專利名稱：電極位移確定的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及確定物體的位置，如跟蹤患者的心腔中一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管的位置。背景為治療多種心臟病癥，如室上性和室性心律失常，微創(chuàng)方法，如導(dǎo)管消融的使用變得越來越普遍。這種方法包括心臟中電活動(dòng)性的標(biāo)測(cè)(例如，基于心臟信號(hào))，如在心內(nèi)膜表面上的多個(gè)位置處的標(biāo)測(cè)(“心臟標(biāo)測(cè)”)，以確定心律失常的起源部位，之后是所述部位的靶向消融。為進(jìn)行這種心臟標(biāo)測(cè)，可以將具有一個(gè)或多個(gè)電極的導(dǎo)管插入至患者的心腔 室中。在一些情況下，使用跟蹤系統(tǒng)確定心腔室中導(dǎo)管的位置。導(dǎo)管跟蹤是現(xiàn)代標(biāo)測(cè)系統(tǒng)的核心功能，所述現(xiàn)代標(biāo)測(cè)系統(tǒng)還包括軟件和圖形化用戶界面以將電數(shù)據(jù)投影在心腔室的3D渲染圖上。目前，存在可用的多種跟蹤系統(tǒng)，其中一些比其他的更有用并且更通常使用。一些系統(tǒng)基于來自外部源的磁或電場(chǎng)的使用以感測(cè)并追蹤導(dǎo)管的位置。一些基于安裝在所跟蹤的導(dǎo)管上的磁或電場(chǎng)源的使用。概述在另外的方面，方法包括通過以下方式產(chǎn)生基線信號(hào)測(cè)量引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)，所述電流注入電極中的至少一些放置在患者的身體內(nèi)的穩(wěn)定位置中以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)；以及響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在定位于一個(gè)或多個(gè)可靠位置處的一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)。該方法還包括在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后引起電流在所述多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)；響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；以及將所測(cè)量到的信號(hào)與所述基線信號(hào)比較，以產(chǎn)生比較結(jié)果。實(shí)施方案可以包括以下各項(xiàng)中的一個(gè)或多個(gè)。該方法還可以包括基于所述比較結(jié)果確定所述患者的身體內(nèi)所述多個(gè)電流注入電極的位置是否已經(jīng)改變。該方法還可以包括在確定所述多個(gè)電流注入電極的所述位置已經(jīng)改變之后提供音頻或視覺指示符。所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極可以是一個(gè)或多個(gè)ECG導(dǎo)聯(lián)。所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極可以是一個(gè)或多個(gè)身體表面電極。該方法還可以包括，在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后，響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，對(duì)于所述導(dǎo)管的多個(gè)位置中的每一個(gè)位置在導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；以及基于所測(cè)量到的信號(hào)在所述器官內(nèi)另外的位置處對(duì)于所述測(cè)量電極確定預(yù)期信號(hào)。該方法還可以包括，在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后，響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)處測(cè)量信號(hào)；以及基于由所述導(dǎo)管上的所述多個(gè)測(cè)量電極測(cè)量到的所述信號(hào)確定所述導(dǎo)管的相對(duì)位置。所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極可以包括一個(gè)或多個(gè)穩(wěn)定的心內(nèi)電極。所述器官可以是患者的心臟。
產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量可以包括補(bǔ)償所述患者的呼吸和心跳。將所測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較可以包括計(jì)算所述基線信號(hào)與所測(cè)量到的信號(hào)之間的殘差范數(shù)。將所測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較可以包括將所述殘差范數(shù)與閾值比較。該方法還可以包括提供信息以使臨床醫(yī)生能夠?qū)⑺鲭娏髯⑷腚姌O引導(dǎo)至產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的位置。將所測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較可以包括計(jì)算位移軌道。所述位移軌道可以提供三維模型，所述三維模型提供對(duì)所述電流注入電極的電流位置的指示和對(duì)產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的所述位置的指示。
在一些方面，該系統(tǒng)包括一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極，所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極定位在一個(gè)或多個(gè)可靠位置處；以及多個(gè)電流注入電極，所述電流注入電極中的至少一些放置在患者的身體內(nèi)的穩(wěn)定位置中以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)。該系統(tǒng)還包括電子控制系統(tǒng)，所述電子控制系統(tǒng)連接至所述多個(gè)電流注入電極并連接至所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極。所述電子控制系統(tǒng)配置為引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)并且，響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)。該系統(tǒng)還包括處理系統(tǒng)，所述處理系統(tǒng)連接至所述電子系統(tǒng)。所述處理系統(tǒng)配置為產(chǎn)生基線信號(hào)測(cè)量；在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后，將來自所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極的測(cè)量到的信號(hào)與所述基線信號(hào)比較以產(chǎn)生比較結(jié)果；以及基于所述比較結(jié)果確定所述患者的身體內(nèi)所述多個(gè)電流注入電極的位置是否已經(jīng)改變。實(shí)施方案可以包括以下各項(xiàng)中的一個(gè)或多個(gè)。該系統(tǒng)還可以包括指示器，所述指示器配置為在確定所述多個(gè)電流注入電極的所述位置已經(jīng)改變之后提供音頻或視覺指示。所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極可以是一個(gè)或多個(gè)ECG導(dǎo)聯(lián)。所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極可以是一個(gè)或多個(gè)身體表面電極。該系統(tǒng)還可以包括導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極。所述電子控制系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為對(duì)于所述導(dǎo)管的多個(gè)位置中的每一個(gè)位置在所述導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；并且所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為基于所測(cè)量到的信號(hào)在所述器官內(nèi)另外的位置處對(duì)于所述測(cè)量電極確定預(yù)期信號(hào)。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為基于由所述導(dǎo)管上的所述多個(gè)測(cè)量電極測(cè)量到的所述信號(hào)確定另一個(gè)導(dǎo)管的相對(duì)位置。所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極可以是一個(gè)或多個(gè)穩(wěn)定的心內(nèi)電極。