad descrita de la invención. Una vista en sección del tórax de un sujeto 148 se muestra, vestido en un panel de chaleco de multielectrodos 150 que tiene electrodos 152. Un catéter intracardiaco 154 está en su lugar dentro de una cámara cardiaca 156. El catéter 154 tiene un sensor de ubicación 158 y una pluralidad de electrodos 60. Un generador 162 estimula los electrodos 160. Las señales se detectan en los electrodos 152 y se conducen a un receptor 164. Un procesador 166 ligado al receptor 164 entonces determina las conductancias entre la cámara 156 y los electrodos 152 y produce un mapa de conductancia endocardial limitado. Se apreciará que relativamente pocos electrodos 160, y por lo tanto relativamente pocos puntos intracardiacos se usan para tener las mediciones de conductancia o impedancia en comparación con el número de electrodos 152. Una relación de matriz se puede establecer ahora entre las señales emitidas sobre los puntos 168 sobre la superficie endocardial de la cámara 156 y señales recibidas por los electrodos 152. Las ubicaciones respectivas precisas de los puntos 168 se determinan con referencia al sensor de ubicación 158 durante el procedimiento de cateterización. Al invertir la matriz, usando las diversas técnicas descritas más adelante y en el documento Rudy et al., anteriormente señalado, es posible calcular potenciales dentro de la cámara 156 en los puntos 168, una vez que las señales en los electrodos 152 son conocidos. Al realizar este cálculo en diferentes tiempos durante el ciclo cardiaco y el ciclo respiratorio, y nuevamente después de retirar el catéter, se puede generar un mapa eléctrico endocardial variable en el tiempo de la cámara 156. Este mapa puede ser regenerado en sesiones futuras simplemente al medir señales eléctricas en el panel pectoral de multielectrodos y aplicarlas como coeficientes de la misma matriz ajustada, y repitiendo la inversión de matriz, o aplicándolas directamente a la matriz previamente invertida. Este método por lo tanto implica una integración de información desde la punta del catéter. Primero, potenciales endocardiacos se añaden a elementos de la matriz de campo de terminal, algunas veces referida como una "matriz de campo de terminal medida". Segundo, la matriz de campo de terminal es actualizada usando mediciones de impedancia tomadas entre la punta del catéter y los electrodos del chaleco. A medida que se mueve el catéter, su posición empieza a ser rastreada continuamente, más mediciones son acumuladas tanto para el potencial endocardial como para la matriz de campo de terminal. Estas mediciones se usan para mejorar progresivamente las soluciones inversas para la matriz de campo de terminal. Estableciendo una relación de matriz lineal confiable entre las señales emitidas desde los puntos 168 sobre la superficie endocardial de la cámara 156 y las señales recibidas por los electrodos 152, es esencial obtener un mapa eléctrico endocardial (o epicardial) competente que pueda ser generado de un tiempo a otro y comparado con casos anteriores. Este problema, conocido como el "problema inverso", se sabe que es complicado en el sentido de que inherentemente existe una ambigüedad espacial. En el pasado, procedimientos matemáticos que se aplicaban a potenciales endocardiales tendían a producir una resolución de imagen deficiente. Aunque se resuelve el problema inverso usando resultados razonables de los suministradores de potenciales epicardiales, la aplicación al endocardio conduce a imágenes borrosas. Este problema además se complica por la estructura fibrosa del músculo cardiaco, que varía entre los pacientes. El tratar con esto requiere un modelo de tensor-impedancia, que no puede ser estimado fácilmente a partir de los escudriñamientos de MRI o CT.

El problema directo El "problema directo" es el procedimiento de encontrar potenciales eléctricos en un medio con características eléctricas y dieléctricas (conductividades) para una distribución dada de fuentes eléctricas. Este problema conduce a una ecuación de matriz lineal con una solución única: A - x = b en donde A es la matriz de transferencia (matriz de campo de terminal), x son fuentes de corriente o potenciales endocardiales y epicardiales o potenciales de transmembrana, y b es una disposición de potenciales eléctricos medidos en el chaleco de superficie corporal, es decir, un mapa de potencial de superficie del cuerpo.