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為補(bǔ)償呼吸和心跳。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為使用所述基線信號(hào)與所測(cè)量到的信號(hào)之間的殘差范數(shù)將所測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為通過將所述殘差范數(shù)與閾值比較從而將所測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較。所述系統(tǒng)還可以包括顯示裝置，所述顯示裝置配置為提供信息以使臨床醫(yī)生能夠?qū)⑺鲭娏髯⑷腚姌O引導(dǎo)至產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的位置。所述系統(tǒng)還可以包括顯示裝置，所述顯示裝置配置為顯示位移軌道。所述位移軌道可以提供三維模型，所述三維模型提供對(duì)所述電流注入電極的電流位置的指示和對(duì)產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的所述位置的指示。在一些方面，該方法包括引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)，所述電流注入電極的至少一些放置在患者的身體內(nèi)的穩(wěn)定位置中以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)。該方法還包括，響應(yīng)于由所述電流注入電極引起的所述電流流動(dòng)，在所述導(dǎo)管的多個(gè)位置中的每一個(gè)位置在導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)。該方法還包括基于所測(cè)量到的信號(hào)在所述器官內(nèi)另外的位置處確定預(yù)期信號(hào)和基于至少所述預(yù)期信號(hào)，確定所述器官中所述導(dǎo)管的所述測(cè)量電極和/或另一個(gè)導(dǎo)管的測(cè)量電極中的至少一個(gè)的位置。實(shí)施方案可以包括以下各項(xiàng)中的一個(gè)或多個(gè)。所述電流注入電極不在包括所述測(cè)量電 極的導(dǎo)管上。確定所述預(yù)期信號(hào)可以包括在沒有來自外部跟蹤系統(tǒng)的信息的情況下確定預(yù)期信號(hào)。確定所述預(yù)期信號(hào)可以包括基于所測(cè)量到的信號(hào)在所述器官中所述多個(gè)位置中的不同的位置處確定所述多個(gè)測(cè)量電極的相對(duì)位置。確定所述相對(duì)位置可以包括協(xié)調(diào)(reconcile)在所述多個(gè)位 置中的不同的位置處測(cè)量到的場(chǎng)。協(xié)調(diào)所述場(chǎng)可以包括使用關(guān)于點(diǎn)、多個(gè)點(diǎn)、表面和體積中的一個(gè)或多個(gè)的成本最小化函數(shù)。確定所述相對(duì)位置可以包括確定所述多個(gè)位置處所述多個(gè)測(cè)量電極之間的平移和旋轉(zhuǎn)。其中在每個(gè)位置對(duì)于所述導(dǎo)管測(cè)量到的信號(hào)可以定義相應(yīng)的一組測(cè)量值，并且其中確定所述預(yù)期信號(hào)可以包括將來自不同的組的信息組合以確定指示所述另外的位置處的所述預(yù)期信號(hào)的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。所述組合可以包括基于所述導(dǎo)管上所述測(cè)量電極的已知相對(duì)位置校正(aligning)來自不同的組的信息以說明所述導(dǎo)管的不同位置。來自所述組測(cè)量值中的的每一組的所述信息可以是局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖(local fieldmap)。確定所述預(yù)期信號(hào)可以包括協(xié)調(diào)來自所述多個(gè)位置的局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。協(xié)調(diào)所述局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖可以包括使用關(guān)于點(diǎn)、表面和體積中的一個(gè)或多個(gè)上的成本最小化函數(shù)。協(xié)調(diào)所述局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖可以包括確定多個(gè)所述局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖之間的平移和旋轉(zhuǎn)。確定所述預(yù)期信號(hào)可以包括基于所測(cè)量到的信號(hào)和所述導(dǎo)管上所述多個(gè)測(cè)量電極之間的已知相對(duì)位置確定所述預(yù)期信號(hào)。預(yù)期信號(hào)可以是場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖(field map)。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖可以是可微函數(shù)。確定所述預(yù)期信號(hào)可以包括使用拉普拉斯方程、泊松方程和/或多項(xiàng)式估計(jì)。所述電流注入電極可以是安裝在固定于所述器官內(nèi)部的一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管上。所述電流注入電極可以包括安裝在固定于所述器官內(nèi)部的一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管上的電極和一個(gè)或多個(gè)身體-表面電極兩者。測(cè)量所述信號(hào)可以包括測(cè)量電勢(shì)。
在所述多個(gè)位置處測(cè)量所述信號(hào)可以包括將所述導(dǎo)管移動(dòng)至所述器官內(nèi)的所述多個(gè)位置，并且使用所述測(cè)量電極以對(duì)于所述導(dǎo)管的所述多個(gè)位置中的每一個(gè)位置測(cè)量信號(hào)。確定預(yù)期信號(hào)可以包括對(duì)于所述多個(gè)位置，使用來自所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極的測(cè)量到的信號(hào)將所述場(chǎng)的多個(gè)部分建模，以產(chǎn)生所述場(chǎng)的多個(gè)部分的多個(gè)模型；以及組合所述多個(gè)模型以產(chǎn)生組合的場(chǎng)模型。組合所述多個(gè)模型可以包括相繼地組合所述多個(gè)模型以產(chǎn)生所述場(chǎng)的組合模型。組合所述多個(gè)模型可以包括同時(shí)地組合所述多個(gè)模型以產(chǎn)生所述場(chǎng)的組合模型。所述組合的場(chǎng)模型可以包括所述場(chǎng)的多個(gè)部分的多個(gè)模型的加權(quán)平均值。 該方法還可以包括將所述測(cè)量電極從所述器官移除；以及在將所述測(cè)量電極從所述器官移除之后，使用所述預(yù)期信號(hào)測(cè)量來跟蹤所述另一個(gè)導(dǎo)管的所述測(cè)量電極的位置。所述電流注入電極可以包括至少三組電流注入電極，并且其中所述電流流動(dòng)的所述弓I起包括弓I起電流在各組電流注入電極之間流動(dòng)。所述器官是所述患者的心臟。確定所述位置可以包括在所述另一個(gè)導(dǎo)管是與包括所述多個(gè)測(cè)量電極的導(dǎo)管分開的導(dǎo)管的情況下確定所述另一個(gè)導(dǎo)管的所述測(cè)量電極的位置?？梢蕴幚硭鶞y(cè)量到的信號(hào)和預(yù)期信號(hào)以計(jì)算呼吸和心搏。處理所測(cè)量的信號(hào)和預(yù)期信號(hào)可以包括使用來自定位在相對(duì)于所述器官的穩(wěn)定位置中的導(dǎo)管電極的信息。所述穩(wěn)定位置可以是冠狀竇。在一些另外的方面，該系統(tǒng)包括導(dǎo)管，所述導(dǎo)管配置為用于插入至患者的身體中的器官中并且包括多個(gè)測(cè)量電極。該系統(tǒng)還包括多個(gè)電流注入電極，所述多個(gè)電流注入電極放置在患者的身體內(nèi)的穩(wěn)定位置中以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)。該系統(tǒng)還包括電子控制系統(tǒng)，所述電子控制系統(tǒng)連接至所述多個(gè)電流注入電極并且連接至所述測(cè)量電極。電子控制系統(tǒng)配置為引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)并測(cè)量所述場(chǎng)以及，響應(yīng)于由所述電流注入電極引起的所述電流流動(dòng)，在對(duì)于所述導(dǎo)管的多個(gè)位置中的每一個(gè)位置在所述多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)。該系統(tǒng)還包括處理系統(tǒng)，所述處理系統(tǒng)連接至所述電子系統(tǒng)。處理系統(tǒng)配置為基于所測(cè)量的信號(hào)在所述器官內(nèi)另外的位置處確定預(yù)期信號(hào)；以及基于至少所述預(yù)期信號(hào)確定所述器官中所述導(dǎo)管的所述測(cè)量電極和/或另一個(gè)導(dǎo)管的測(cè)量電極中的至少一個(gè)的位置。實(shí)施方案可以包括以下各項(xiàng)中的一個(gè)或多個(gè)。所述電流注入電極可以安裝在固定于所述器官內(nèi)部的一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管上。安裝在所述導(dǎo)管上的所述測(cè)量電極可以包括可以在器官中移動(dòng)和定位在多個(gè)位置處的電極。所述電流注入電極可以包括至少三組電流注入電極。所述電流注入電極不在包括所述測(cè)量電極的導(dǎo)管上。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為在沒有來自外部跟蹤系統(tǒng)的信息的情況下確定所述預(yù)期信號(hào)。