Enfoque basado en modelo En un enfoque, conductividades de tejido humano generales y segmentación del modelo de MR/CT se caracterizan. La matriz de campo de terminal se calcula usando un solucionador de método de elementos finitos (FEM). Un modelo mecánico o eléctrico tiene cierta libertad para representar los factores clave ( p ) que afectan la matriz A, es decir, A = A( ) ( 2 ) Los factores clave ( p ) pueden ser posición geométrica o tamaño de órganos y la proporción de varios tejidos dentro del campo de observación. Las conductividades de órganos y tejidos difieren entre pacientes individuales. Por ejemplo, la dirección de la fibra afecta la dirección del tensor de conductividad en el miocardio. El modelo es mejorado y se hace específico para el paciente al caracterizar estas diferencias, que son reflejadas en la matriz de campo de terminal. Mediciones hechas por las señales inyectadas se usan para optimizar los factores clave ( ) de modo que la resolución de FEM se vuelve: en donde v- es la corriente inyectada en al catéter, colocado en la posición r (en el sistema de coordenadas de referencia, conectado a tierra en ese tiempo). Zr- (/?) Es la matriz de impedancia calculada por el solucionador de FEM para las fuentes de puntos v- . Para un conjunto de parámetros de modelo mecánico o eléctrico { p ) , los valores fr son un vector que indica los voltajes en el conjunto de ubicaciones de recepción. Las mediciones pueden ser mediciones de impedancia. Alternativamente, puede haber mediciones de la matriz de campo de terminal basado en señales desde dipolos eléctricos. Dichos dipolos pueden ser generados estableciendo una diferencia de voltaje entre dos electrodos adyacentes en un catéter. Un dipolo puede ser dirigido en las tres direcciones ortogonales si los electrodos son adecuadamente dispuestos. Las optimizaciones para impedancia medida ( z ) se dan mediante la ecuación 4. p - zcalcu¡aáo (p)f ( 4 ) .

Las elecciones para el conjunto de parámetros { p ) incluyen tamaño del órgano, conductividad, dirección de las fibras y relación de anisotropía. Los algoritmos de búsqueda de optimización conocidos se pueden usar para determinar valores para el conjunto de parámetros { p ) , v.gr., algoritmos genéricos, templado simulado y redes neurales, o híbridos de los mismos. Ejemplos de dichas optimizaciones se describen en D. Fariña, O.