所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為基于所測(cè)量的信號(hào)在所述器官中所述多個(gè)位置中的不同的位置處確定所述多個(gè)測(cè)量電極的相對(duì)位置。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為使用成本最小化函數(shù)協(xié)調(diào)在所述多個(gè)位置中的不同的位置處測(cè)量到的場(chǎng)。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為確定所述多個(gè)位置處所述多個(gè)測(cè)量電極之間的平移和旋轉(zhuǎn)。其中在每個(gè)位置處對(duì)于所述導(dǎo)管測(cè)量到的信號(hào)定義相應(yīng)的一組測(cè)量值，并且其中所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為通過將來自不同的組的信息組合確定所述預(yù)期信號(hào)，以確定指示所述另外的位置處的所述預(yù)期信號(hào)的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。
所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為組合所述來自不同的組的信息以通過校正來自不同的組的信息確定場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖以基于所述導(dǎo)管上所述測(cè)量電極的已知相對(duì)位置說明所述導(dǎo)管的不同位置。 所述預(yù)期信號(hào)可以是場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為使用拉普拉斯方程、泊松方程和/或多項(xiàng)式估計(jì)確定所述預(yù)期信號(hào)。所述電流注入電極可以包括安裝在固定于所述器官內(nèi)部的一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管上的電極和一個(gè)或多個(gè)身體-表面電極兩者。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為使用所述預(yù)期信號(hào)測(cè)量來跟蹤所述另一個(gè)導(dǎo)管的所述測(cè)量電極的位置。所述處理系統(tǒng)可以進(jìn)一步配置為處理所測(cè)量到的信號(hào)和預(yù)期信號(hào)以說明呼吸和心搏。本文描述的系統(tǒng)和方法的實(shí)施方案還可以包括上面與本文描述的方法和系統(tǒng)相關(guān)地描述的執(zhí)行任何特征的設(shè)備、軟件、組件和/或系統(tǒng)。本文一般地公開的方法和系統(tǒng)的實(shí)施方案可以用于確定患者的身體中的器官如患者的心臟、肺、大腦或肝臟內(nèi)的任意物體的位置。如本文所使用的，物體的“位置”意指關(guān)于完整地定義三維物體在三維坐標(biāo)系中的位置和方向的6個(gè)自由度中的一個(gè)或多個(gè)的信息。例如，物體的位置可以包括指示笛卡爾坐標(biāo)系中物體的點(diǎn)的坐標(biāo)的三個(gè)獨(dú)立值和指示物體的方向關(guān)于每個(gè)笛卡爾軸所成角度的三個(gè)獨(dú)立值；或這樣的值的任意子集。如本文所使用的，“心腔”意指心臟和周圍的組織。除非另外提及，本文使用的所有技術(shù)和科學(xué)術(shù)語具有與本發(fā)明所屬領(lǐng)域中的普通技術(shù)人員通常理解的相同的含義。在與通過引用結(jié)合于本文的文件沖突的情況下，以本文件為準(zhǔn)。在下面的附圖和詳述中給出本發(fā)明的一個(gè)或多個(gè)實(shí)施方案的細(xì)節(jié)。本發(fā)明的其他特征、目標(biāo)和優(yōu)勢(shì)將從詳述和附圖以及從權(quán)利要求是顯見的。附圖簡(jiǎn)述圖I是用于相對(duì)于患者的心腔定位電流注入電極(CIE)和電勢(shì)測(cè)量電極(PME)的布置方式的示例性示意圖。圖2A、2B和2C是由多個(gè)CIE構(gòu)型產(chǎn)生并且通過場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管(FMC)測(cè)量的示例性場(chǎng)的圖。圖3A、3B和3C是由多個(gè)CIE構(gòu)型產(chǎn)生并通過電勢(shì)測(cè)量電極(PME)測(cè)量的示例性場(chǎng)。圖4是場(chǎng)標(biāo)測(cè)系統(tǒng)的圖示。圖5A、5B和5C是示例性場(chǎng)圖。圖6A、6B和6C是與圖5A、5B和5B中所不的場(chǎng)相關(guān)聯(lián)的不例性局域場(chǎng)模型。圖7A、7B、7C和7D是示例性場(chǎng)模型。圖8是示例性場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖?！?br> 圖9是示例性的圍繞場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管的體積和封閉表面的圖。

圖10是用于對(duì)于封閉體積產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的方法的流程圖。圖11是用于使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖確定電極的位置的示例性流程圖。圖12是包括局域模型和全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的二維切片等高線圖的表。圖13是三維跟蹤的PME位置的圖。在多個(gè)附圖中相同的附圖標(biāo)記表示相同的元件。詳述本文所公開的實(shí)施方案包括用于產(chǎn)生場(chǎng)的模型的方法和系統(tǒng)，所述場(chǎng)的模型提供在心腔內(nèi)的多個(gè)位置處的場(chǎng)的預(yù)期信號(hào)測(cè)量并且使用所確定的場(chǎng)的模型確定導(dǎo)管在患者的心腔中的位置。更具體地，本文所述的方法和系統(tǒng)提供一種用于在心腔內(nèi)并相對(duì)于心腔跟蹤安裝在導(dǎo)管上的電極的方法，所述心腔包括該腔內(nèi)任意數(shù)目的的腔室和它周圍的血管，但它同樣可以用于在其他身體器官中跟蹤導(dǎo)管。電極可以安裝在一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管上，并且通過跟蹤這些電極，可以確定這種導(dǎo)管的位置并且可以跟蹤導(dǎo)管。通過了解導(dǎo)管的物理特征和其上電極的位置，可以跟蹤導(dǎo)管的特定部分(例如末梢段)或確定導(dǎo)管的形狀和方向(例如通過在相同的導(dǎo)管的多個(gè)電極的位置上使用樣條擬合方法)。電極也可以安裝在需要在心腔內(nèi)跟蹤的其他設(shè)備上。在一些實(shí)例中，該系統(tǒng)通過使用定位和固定在內(nèi)部(例如，固定在冠狀竇、心耳和/或心尖中的場(chǎng)發(fā)生設(shè)備)或外部(例如，固定在背部、胸部或其他身體表面上的場(chǎng)發(fā)生設(shè)備)的穩(wěn)定位置中的場(chǎng)發(fā)生設(shè)備(FGD)產(chǎn)生大量的場(chǎng)來跟蹤電極和導(dǎo)管的位置，并使用安裝在其他導(dǎo)管上的電極上的相同的場(chǎng)的測(cè)量值以將它們定位。通常，F(xiàn)⑶可以是可以建立一些類型的可測(cè)量場(chǎng)，例如，電勢(shì)場(chǎng)、磁場(chǎng)、聲場(chǎng)等的兀件或設(shè)備。該系統(tǒng)的一個(gè)實(shí)現(xiàn)方式使用電流注入電極(CIE)以建立電勢(shì)場(chǎng)，并使用電勢(shì)測(cè)量電極(PME)測(cè)量場(chǎng)。通常，CIE可以是通過注入電流至所感興趣的區(qū)域中產(chǎn)生電勢(shì)場(chǎng)的元件，CIE與提供反向電流的元件配對(duì)，并且PME可以是可以測(cè)量電勢(shì)場(chǎng)的電極。然而，本文描述的方法和方式可以應(yīng)用于使用磁場(chǎng)、聲場(chǎng)或其他可測(cè)量場(chǎng)的系統(tǒng)和方法。所公開的發(fā)明不必須但可以使用附著至身體的任意外部貼片，或任何其他的外部能量發(fā)射器。然而，即使僅內(nèi)部場(chǎng)發(fā)生器可用，本發(fā)明也能工作，并且它不需要關(guān)于任何場(chǎng)發(fā)生器的空間位置的任何知識(shí)。