Skipa, C. Kaltwasser, O. Dosel, y W. R. Bauer, "Optimization-based reconstruction of depolarization of the Herat", Proc. Computers in Cardiology, Chicago, E.U.A., 2004, 31 , 129-132. Los potenciales generados por dipolo actúan lo mismo que una fuente de monovoltaje cuando se aplican a la matriz de campo de terminal. En algunos casos, es más conveniente describir actividad eléctrica cardiaca como un conjunto de dipolos dispersos sobre el miocardio en los cuales los parámetros de intensidad y direccionales varían sobre el ciclo cardiado. Usando el conjunto de parámetros ( p ) , se puede calibrar el modelo de FEM a fin de representar la anatomía del paciente con precisión. La generación de una señal desde el interior del corazón da información importante referente a propiedades del miocardio, a saber el grado de corrección de las suposiciones sobre la dirección de la fibra. La señal puede revelar también otra información de diagnóstico. Tejido isquémico, cicatrizante y relacionado con stent puede tener desviaciones significativas de la conductividad normal. Un beneficio agregado de este enfoque es un mapa visual de impedancia del miocardio, que como tal puede tener un valor de diagnóstico. Además o alternativamente, el catéter puede ser colocado epicardíalmente y el método de inyección aplicado a terminales epicardíales. Cuando el procedimiento se realiza de esta manera, es posible generar mapas eléctricos epicardiales del corazón basados en lecturas externas. La discusión que sigue está dirigida a mapas endocardiales, pero es aplicable, mutatis mutandis, a la generación de mapa epicardial. Sí se desea, los principios descritos aquí se pueden aplicar para establecer matrices de transformada relacionadas con potenciales epicardiales a señales endocardiales. Alternativamente, la corriente puede ser inyectada a través de dos electrodos intracardiacos vecinos, simulando así un dipolo de corriente. De esta manera, algunos elementos de matriz de la matriz de campo de terminal A se puede medir directamente. Este procedimiento se puede usar para actualizar la matriz de campo de terminal original, o se puede usar para construir la matriz de campo de terminal A sin ningún conjunto de datos de MRI o CT. En cualquier caso, un mapa de potencial de superficie del cuerpo (BSPM) se genera usando señales que usan corrientes inyectadas en lugar de dipolos de corriente que surgen de fuentes bioeléctricas. La solución matemática al problema inverso es degradada por la respiración. Esto se puede reducir al mínimo recopilando una colección de datos en un punto en el ciclo respiratorio, v.gr., y la expiración. Sin embargo, puede ser deseable recopilar datos en todo el ciclo respiratorio, y construir una matriz de campo de terminal dependiente de la respiración que sea corregida para la fase del ciclo respiratorio. La calidad de la solución al problema inverso mejora considerablemente cuando se hace esto. Los inventores han descrito cómo superar dificultades técnicas inherentes en la inversión de matriz. Al inyectar señales en diferentes combinaciones, típicamente en relativamente pocas fuentes ubicadas en la cámara cardiaca, y midiendo las señales en puntos de recepción, la matriz de campo de terminal se puede determinar con precisión, columna por columna. El cálculo es iterado usando tantas combinaciones diferentes de electrodos intracardiacos como coeficientes desconocidos hay en la matriz. Desde luego, el número de coeficientes depende del número de fuentes intracardiacas y terminales externas. Si se usa un catéter de electrodos múltiples, v.gr., el catéter de mapeo de alta densidad PENTA-RAY™ High-Density Mapping Catheter, disponible de Biosense Webster, Inc., los potenciales endocardiales se miden en muchos puntos mientras el catéter está estacionario. Eso permite que las mediciones del chaleco se completen rápidamente. Ahora se hace referencia a la figura 8, que es un diagrama que ilustra una técnica para desarrollar una matriz directa de conformidad con una modalidad descrita de la invención. La ecuación 1 se ilustra en una forma de matriz 182 en la porción superior de la figura 8. Una señal eléctrica se inyecta, usando dos o más fuentes dentro de una cámara del corazón 184, v.gr., electrodos 160 (figura 7). Como se ¡lustra en la porción inferior de la figura 8, esta señal está representada como un vector 186, correspondiente al vector 188 en la porción superior de la figura 8. Una pluralidad de mediciones de impedancia, representadas como vector 190 y correspondientes al vector 192 en la porción superior de dicha figura, se toman entre las fuentes y una pluralidad de terminales externas en el tronco 194, v.gr., electrodos 152 (figura 7). Esto permite que se establezca una columna 196 de la matriz de campo de terminales 