在一些實(shí)施方案中，場(chǎng)產(chǎn)生可以使用固定至心臟自身的物體，減少來自系統(tǒng)經(jīng)歷的參照外部坐標(biāo)系或受場(chǎng)發(fā)生器與心臟(例如皮膚至心臟)之間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)影響的運(yùn)動(dòng)偽影的誤差。系統(tǒng)還結(jié)合用于當(dāng)場(chǎng)發(fā)生器具有改變的位置時(shí)檢測(cè)并且用于在將它們重新定位時(shí)指導(dǎo)使用者的方法。通常，一方面，使用包括可以測(cè)量場(chǎng)(例如，測(cè)量響應(yīng)于由CIE提供的電流的心腔中的電勢(shì))的一個(gè)或多個(gè)電勢(shì)測(cè)量電極(PME)的導(dǎo)管用于產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖提供在心腔內(nèi)多個(gè)位置處的場(chǎng)的預(yù)期信號(hào)測(cè)量。在一些實(shí)施方案中，不需要場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管被獨(dú)立跟蹤系統(tǒng)跟蹤。在產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖之后，可以任選地將用于產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的導(dǎo)管取出身體。然而，用于產(chǎn)生場(chǎng)的CIE留在它們的穩(wěn)定位置用于后繼在跟蹤其他電極中使用。使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖能夠確定可以測(cè)量在由場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖覆蓋的體積內(nèi)產(chǎn)生的場(chǎng)(例如，使用電流注入電極產(chǎn)生的場(chǎng))的任意電勢(shì)測(cè)量電極(PME)的位置。通過將所測(cè)量到的場(chǎng)值與建模的場(chǎng)值比較確定跟蹤的PME的位置。將保持與所跟蹤的PME的測(cè)量值匹配的值的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖中的位置指定為那個(gè)PME的位置。在上面的討論和后面的細(xì)節(jié)中，關(guān)注點(diǎn)在于確定心腔中一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管的位置用于心臟心律失常的診斷和治療。然而，這僅是示例性應(yīng)用。可以使用本文一般公開的方法 和系統(tǒng)以跟蹤基本上任意的安裝有至少一個(gè)電極的導(dǎo)管，而與導(dǎo)管的預(yù)期功能無關(guān)。相關(guān)實(shí)例包括心內(nèi)活組織檢查，包括細(xì)胞、藥物或生長(zhǎng)因子的心肌內(nèi)注射的治療，以及經(jīng)皮放置心臟瓣膜。在其他實(shí)例中，本文一般地公開的方法和系統(tǒng)可以應(yīng)用于確定由電導(dǎo)率圖表征的材料的任意分布內(nèi)的任意物體的位置。例如，本文一般地公開的方法和系統(tǒng)可以應(yīng)用于確定患者的身體中的器官如患者的心臟、肺、大腦或肝臟內(nèi)的任意物體的位置。圖I顯示用于相對(duì)于患者的心腔定位電流注入電極(CIE)和場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管的布置方式的示例性示意圖。它顯示安裝在放置在冠狀竇中的單個(gè)導(dǎo)管上的電極上的三個(gè)CIE對(duì)(例如，CIEl-CIE1- ;CIE2+-CIE2_ ；以及CIE3+_CIE3_)，其充當(dāng)場(chǎng)發(fā)生設(shè)備。如本文所述，雖然顯示為定位在冠狀竇中，可以使用心腔室外部、其器官內(nèi)和/或患者的身體外部的其他位置固定CIE對(duì)。場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管(FMC)置于心腔室內(nèi)并且可以相對(duì)于心腔室移動(dòng)。一個(gè)不例性FMC是具有至少四個(gè)非平面場(chǎng)測(cè)量傳感器的導(dǎo)管。FMC能夠測(cè)量由不同的CIE對(duì)產(chǎn)生的場(chǎng)?？臻g多樣化的場(chǎng)測(cè)量允許對(duì)導(dǎo)管周圍區(qū)域中的場(chǎng)進(jìn)行建模和預(yù)測(cè)。圖I顯示當(dāng)FMC穿過心臟腔室移動(dòng)并測(cè)量跨越不同位置的場(chǎng)時(shí)FMC的多個(gè)位置(例如，場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管位置I. . η)。進(jìn)行場(chǎng)標(biāo)測(cè)以便產(chǎn)生場(chǎng)的完整表示，在所述場(chǎng)內(nèi)可以跟蹤電極和導(dǎo)管。場(chǎng)標(biāo)測(cè)包括采集對(duì)在一個(gè)或多個(gè)不同的時(shí)間和跨越一個(gè)或多個(gè)不同的位置由FGD產(chǎn)生的場(chǎng)的測(cè)量值。測(cè)量值通過一個(gè)或多個(gè)場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管(FMC)采集。將FMC測(cè)量值與關(guān)于相對(duì)FMC位置的信息組合以建立用于跟蹤電極和導(dǎo)管使用的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。如果FMC含有四個(gè)以上不完全被包含在一個(gè)平面中的電極，可以使用其測(cè)量值來產(chǎn)生局域場(chǎng)模型，換言之，對(duì)于由FGD產(chǎn)生的場(chǎng)的每一個(gè)對(duì)圍繞FMC的體積中的電勢(shì)測(cè)量的估計(jì)。如圖2A-2C中所示，對(duì)于FMC的特定位置，F(xiàn)GD產(chǎn)生多個(gè)場(chǎng)(例如，通過使用CIE對(duì)CIEl-CIE1- ;CIE2+-CIE2_ ;和CIE3+_CIE3_中的不同的對(duì))，可以將它們中的每一個(gè)在圍繞FMC的區(qū)域中建模。之后可以將在FMC的多個(gè)不同的位置處制成的局域場(chǎng)模型(例如，在圍繞FMC的區(qū)域中的預(yù)期信號(hào)測(cè)量值的局域模型)組合為跟蹤系統(tǒng)所需的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖(例如，在心腔內(nèi)多個(gè)位置處場(chǎng)的預(yù)期信號(hào)測(cè)量值)。場(chǎng)的模型可以，例如，通過在表示心腔室的均勻介質(zhì)中求解拉普拉斯方程以產(chǎn)生局域場(chǎng)模型或場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖來確定。在一些另外的實(shí)例中，可以使用用于表征場(chǎng)的其他數(shù)學(xué)方法確定場(chǎng)的模型，例如，所測(cè)量到的值的插值和外推或擬合為參數(shù)模型?？梢允褂眠@些技術(shù)的組合以產(chǎn)生在未通過FMC具體探測(cè)的區(qū)域中以及甚至不位于所探測(cè)的位置之間的區(qū)域中準(zhǔn)確的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。為了組合單個(gè)的FMC測(cè)量值(例如，在器官內(nèi)不同的位置處采集的測(cè)量值)以產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，使用相對(duì)位置，在該相對(duì)位置處采集測(cè)量值。確定FMC位置的一個(gè)方法是通過使用獨(dú)立跟蹤系統(tǒng)。這種系統(tǒng)在本領(lǐng)域中已知，并且可以使用磁場(chǎng)或聲場(chǎng)以確定傳感器的位置，諸如，例如，在題為“使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)的跟蹤系統(tǒng)(TRACKING SYSTEM USING FIELDMAPPING)”并且在2008年10月27日提交的美國(guó)專利申請(qǐng)?zhí)?2/258,688中公開的方法，其內(nèi)容通過引用結(jié)合于本文中。與使用獨(dú)立跟蹤系統(tǒng)的方法相反，確定本文描述的相對(duì)FMC位置的方法包括協(xié)調(diào)對(duì)應(yīng)于FMC測(cè)量值的局域場(chǎng)模型。協(xié)調(diào)兩個(gè)或多個(gè)局域場(chǎng)模型可以包括最小化關(guān)于由單獨(dú)的模型描述的體積的交點(diǎn)內(nèi)的點(diǎn)、表面、體積或這些的組合的成本函 數(shù)。模型協(xié)調(diào)(model reconciliation)也可以利用關(guān)于場(chǎng)的預(yù)期特征或FMC的形狀的先驗(yàn)信息?？梢允褂肍MC測(cè)量值和它們的相對(duì)位置產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖可以是局域場(chǎng)模型的加權(quán)平均值，以使得來自最近的FMC位置的局域場(chǎng)模型對(duì)場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖具有最大的影響。