198. En el ejemplo de figura 8, la columna 196 es la columna más a la izquierda 200 de la matriz de campo de terminales 198. Al cambiar iterativamente la ubicación de las señales de fuente o, en el caso de un mapeo de elementos múltiples, la variación de la combinación de señales de fuentes, una ecuación de matriz se crea y se resuelve. Al mismo tiempo, los coeficientes de la matriz de campo de terminales 198 se determinan con gran exactitud, el ruido siendo eliminado por la magnitud relativamente grande de las señales inyectadas. Ahora se hace referencia a la figura 9, que es un diagrama de flujo que ilustra el método anteriormente descrito para determinar una matriz de campo de terminales medida por inyección de señal de conformidad con una modalidad descrita de la invención. En el paso inicial 202 el paciente es preparado al aplicarle un chaleco e insertarle un catéter de mapeo cardiaco ligado a un procesador de localización, v.gr., el sistema 106 (figura 3). Es deseable que el catéter de mapeo tenga múltiples electrodos. Esto hace oportuno el procedimiento ya que suficientes fuentes se pueden usar sin navegación excesiva del catéter dentro del corazón. El número de mediciones que se requiere tomar para determinar la matriz de campo de terminales se registra. En seguida, en el paso 204 se escoge una combinación de por lo menos dos terminales de fuente intracardiacas. Las ubicaciones de estas fuentes con respecto a características de referencia de la anatomía cardiaca son conocidas en forma exacta en virtud de las instalaciones de procesamiento de ubicación del sistema 106. También es posible utilizar terminales unipolares en el paso 204, con ajuste apropiado en el cálculo de la matriz de campo de terminales como será evidente para los expertos en la técnica. Enseguida, en el paso 206 una señal eléctrica es inyectada usando las terminales de fuente de corriente para crear un dipolo eléctrico. Los valores adecuados para la señal son 1-10 mA a 1-100 kHz. Las señales pueden ser señales de voltaje constante o de corriente constante. Enseguida en el paso 208, las mediciones de impedancia se registran entre las terminales de fuente escogidas en el paso 206 y cada una de las terminales de las impedancias del chaleco. Las impedancias se pueden medir usando las enseñanzas de la publicación de solicitud de patente de E.U.A. comúnmente cedida No. 2007/0060832, titulada "Detection of Skin Impedance", que se incorpora aquí por referencia. En modalidades que utilizan dipolos eléctricos, la posición y orientación del dipolo se determinan en las terminales del chaleco. El control ahora procede al paso de decisión 210, en donde se determina si se requieren más mediciones. Si la determinación en el paso de decisión 210 es afirmativa, entonces el control regresa al paso 204 para seleccionar otra fuente. Si la determinación en el paso de decisión 210 es negativa, entonces el control procede al paso final 212. La ecuación de matriz se resuelve y la matriz de los valores de campo de terminales se reporta. Como se señaló antes, las mediciones descritas en la figura 8 y la figura 9 son reguladas con respecto al ciclo respiratorio. Además, son reguladas con respecto al ciclo cardiaco. Al reemplazar las mediciones en diferentes puntos en los ciclos, un conjunto de matrices de campo de terminales específico para el paciente, de tiempo variable, se puede obtener en cualquier resolución espaciotemporal deseada. Se recordará a partir de la consideración del modelo de elementos finitos que es necesaria la optimización de parámetros. Después de realizar el paso final 212, y una vez que está disponible una matriz de campo de terminales confiable, el algoritmo de optimización se puede aplicar para establecer los parámetros { p ) en la ecuación 3 de conformidad con la matriz de campo de terminales real con errores de modelado enormemente reducidos en el modelo de elementos finitos específicos del paciente resultantes. La solución del problema inverso entonces se puede desarrollar con gran confianza. Finalmente, imágenes casi perfectas que ilustran la electrofisiología en el corazón de un paciente se pueden producir a partir de pocas mediciones intracardiacas iniciales sin artefactos causados por el ciclo respiratorio. Estas imágenes tetradimensionales se pueden repetir de un tiempo a otro, por ejemplo para evaluar la terapia. Cabe notar que los puntos de recepción en sesiones subsecuentes no necesitan ser idénticas a las de la sesión original, sólo que sus ubicaciones relativas con respecto a los puntos de transmisión o puntos de recepción originales sean identificables, por ejemplo, mediante coordenadas de referencia. La aplicación de la matriz de campo de terminales invertida a los nuevos puntos de recepción sigue siendo válida.

Modalidad 3 El apunte en la ecuación 5 es el mismo que para la ecuación 4. Las técnicas de optimización basadas en modelo descritas por la ecuación 4 se aplican ahora directamente para determinar la matriz de campo de terminales invertida Z:1 sin calcular de manera explícita la matriz de campo de terminales misma.

Modalidad 4 Ahora se hace referencia a la figura 10, que es un diagrama de bloques funcional de un método para desarrollar un modelo electroanatómico cardiaco, específico para el paciente, tridimensional, de conformidad con una modalidad descrita de la invención. El diagrama funcional se puede implementar por especialización del sistema 106 (figura 3) y utilizando las técnicas y aparatos descritos anteriormente con referencia a las modalidades 1 , 2, 3, y usando el método descrito con referencia a la figura 9. Inicialmente, un modelo de paciente anatómico tridimensional 214 se prepara en el grupo funcional 216 usando modalidades de formación de imagen anatómicas tridimensionales convencionales. Este es similar al paso 134 (figura 6) pero usualmente se extiende a los órganos y tejidos torácicos más allá del corazón mismo. El grupo funcional 218 desarrolla una matriz de señales eléctricas que tienen coordenadas conocidas en el cuerpo del sujeto, que es fusionado en bloque funcional 219 con el modelo 214. En el grupo funcional 220, un mapa electroanatómico se genera durante la cateterización cardiaca como se describe en la modalidad 1. Este mapa se puede obtener usando el sistema de navegación y ablación CARTO XP EP Navigation and Ablation System, disponible de Biosense Webster Inc., 3333 Diamond Canyon Road Diamond Bar, CA 91765. Durante la cateterización, en el grupo funcional 222, se aplica el método descrito con referencia a la figura 9. Una disposición de impedancia medida se calcula en el bloque funcional 224. La disposición se aplica en bloque 226. Esta disposición se usa para mejorar el modelo 214 del bloque funcional 226, y por lo tanto contribuye a un modelo 228. El modelo 228 se usa después para resolver el problema inverso y optimiza los parámetros de FEM (ecuaciones 3, 4, 5) en el bloque funcional 230. Típicamente, el problema inverso, descrito más adelante, se puede resolver inicialmente en el bloque 230, antes de la contribución de datos a través del grupo funcional 222, y las imágenes electroanatómicas iniciales se producen en el bloque funcional 232. En la solución inicial, un conjunto preliminar de imágenes electroanatómicas de potenciales endocardiales y opcionalmente potenciales epicardiales se pueden desarrollar en el bloque funcional 232. Subsecuentemente, después de incluir los beneficios del grupo funcional 222, se generan imágenes mejoradas en el bloque funcional 234. Otro efecto de los datos provistos por el grupo funcional 222 es el cálculo de una matriz de campo de terminales en el bloque funcional 236. Esto se puede comparar iterativamente con la matriz medida en el bloque funcional 224 y se aplica para mejorar el FEM usando el algoritmo de optimización para resolver las ecuaciones 3, 4, 5. La operación del sistema descrita en la figura 10 se puede usar para determinar la dependencia de la matriz de campo de terminales del movimiento durante el ciclo cardiaco cc(t) al determinar los parámetros respiratorios r(t). La técnica finalmente acelera los procedimientos de cateterización, mejora el diagnóstico de arritmias e infartos, y mejora el resultado de las terapias de intervención cardiaca.

El problema inverso Un objetivo principal, que usa el método y sistemas descritos en la figura 6 y la figura 7, es el cálculo de fuentes eléctricas en el endocardio con base en menos potenciales endocardiales y muchas mediciones de superficie corporal, que se conoce como el "problema inverso". En la ecuación 1 , se conoce el vector de señales medidas b . Como se indicó anteriormente, la matriz de campo de terminales A se puede calcular resolviendo varios cálculos directos usando escudriñamientos MRI o CT del paciente. Entonces, el vector ? , que describe las fuentes, se ha de determinar a partir de: A"1 · h = ( 6 ) .

Matemáticamente, es necesario encontrar la inversa A"1 de la matriz de campo de terminales A. Infortunadamente, este problema es mal poseído. La matriz A tiene un espacio nulo que no desaparece, es decir, se pueden encontrar diferentes vectores ? , que pertenecen a este espacio nulo y conducen a potenciales $ menores que el ruido. Cada combinación lineal de un vector ? con vectores fuera del espacio nulo conduce a los mismos potenciales b y es por lo tanto una solución de la ecuación 1. Más aún, los coeficientes de la matriz A contienen cierta incertidumbre debido a las conductividades individuales desconocidas.

Solución por regularización La regularización es un enfoque bien descrito al problema inverso en el cual el espacio nulo de la inversión es descartado. El método más comúnmente usado es la regularización de Tikhonov con un nuevo factor de Tikhonov de cero que selecciona la solución con la norma más pequeña (la fuente más pequeña posible). Existen dos factores principales que mejoran la calidad de inversión cuando la matriz de campo de terminales se determina de acuerdo con los métodos descritos anteriormente. Primero, la relación de señal a ruido es mejorada debido a la magnitud de la señal inyectada. Los potenciales de transmembrana de ECG son del orden de 10 mV y con una duración relativamente corta, mientras que la señal generada es del orden de volts y con duración mucho más larga. Por lo tanto, técnicas de obtención del promedio se pueden usar para mejorar adicionalmente la relación de señal a ruido. Mejoras de dos órdenes de magnitud se logran fácilmente. Esto permite que valores específicos menos energéticos participen de manera significativa en la solución, y finalmente mejora la confiabilidad de los potenciales endocardiales observados. Segundo, la calidad de la matriz mejora a medida que se utilizan números más grandes de fuentes intracardiacas. Para este fin, el uso de un catéter de mapeo de elementos múltiples es deseable y un chaleco que tiene grandes números de electrodos de recepción. Los expertos en la técnica apreciarán que la presente invención no está limitada a lo que se ha mostrado particularmente y descrito anteriormente. Más bien, el alcance de la presente invención incluye tanto combinaciones como sub-combinaciones de las diversas características descritas anteriormente, así como variaciones y modificaciones de las mismas que no están en la técnica anterior, que se les ocurriría a los expertos en la técnica al leer la descripción anterior.