另一個(gè)選擇是以與如何產(chǎn)生局域場(chǎng)模型的方法類似的方法使用全部FMC電極位置和測(cè)量值產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。可以使用完整組的位置以求解逆拉普拉斯問題，或可以使用數(shù)學(xué)方法以插值測(cè)量值或?qū)⑺鼈償M合為參數(shù)模型。通常，產(chǎn)生的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖可以由可微函數(shù)表示。將電極測(cè)量值與場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖中的位置匹配的跟蹤算法需要使用優(yōu)化找到成本函數(shù)中的最小值。可微函數(shù)的優(yōu)化技術(shù)比其他技術(shù)更快并且更準(zhǔn)確，對(duì)所公開的發(fā)明給出另一個(gè)優(yōu)勢(shì)。在產(chǎn)生足夠準(zhǔn)確并完整的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖之后，可以將FMC從身體移除。當(dāng)為了臨床原因需要在身體器官內(nèi)具有更少的導(dǎo)管時(shí)這可以是有優(yōu)勢(shì)的。備選地，可以將FMC保留在身體中，同時(shí)基于使用FMC產(chǎn)生的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖跟蹤一個(gè)或多個(gè)其他的導(dǎo)管。使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，可以確定任意可以測(cè)量在由場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖覆蓋的體積內(nèi)產(chǎn)生的場(chǎng)的PME的位置。圖3A-3C顯示暴露于三個(gè)示意性系統(tǒng)的場(chǎng)(例如，由三個(gè)不同的CIE對(duì)產(chǎn)生的場(chǎng))的示例性PME。使用相同的場(chǎng)的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，跟蹤處理器可以識(shí)別將使PME測(cè)量三個(gè)觀察到的電勢(shì)的腔室內(nèi)的唯一位置。跟蹤處理器可以通過結(jié)合關(guān)于導(dǎo)管的任意先驗(yàn)信息，例如，導(dǎo)管幾何結(jié)構(gòu)(例如電極尺寸和電極間距離)或?qū)Ч軇?dòng)力學(xué)(例如材料性質(zhì)或已知的形狀)提聞跟蹤性能。使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，該系統(tǒng)可以跟蹤身體內(nèi)的傳感器而不需要這些傳感器發(fā)射需要檢測(cè)的任何場(chǎng)。換言之，用來產(chǎn)生場(chǎng)的CIE是主動(dòng)的，而被跟蹤的PME是被動(dòng)的。相反，要求被跟蹤的電極是主動(dòng)的系統(tǒng)通常在任意給定時(shí)間跟蹤單個(gè)電極。為了多個(gè)電極的跟蹤，這種系統(tǒng)通常每次激活一個(gè)電極并且歷經(jīng)所有被跟蹤的電極相繼地循環(huán)。因?yàn)樵谶@種系統(tǒng)中存在每個(gè)電極需要是主動(dòng)的最小持續(xù)時(shí)間，并且還存在對(duì)于被跟蹤的位置所需的刷新速率，存在對(duì)于在這種系統(tǒng)中可以同時(shí)跟蹤的電極的數(shù)目的限制。歸因于在本文描述的系統(tǒng)和方法中所跟蹤的PME的被動(dòng)性質(zhì)，對(duì)可以同時(shí)被跟蹤的PME的數(shù)目沒有限制
此外，在一些方面，本文描述的系統(tǒng)和方法提供使用皮膚貼片(例如，ECG導(dǎo)聯(lián))和心內(nèi)電極監(jiān)控FGD的位置穩(wěn)定性的方法。在FGD移位的情況下，該系統(tǒng)可以使得臨床醫(yī)生能夠?qū)GD適當(dāng)?shù)貜?fù)位。場(chǎng)產(chǎn)牛和測(cè)量再參考圖1，圖I顯示用于定位安裝在一個(gè)或多個(gè)導(dǎo)管上的多個(gè)電流注入電極(CIE)的布置方式的示例性示意圖。CIE位于心臟中的穩(wěn)定的位置中并且以最小化電極與心臟壁之間的相對(duì)移動(dòng)的方式固定。這可以通過選擇位置以使得導(dǎo)管將符合解剖學(xué)并且將保留在固定的位置(例如，冠狀竇、心耳或心尖)，或通過使用固定機(jī)構(gòu)(例如旋入式導(dǎo)聯(lián)或氣囊機(jī)構(gòu))完成。 通常，為了注入電流，電極必須具有對(duì)于電流驅(qū)動(dòng)器要克服的足夠低的阻抗(例如5kQ)。低阻抗可以通過足夠的表面積或通過使用降低電極的阻抗的材料或涂層獲得。應(yīng)當(dāng)注意的是可以使用任何足夠低阻抗的電極用于電流注入，并且在特定導(dǎo)管上很多或所有電極能夠注入電流的情況下，這種電極作為CIE的指定僅表示這些電極實(shí)際用于電流注入。在一些實(shí)施方案中，例如，如圖I中所示，可以布置一組3個(gè)CIE的構(gòu)型以跨越三維(3D)空間并提供其他電極的XYZ坐標(biāo)。因?yàn)樾呐K的電導(dǎo)率不均勻并且跨頻變化，因此也可以使用較少的CIE構(gòu)型建立具有足夠的空間多樣性的電勢(shì)場(chǎng)。CIE構(gòu)型的實(shí)例是配置為雙極子的一對(duì)CIE，一個(gè)CIE充當(dāng)電流源并且另一個(gè)CIE充當(dāng)電流吸收器?？梢砸远嘤谝环N的CIE構(gòu)型使用電極。理想地，電極不全都放置在相同的平面中，以明顯地跨越3D空間。因?yàn)樵撛?，在一些?shí)施方案中，最少4個(gè)CIE構(gòu)型可以是優(yōu)選的。CIE的其他構(gòu)型是可能的，條件是這些構(gòu)型跨越3D空間。這種構(gòu)型的實(shí)例可以是包含4個(gè)CIE的四重體，或者甚至是包括3個(gè)CIE的非對(duì)稱構(gòu)型。CIE可以在相同的導(dǎo)管上或在不同的導(dǎo)管上。它們可以在相同的腔室內(nèi)、在不同的腔室內(nèi)、在心臟周圍的心血管系統(tǒng)或在其他組織中。也可以配置CIE以使得電流源自心內(nèi)電極同時(shí)皮膚貼片擔(dān)當(dāng)吸收器。應(yīng)當(dāng)明白的是源和吸收器之前的區(qū)分并不顯著，尤其是當(dāng)通過載波頻率調(diào)制信號(hào)時(shí)。為了簡(jiǎn)單，這里將說明使用電極對(duì)的方法，但可以使用其他構(gòu)型應(yīng)用相同的方法。在這種情況下，需要電極構(gòu)型建立具有足夠的空間多樣性的一組場(chǎng)，以唯一地定位被跟蹤的一組電極。應(yīng)當(dāng)明白的是對(duì)于操作跟蹤系統(tǒng)不需要知道CIE的空間構(gòu)型，條件是用于注入電流使用的對(duì)跨越所描述的腔室的三維空間。介質(zhì)的性質(zhì)及其不均勻性不以任何方式建模，并且不需要關(guān)于介質(zhì)的既往知識(shí)。題為“心內(nèi)跟蹤系統(tǒng)(Intracardiac Tracking System) ”并且在2008年4月2日提交的待決專利申請(qǐng)序列號(hào)12/061，297，其公開通過引用以其全部結(jié)合于本文，描述了示例性信號(hào)采集和產(chǎn)生模型。在本文描述的跟蹤系統(tǒng)中，安裝在所跟蹤的導(dǎo)管上的電勢(shì)測(cè)量電極(PME)測(cè)量來自心臟活動(dòng)的電勢(shì)和由CIE產(chǎn)生的場(chǎng)兩者。需要將用于位置確定的跟蹤信號(hào)與用于產(chǎn)生電活動(dòng)標(biāo)測(cè)圖的心臟信號(hào)分開。CIE以高于心臟激動(dòng)的頻率(心臟激動(dòng)< 2kHz，CIE > 4kHz,例如5kHz)注入電流，以使得使用頻率分析可以容易地分辨兩種類型的信號(hào)。應(yīng)當(dāng)注意的是可以使用用于區(qū)分CIE信號(hào)與心臟激動(dòng)信號(hào)的其他方法，如注入在心臟激動(dòng)信號(hào)的頻率范圍內(nèi)具有低能量水平的擴(kuò)展頻譜信號(hào)，并且在通過所有PME的信號(hào)采集中檢測(cè)該擴(kuò)展頻譜信號(hào)。為了跨越該空間，多CIE構(gòu)型必須注入電流(例如三個(gè)不位于相同的平面中的對(duì))。需要確定注入信號(hào)的源并追蹤其至具體的CIE構(gòu)型。一個(gè)實(shí)現(xiàn)方式需要數(shù)對(duì)CIE相繼地注入電流，每次一對(duì)，以使得可以追蹤所測(cè)量的PME信號(hào)的源至特定的對(duì)。這被稱為時(shí)分多路復(fù)用。在時(shí)分多路復(fù)用的情況下，將CIE相繼激活以使得在一個(gè)時(shí)間點(diǎn)激活一個(gè)對(duì)(例如CEI1+和CEI1J并且在下一個(gè)時(shí)間點(diǎn)激活另一個(gè)對(duì)(例如CIE2+和CIE2J。對(duì)之間的轉(zhuǎn)換可以每個(gè)循環(huán)(例如l/5kHz = 200 μ s)或每數(shù)個(gè)循環(huán)(例如20個(gè)循環(huán)，20 X 200 μ s= 4ms)出現(xiàn)。應(yīng)當(dāng)注意的是，可以使用頻分或碼分(擴(kuò)展頻譜)多路復(fù)用，而不是時(shí)分多路復(fù)用來分開信號(hào)。在頻分多路復(fù)用的情況下，所有CIE對(duì)可以在相同的時(shí)間注入電流，但每一個(gè)對(duì)使用不同的信號(hào)頻率。將在PME處采集的信號(hào)根據(jù)頻率過濾，并且之后將在每個(gè)頻率測(cè)量的信號(hào)與適當(dāng)起源的對(duì)相關(guān)聯(lián)。血液與周圍的介質(zhì)之間的相對(duì)阻抗隨頻率變化。作為結(jié)果，在相同的CIE處以多個(gè)頻率(例如5kHz和30kHz)注入電流在介質(zhì)中產(chǎn)生不同的場(chǎng)。可以使用該方法將用相同的電極獲得的場(chǎng)多樣化。當(dāng)嘗試將CIE的數(shù)目和跨度最小化時(shí)，這是有利的。 雖然在接下來的一些具體的實(shí)施方案中由電極測(cè)量到的信號(hào)與所測(cè)量到的電信號(hào)(例如，電勢(shì))的相對(duì)強(qiáng)度(例如，振幅)對(duì)應(yīng)，其他實(shí)施方案也可以單獨(dú)地或與測(cè)量到的信號(hào)的振幅組合，分析測(cè)量到的信號(hào)的相位。測(cè)量到的信號(hào)的相位是材料的分布中復(fù)電導(dǎo)率的虛部(例如，介電常數(shù))上的空間變化的指示。場(chǎng)標(biāo)測(cè)通常，系統(tǒng)基于通過FMC測(cè)量的信號(hào)產(chǎn)生一組預(yù)期信號(hào)。一組預(yù)期信號(hào)的一個(gè)實(shí)例是場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖將所產(chǎn)生的場(chǎng)的標(biāo)量或矢量測(cè)量值分配至在其內(nèi)將跟蹤電極和導(dǎo)管的體積中的位置。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖可以表示為函數(shù)，例如，可微函數(shù)。在其中器官內(nèi)的FMC的絕對(duì)位置不是已知的實(shí)施方案中，初始測(cè)量中的FMC的位置可以定義用于場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的坐標(biāo)框架的原點(diǎn)和方向。通常，場(chǎng)是將標(biāo)量或矢量值與空間中的點(diǎn)(例如，與空間中的每一個(gè)點(diǎn))聯(lián)系起來的任意可測(cè)量現(xiàn)象。PME可以測(cè)量不同類型的標(biāo)量場(chǎng)，如電勢(shì)場(chǎng)(相對(duì)于參考位置的電勢(shì)差)、阻抗場(chǎng)(每個(gè)位置與參考位置之間的阻抗)等。場(chǎng)標(biāo)測(cè)處理使用具有至少四個(gè)可以測(cè)量通過CIE產(chǎn)生的場(chǎng)的非共面PME的導(dǎo)管?？梢杂糜趫?chǎng)標(biāo)測(cè)處理的示例性導(dǎo)管是在題為“非接觸式標(biāo)測(cè)導(dǎo)管(Non contact mappingcatheter) ”并且1007年12月28日提交的待決專利申請(qǐng)序列號(hào)12/005，975中描述的MEA導(dǎo)管，其公開通過引用以其全部結(jié)合于本文。所使用的導(dǎo)管被稱為場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管(FMC)?，F(xiàn)在參考圖4，在使用電勢(shì)場(chǎng)的場(chǎng)標(biāo)測(cè)系統(tǒng)的實(shí)施方案中，圖4顯示場(chǎng)標(biāo)測(cè)系統(tǒng)的示意性實(shí)現(xiàn)方式。該系統(tǒng)包括四個(gè)電極(源電極#1、源電極#2、源電極#3和接收器電極(sink electrode))。為了清楚，這示意性顯示與所提出的場(chǎng)標(biāo)測(cè)系統(tǒng)的二維相似物。真實(shí)系統(tǒng)將定位四個(gè)CIE以使得CIE不是非共面的。該系統(tǒng)還包括場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管，所述場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管包括多個(gè)(例如，至少四個(gè))非共面PME。如圖5A-5C中所示，在操作中，首先將FMC放置在所感興趣的區(qū)域內(nèi)(例如，在器官內(nèi))的某處。系統(tǒng)引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)。例如，圖5A中所示的實(shí)施例中，該系統(tǒng)引起電流在源電極I(SEl)與接收器電極(SK)之間流動(dòng)，在圖5B中，該系統(tǒng)引起電流在源電極2(SE2)與接收器電極(SK)之間流動(dòng)，并且在圖5C中，該系統(tǒng)引起電流在源電極3(SE3)與接收器電極(SK)之間流動(dòng)。如圖5A-5C中所示，由電極的各對(duì)產(chǎn)生的場(chǎng)是基于電極的相對(duì)位置而不同的。響應(yīng)于由電流注入電極引起的電流流動(dòng)，該系統(tǒng)在FMC上的多個(gè)測(cè)量電極的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)。更具體地，該系統(tǒng)測(cè)量在其電極的不同的位置處由每個(gè)CIE對(duì)產(chǎn)生的場(chǎng)的電勢(shì)?？梢噪S后將FMC移動(dòng)至所感興趣的區(qū)域內(nèi)的另一個(gè)位置。如圖6A-6C中所示，由FMC上的測(cè)量電極采集的信號(hào)測(cè)量值允許跟蹤處理單元建立描述FMC周圍區(qū)域中的每個(gè)場(chǎng)的一組預(yù)期信號(hào)測(cè)量值(本文稱為局域場(chǎng)模型)。可以對(duì)于CIE對(duì)中的每一對(duì)并對(duì)于FMC的每個(gè)位置產(chǎn)生局域場(chǎng)模型。該系統(tǒng)組合多個(gè)模型以產(chǎn)生為比通過局域場(chǎng)模型建模的器官的面積更大的器官面積提供一組預(yù)期信號(hào)測(cè)量值的組合的場(chǎng)模型。本文更詳細(xì)地描述用于建立局域場(chǎng)模型的處理。局域場(chǎng)模型在沒有來自外部跟 蹤系統(tǒng)的信息的情況下產(chǎn)生。不同的位置處的FMC的相對(duì)位置可以基于在不同的位置處由FMC上的測(cè)量電極采集的信號(hào)測(cè)量值確定。更具體地，每個(gè)場(chǎng)的結(jié)構(gòu)允許確定相對(duì)的FMC位置。如圖7A中所示，當(dāng)將FMC移動(dòng)至器官內(nèi)的新位置時(shí)，F(xiàn)MC上的PME測(cè)量新的一組信號(hào)(例如，新的一組電勢(shì))。基于在新位置處新測(cè)量到的一組信號(hào)，如圖7B中所示構(gòu)造第二局域場(chǎng)模型。用于示例，由源電極#1產(chǎn)生的場(chǎng)顯示在圖7A和7B中。將測(cè)量另外的場(chǎng)并且可以基于由其他電流注入電極產(chǎn)生的場(chǎng)測(cè)量到的信號(hào)構(gòu)造另外的局域場(chǎng)模型。FMC的相對(duì)位置可以基于在各個(gè)位置處產(chǎn)生的局域場(chǎng)模型確定。為相對(duì)于初始位置定位第二 FMC位置，系統(tǒng)最初假設(shè)它占據(jù)特定的，但很可能不正確的位置。當(dāng)比較重疊區(qū)域上的兩個(gè)局域場(chǎng)模型的預(yù)測(cè)時(shí)，位置上的誤差將導(dǎo)致預(yù)測(cè)之間的差異。例如，如圖7C中所示，對(duì)于FMC的第二位置假定初始位置。然而，對(duì)于第二位置產(chǎn)生的場(chǎng)模型不匹配之前的場(chǎng)模型，所以FMC被認(rèn)為處于錯(cuò)誤的位置和方向。這示意性地顯示當(dāng)FMC被認(rèn)為處于錯(cuò)誤的位置和方向時(shí)聯(lián)系至FMC的坐標(biāo)框架的第二場(chǎng)模型如何不匹配之前的場(chǎng)的模型。該系統(tǒng)可以通過最小化跨越重疊區(qū)域中的所有場(chǎng)的模型之間的差異確定位置#2處的FMC的平移和方向。例如，如圖7D中所示，該系統(tǒng)確定對(duì)齊兩個(gè)模型所需的平移和方向。示意性地，當(dāng)對(duì)于FMC選擇正確的第二位置時(shí)，這顯示兩個(gè)場(chǎng)模型之間完美的一致。如圖8中所示，通過組合多個(gè)模型以產(chǎn)生組合的場(chǎng)模型，該系統(tǒng)基于場(chǎng)的建模部分(例如，基于多個(gè)局域場(chǎng)模型)產(chǎn)生組合的場(chǎng)模型。該系統(tǒng)基于在每個(gè)位置處所測(cè)量到的信號(hào)和在每個(gè)位置處確定的FMC的相對(duì)位置組合多個(gè)模型。更具體地，場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管在所感興趣的器官內(nèi)各處移動(dòng)，同時(shí)持續(xù)地(或在以預(yù)定時(shí)間間隔或基于用戶選擇的時(shí)間測(cè)量場(chǎng)的同時(shí))測(cè)量所產(chǎn)生的場(chǎng)。在多個(gè)測(cè)量位置處重復(fù)在上面描述的采集信號(hào)測(cè)量值和對(duì)齊場(chǎng)模型的處理。