Claims (29)

NOVEDAD DE LA INVENCION REIVINDICACIONES

1.- Un método para generar un mapa eléctrico de un corazón de un sujeto vivo, que comprende los pasos de: insertar una sonda en una cámara del corazón, dicha sonda teniendo por lo menos un electrodo; emitir señales eléctricas desde el electrodo de por lo menos un punto de transmisión dentro del corazón; recibir dichas señales eléctricas emitidas en por lo menos un punto de recepción; ubicar el punto de recepción en relación con por lo menos un punto de transmisión; determinar una relación funcional entre las señales eléctricas emitidas y las señales eléctricas recibidas; recibir señales electrofisiológicas en nuevos puntos de recepción; y aplicar dicha relación funcional a las señales electrofisiológicas para obtener un mapa eléctrico endocardial.

2. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque dicha relación funcional es una matriz de campo de terminales invertida medida.

3. - El método de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque comprende los pasos de: adquirir una imagen anatómica del tórax del sujeto; usar dicha imagen anatómica preparando un modelo de elementos finitos del tórax que tiene parámetros, dicho modelo de elementos finitos teniendo una matriz de campo de terminales invertida calculada; y ajustar los parámetros para conformar la matriz de campo de terminales invertida calculada a la matriz de campo de terminales invertida medida.

4. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque comprende además el paso de retirar la sonda del sujeto antes de realizar los pasos de recibir señales electrofisiologicas y aplicar dicha relación funcional.

5. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque por lo menos un punto de recepción es externo al sujeto.

6. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque por lo menos un punto de recepción es interno al sujeto.

7. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque la sonda tiene por lo menos dos electrodos y la emisión de señales eléctricas se realiza multiplexando en el tiempo dichas señales eléctricas usando diferentes subconjuntos de electrodos.

8. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque la sonda tiene por lo menos dos electrodos y la emisión de señales eléctricas se realiza multiplexando en frecuencia dichas señales eléctricas usando diferentes subconjuntos de electrodos.

9. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el electrodo es un electrodo unipolar.

10. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el electrodo es un electrodo bipolar.

11. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque los pasos de emitir señales eléctricas, recibir dichas señales eléctricas emitidas y determinar una relación funcional se realizan con respecto a una fase predeterminada de un ciclo respiratorio del sujeto.

12. - El método de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque los pasos de emitir señales eléctricas, recibir dichas señales eléctricas emitidas y determinar una relación funcional se realizan con respecto a una fase predeterminada de un ciclo cardiaco del sujeto.

13. - Un método para generar un mapa eléctrico de un corazón de un sujeto vivo, que comprende los pasos de: insertar un catéter en una cámara del corazón, el catéter teniendo un primer sensor de ubicación y por lo menos un electrodo; emitir señales eléctricas desde el electrodo en una pluralidad de punto de transmisión dentro del corazón; recibir las señales eléctricas emitidas en una pluralidad de puntos de recepción que son externos al sujeto; ubicar los puntos de recepción en relación con los puntos de transmisión; determinar una matriz de campo de terminales medida para definir una relación de matriz lineal entre las señales eléctricas emitidas y las señales eléctricas recibidas; calcular un matriz de campo de terminales invertida a partir de la matriz de campo de terminales medida; recibir señales electrofisiologicas en los puntos de recepción; y aplicar la matriz de campo de terminales invertida a las señales electrofisiologicas para obtener un mapa eléctrico endocardial.

14. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el paso de ubicar los puntos de recepción comprende: asociar los puntos de recepción con un segundo sensor de ubicación y leer el primer sensor de ubicación y el segundo sensor de ubicación para determinar una diferencia entre los mismos.

15. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el catéter tiene por lo menos dos electrodos y la emisión de las señales eléctricas se realiza con diferentes subconjuntos de dichos electrodos.

16. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el electrodo es un electrodo unipolar.