如圖8中所示，可以組合來自多個(gè)位置的測(cè)量值以產(chǎn)生所感興趣的器官內(nèi)場(chǎng)的更大的部分的模型。在多個(gè)位置處測(cè)量到的信號(hào)產(chǎn)生一組測(cè)量值和相對(duì)位置，所述測(cè)量值和相對(duì)位置可以組合以提供對(duì)于所感興趣的整個(gè)體積的場(chǎng)描述。將在多個(gè)位置處的FMC測(cè)量值組合以在所感興趣的整個(gè)區(qū)域上對(duì)于每個(gè)CIE對(duì)建立場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。此“全局”場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖用于跟蹤單個(gè)的電極或電極的集合。一個(gè)用于產(chǎn)生全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的方法是通過使用由最近一次的FMC測(cè)量值產(chǎn)生的局域場(chǎng)預(yù)測(cè)給定位置處的電勢(shì)。該方式對(duì)齊并組合所有的單個(gè)的局域場(chǎng)模型。第二種方法依賴于在給定位置處的每個(gè)局域場(chǎng)模型的置信度通過加權(quán)平均將局域場(chǎng)模型混合。第三種方式是使用所有的FMC電極測(cè)量值和位置(或者同時(shí)地或者相繼地)產(chǎn)生單個(gè)場(chǎng)模型隨著采集到更多的數(shù)據(jù)，可以使用另外的數(shù)據(jù)提高場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的精度。用于得到相對(duì)FMC位置的優(yōu)化可以結(jié)合關(guān)于區(qū)域中的預(yù)測(cè)電勢(shì)的測(cè)量的數(shù)目和質(zhì)量的知識(shí)。隨著每個(gè)新測(cè)量值變得可得，可以構(gòu)造、更新場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖并且將其做得更準(zhǔn)確。當(dāng)認(rèn)為場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖足夠準(zhǔn)確時(shí)，可以通過將新測(cè)量值與全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖而不是之前測(cè)量值的子集比較來確定新FMC測(cè)量位置(或者與FMC導(dǎo)管分開的另一個(gè)導(dǎo)管上的另一個(gè)測(cè)量電極的位置)。局域場(chǎng)樽型下面簡(jiǎn)潔地概述控制FMC附近場(chǎng)的重構(gòu)的示例性方法的物理定律。如果均勻介質(zhì)的區(qū)域中每個(gè)點(diǎn)處的電荷密度為零，那么該電勢(shì)場(chǎng)滿足如方程11中所示的拉普拉斯方程。
ν2φ = O(I)該體積上滿足拉普拉斯方程的場(chǎng)完全由圍繞該體積的表面上的電勢(shì)確定。此外，拉普拉斯方程是線性的，所以該體積內(nèi)任意點(diǎn)處的電勢(shì)是表面電勢(shì)的線性組合(加權(quán)積分)。 表面電勢(shì)可以通常使用有限的一組離散分離元素近似，以使得每個(gè)元素表示表面的小區(qū)域上的電勢(shì)。使用該近似，該體積中任意點(diǎn)處的電勢(shì)成為這些表面電勢(shì)的加權(quán)和。因此，該體積中任意一組點(diǎn)處的電勢(shì)可以由與表面電勢(shì)的矩陣乘法表示，如方程22中所示。
A(ps = φν(2)公式22表示一組體積電勢(shì)，各自作為表面電勢(shì)％的有限組的線性組合計(jì)算。矩陣A的元素可以通過多種方法如有限元素方法、有限差方法、邊界元素方法等確定。矩陣A依賴于表面元素以及待計(jì)算電勢(shì)處的體積位置。圖10顯示用于對(duì)封閉體積產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的方法的流程圖。在步驟1002，該系統(tǒng)使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管收集在場(chǎng)標(biāo)測(cè)點(diǎn)處的場(chǎng)測(cè)量值。例如，如上所述，可以將FMC移動(dòng)至器官內(nèi)的不同的位置，并且可以在每個(gè)不同的位置處測(cè)量信號(hào)。對(duì)于特定位置(以及相關(guān)的一組信號(hào)測(cè)量值)，在步驟1004該系統(tǒng)定義了圍繞FMC的體積和封閉表面。例如，在圖9中，顯示了圍繞FMC的示例性體積和封閉表面。在步驟1006，該系統(tǒng)通過用作為給定體積電勢(shì)的FMC電極測(cè)量值對(duì)于表面電勢(shì)求解方程22估計(jì)表面電勢(shì)(例如，表面S上的電勢(shì)分布Ns)，并且因此估計(jì)所有的封閉體積電勢(shì)。確定估計(jì)的表面電勢(shì)可以包括求解逆拉普拉斯問題。因此，使用FMC電極位置和封閉表面以得到矩陣A中的值，并且將所測(cè)量到的電極電勢(shì)用于體積電勢(shì)中y。為了準(zhǔn)確地表現(xiàn)表面電勢(shì)，％中表面元素的數(shù)目?jī)A向于遠(yuǎn)遠(yuǎn)地超過外，中FMC電極測(cè)量值的數(shù)目。作為結(jié)果，該問題是欠定的，暗示著它具有無限的解的數(shù)目?？梢酝ㄟ^求解包括限制表面電勢(shì)的項(xiàng)的最小二乘問題得到單一解，如方程33中所示。
φ5 = argmin^^dIA^ - ^,Jl2 + a2 ilL^il2) (3)在該最小化中有兩個(gè)項(xiàng)。第一個(gè)表示滿足方程22的均方逼近誤差，其應(yīng)當(dāng)與預(yù)期測(cè)量誤差理想地是相當(dāng)?shù)摹５诙?xiàng)表示表面電勢(shì)的線性函數(shù)的能量，并且它稱為正則化(regularization)項(xiàng)。
如果方程33中的矩陣L是對(duì)角的，那么該正則化表示平方表面電勢(shì)的加權(quán)和，所以最小化平衡對(duì)解能量的逼近誤差。另一個(gè)選擇是使用矩陣L，以使得表示表面電勢(shì)的加權(quán)梯度。在那種情況下，最小化平衡針對(duì)跨越表面的電勢(shì)變化的逼近誤差。在任一種情況下，正則化因子α控制兩個(gè)誤差項(xiàng)之間的平衡。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)后一種正則化方案產(chǎn)生光滑的并且對(duì)于不同的正則化因子α的范圍仍然準(zhǔn)確的解。0.01的正則化因子一般是有效的。方程33的使用實(shí)例，以及關(guān)于矩陣計(jì)算的進(jìn)一步細(xì)節(jié)，描述在題為“包括移動(dòng)導(dǎo)管和多拍整合的非接觸式心臟標(biāo)測(cè)(NON-CONTACT CARDIAC MAPPING, INCLUDING MOVING CATHETER ANDMULT I-BEAT INTEGRATION) ”并且于2006年6月13日提交的專利申請(qǐng)序列號(hào)11/451，898中，其內(nèi)容通過引用結(jié)合于本文中。在步驟1008，該系統(tǒng)將場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖函數(shù)A定義為從表面分布Vs至由表面S封閉的體積內(nèi)的任意點(diǎn)的前向算子(forward operator)。更具體地,在使用方程33計(jì)算表面電勢(shì)之后，可以通過對(duì)于給定位置應(yīng)用方程22(矩陣A依賴于所計(jì)算的點(diǎn))計(jì)算在該體積內(nèi)任意點(diǎn)處的電勢(shì)。對(duì)于每個(gè)所產(chǎn)生的場(chǎng)重復(fù)估算表面電勢(shì)和之后計(jì)算體積電勢(shì)的該處理。該方 法產(chǎn)生對(duì)于整個(gè)封閉體積準(zhǔn)確的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。應(yīng)當(dāng)明白的是可以使用相似的方法用于對(duì)不同類型的標(biāo)量或矢量場(chǎng)產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖?？梢允褂孟嗤哪嫦蚍绞疆a(chǎn)生阻抗場(chǎng)從而在不插值的情況下獲得準(zhǔn)確的和可微的阻抗場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。在該體積內(nèi)存在注入電流的電極的情況下，如其中在電流注入中涉及場(chǎng)標(biāo)測(cè)導(dǎo)管的情況下，可以是使用相似的逆方法不使用拉普拉斯方程，而是代之以使用電勢(shì)場(chǎng)的更一般的表示，泊松方程?？梢允褂孟嗨频墓ぞ哂糜谇蠼饽娌此蓡栴}并產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。FMC 位置校 ιΗ如上所述，將在多個(gè)位置處的FMC測(cè)量值(局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖)組合以在所感興趣的整個(gè)區(qū)域上建立場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。