17.- El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el electrodo es un electrodo bipolar.

18. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el paso de recibir las señales eléctricas emitidas se realiza determinando las impedancias entre los puntos de recepción y subconjuntos de los puntos de transmisión.

19. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el paso de recibir las señales eléctricas emitidas se realiza midiendo señales producidas por dipolos eléctricos que son generados entre los subconjuntos de los puntos de transmisión.

20. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque los pasos de emitir señales eléctricas, recibir dichas señales eléctricas emitidas, determinar una matriz de campo de terminales medida y calcular una matriz de campo de terminales invertida se realizan con respecto a una fase predeterminada de un ciclo respiratorio del sujeto.

21. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque los pasos de emitir señales eléctricas, recibir dichas señales eléctricas emitidas, determinar una matriz de campo de terminales medida y calcular una matriz de campo de terminales invertida se realizan con respecto a una fase predeterminada de un ciclo cardiaco del sujeto.

22. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque comprende adicionalmente los pasos de: adquirir una imagen anatómica del tórax del sujeto; usar dicha imagen anatómica preparando un modelo de elementos finitos del tórax que tiene parámetros, dicho modelo de elementos finitos teniendo una matriz de campo de terminales invertida calculada; y ajustar los parámetros para conformar la matriz de campo de terminales invertida calculada a la matriz de campo de terminales invertida medida.

23. - El método de conformidad con la reivindicación 13, caracterizado además porque el paso de calcular una matriz de campo de terminales invertida comprende regularizar la matriz de campo de terminales medida removiendo un espacio nulo de la matriz de campo de terminales invertida.

24.- Un sistema para la formación de imagen de un corazón en un sujeto vivo, que comprende: un dispositivo de formación de imagen; un generador de señal; y un procesador ligado a un chaleco para colocárselo al sujeto, el chaleco comprende una pluralidad de receptores y un primer sensor de posición, dicho procesador estando ligado al dispositivo de formación de imagen, el generador de imagen y un catéter de mapeo adaptados para insertarse en el corazón, dicho catéter de mapeo teniendo un electrodo de mapeo, el procesador operativo para leer el primer sensor de posición para localizar el electrodo de mapeo con respecto a los receptores, el procesador siendo operativo para hacer que el generador de señal transmita señales eléctricas secuencialmente al electrodo de mapeo, y el electrodo de mapeo emite secuencialmente las señales eléctricas desde diferentes puntos de transmisión en el corazón, en donde las señales eléctricas emitidas son transferidas al procesador a través de los receptores como señales eléctricas recibidas, dicho procesador siendo además operativo para determinar una matriz de campo de terminales medida que define una relación de matriz lineal entre las señales eléctricas emitidas en lugares respectivos de la misma y las señales eléctricas recibidas, calcular una matriz de campo de terminales invertida de la matriz de campo de terminales medida, y aplicar la matriz de campo de terminales invertida para procesar señales eléctricas del sujeto que son recibidas en los receptores para generar un mapa eléctrico endocardial a partir de las señales electrofisiológicas, y desplegar el mapa eléctrico endocardial en el dispositivo de formación de imagen.

25. - El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque el catéter de mapeo tiene por lo menos dos electrodos de mapeo y el generador de señal es operativo para producir dichas señales eléctricas emitidas por transmisión secuencial de las señales eléctricas a diferentes subconjuntos de los electrodos de mapeo.

26. - El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque el procesador es operativo para determinar la matriz de campo de terminales medida en una fase predeterminada de un ciclo respiratorio del sujeto.

27. - El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque el procesador es operativo para determinar la matriz de campo de terminales medida en una fase predeterminada de un ciclo cardiaco del sujeto.

28. - El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque el procesador es operativo para aceptar una imagen anatómica de un tórax del sujeto, y para usar dicha imagen anatómica para preparar un modelo de elementos finitos del tórax que tiene parámetros, dicho modelo de elementos finitos teniendo una matriz de campo de terminales calculada, y para ajusfar dichos parámetros para conformar la matriz de campo de terminales calculada a la matriz de campo de terminales medida.

29.- El sistema de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque el procesador es operativo para calcular la matriz de campo de terminales invertida al regularizar la matriz de campo de terminales medida al remover un espacio nulo de la matriz de campo de terminales invertida.