使用該“全局”場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖用于跟蹤單個(gè)的電極或電極的集合。為了產(chǎn)生全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，該系統(tǒng)對(duì)于不同的信號(hào)測(cè)量值確定FMC的相對(duì)位置，并且使用確定的相對(duì)位置組合多個(gè)單個(gè)的局域場(chǎng)模型。更具體地，為了確定FMC的相對(duì)位置，該系統(tǒng)求解優(yōu)化問題以得到新FMC測(cè)量值相對(duì)于現(xiàn)有的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的旋轉(zhuǎn)和平移。假設(shè)叭(?！呈窃趫?chǎng)標(biāo)測(cè)圖的坐標(biāo)系統(tǒng)中位置r處的第i個(gè)場(chǎng)的現(xiàn)有的模型。用FMC的新測(cè)量值提供圍繞FMC的區(qū)域中一個(gè)離散組的點(diǎn)處的場(chǎng)的估計(jì)值，并且這些估計(jì)值對(duì)于第i個(gè)場(chǎng)和第j個(gè)點(diǎn)表示為相對(duì)于FMC自身而不是現(xiàn)有的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖指定這些場(chǎng)估計(jì)值的位置，并且它們表示為P」。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的坐標(biāo)系統(tǒng)中相應(yīng)的點(diǎn)依賴于FMC的旋轉(zhuǎn)Θ和平移t并且表示為ι_(θ，t)。當(dāng)正確地選擇方向Θ和平移t時(shí)，因此預(yù)期對(duì)于新測(cè)量值的場(chǎng)
估計(jì)值Vij以匹配場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖值外( }(0. f))。我們可以通過最小化均方誤差的和如下面
的方程4中所示求解這些參數(shù)。
(l,f) = argmin0.r·. Σ Σ；^； \ψ (沒,O) — ψ ;|(4)均方誤差的和補(bǔ)償在FMC的附近的一個(gè)離散組的點(diǎn)范圍內(nèi)場(chǎng)預(yù)測(cè)值的差別。其通過權(quán)重加權(quán)對(duì)于第i個(gè)場(chǎng)中的第j個(gè)點(diǎn)處的誤差的補(bǔ)償。這些權(quán)重結(jié)合測(cè)量誤差、建模誤差以及有效重疊的區(qū)域的先驗(yàn)和后驗(yàn)知識(shí)。例如，建模誤差對(duì)與PME的距離靈敏，所以權(quán)重可以結(jié)合與至FMC中最近的電極的距離成反比的項(xiàng)。可以使用任意標(biāo)準(zhǔn)非線性優(yōu)化技術(shù)以求解方程4用于最佳參數(shù)f)。用于確定一組測(cè)量值的相對(duì)位置的備選方法是建立預(yù)測(cè)涵蓋所有的測(cè)量值的體積中的場(chǎng)的公共場(chǎng)模型。例如，公共場(chǎng)可以使用有限元方法建模。之后將模型與測(cè)量值之間的誤差最小化以得到每個(gè)FMC位置的旋轉(zhuǎn)和平移。在這種情況下，第i個(gè)場(chǎng)的模型弘依賴于所有的假定的FMC電極位置和所測(cè)量到的電勢(shì)，如下面在方程5中所示的。
ψΛ 二 φ·(τ I(5)
這里，引入新下標(biāo)k以指示每個(gè)獨(dú)立的FMC測(cè)量值和位置。方程5顯示位置r處的場(chǎng)模型依賴于所有的FMC電極位置和所有的測(cè)量到的電勢(shì)。如果將第i個(gè)場(chǎng)中的第j個(gè)電極的第k個(gè)FMC測(cè)量值表示為并且如果對(duì)于第k個(gè)測(cè)量值的FMC電極位置在場(chǎng)模型的坐標(biāo)系統(tǒng)中表示為rj( Θ k，tk)，那么通過最小化均方誤差的和如下面的方程6中所示可以得到測(cè)量位置。
■"I'
(β-J?！環(huán)) = argmin(ai,ri, .,%,tir) EiEiEfc | φ:_ 也,|
(6)除了另外的測(cè)量值和在所有的位置和測(cè)量值上的模型依賴性之外，該最小化類似于方程4。應(yīng)當(dāng)注意的是場(chǎng)模型的全部平移和旋轉(zhuǎn)是任意的。這在方程7中通過從最小化Θ。和h，第一 FMC測(cè)量值的位置參數(shù)中刪去來求解。假設(shè)這些是固定的，并且它們定義場(chǎng)模型的坐標(biāo)系統(tǒng)。還應(yīng)當(dāng)注意的是可以修正方程8以包括方程4中的權(quán)重，并且它們可以跨越場(chǎng)、電極和測(cè)量變化。全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖產(chǎn)牛該系統(tǒng)可以使用多個(gè)方法以產(chǎn)生局域場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。產(chǎn)生局域場(chǎng)模型或全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的一個(gè)示例性方式是產(chǎn)生具有滿足跟蹤系統(tǒng)的所需精度的分辨率的3D柵格，并且之后對(duì)所測(cè)量到的值應(yīng)用插值技術(shù)。例如，柵格分辨率可以是O. 2_?？梢允褂貌逯邓惴ㄈ缛尾逯狄詫⑺鶞y(cè)量到的值插值至柵格上。產(chǎn)生場(chǎng)模型的備選方法將來自每個(gè)連續(xù)FMC位置的局域場(chǎng)模型合并為在遍及所感興趣的體積散布的柵格上連續(xù)改良的全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。每個(gè)局域場(chǎng)模型可以關(guān)于所感興趣的區(qū)域上的柵格定向，并且它將提供對(duì)局域體積內(nèi)含有的柵格點(diǎn)上的場(chǎng)的預(yù)測(cè)。柵格點(diǎn)上現(xiàn)有的全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖值具有與它們相結(jié)合的權(quán)重，大概表示場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖在每個(gè)點(diǎn)所附帶有的置信度。類似地，局域體積預(yù)測(cè)將具有相容的權(quán)重?？梢栽诿總€(gè)柵格點(diǎn)處使用這些權(quán)重組合現(xiàn)有的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖和新局域模型，例如，通過使用如下面在方程9中所示的估計(jì)值的簡(jiǎn)單加權(quán)平均值。
爐(r) =(i+HrMr) + ⑷局域(Γ)φ局域(r))(9) 在方程9中，p(r)是在柵格點(diǎn)r處的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，妒局域(r)是在相同的點(diǎn)處基于新FMC測(cè)量值的場(chǎng)的新局域估計(jì)值，w(r)是與r處的現(xiàn)有的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖相關(guān)的權(quán)重，并且Wjsw(r)是與在那一點(diǎn)處的新局域估計(jì)值相關(guān)的權(quán)重。將場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖f(r)用現(xiàn)有的和新的值的加權(quán)平均值代替。也必須將權(quán)重w(r)更新以反映新的信息。用于更新權(quán)重的一個(gè)方法是將如方程10中所示的新和舊權(quán)重簡(jiǎn)單地相加。w(r) = w (r)+wMJS (r)(10)可以取該方法中的權(quán)重以表現(xiàn)在每個(gè)點(diǎn)處場(chǎng)估計(jì)值的逆誤差方差。對(duì)于局域場(chǎng)模型，可以使用局域建模誤差估計(jì)逆誤差方差，并且預(yù)期誤差傾向于跨越局域體積，以使得誤差被假設(shè)為在PME電極附近低并且同時(shí)所測(cè)量到的電勢(shì)接近地匹配局域模型。可以將在場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的柵格點(diǎn)處的逆誤差方差初始化至零(這假設(shè)無限初始誤差)。應(yīng)當(dāng)注意的是對(duì)于每個(gè)場(chǎng)(每個(gè)CIE構(gòu)型)必須重復(fù)更新場(chǎng)模型和權(quán)重的該處理。跟蹤在構(gòu)造了表現(xiàn)所感興趣的區(qū)域的一組預(yù)期信號(hào)測(cè)量值(例如，場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖)之后，可·以使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖以在那個(gè)區(qū)域內(nèi)跟蹤電極和導(dǎo)管。被跟蹤的電極可以是FMC導(dǎo)管上的電勢(shì)測(cè)量電極和/或不同的導(dǎo)管上的其他電勢(shì)測(cè)量電極。使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，可以同時(shí)跟蹤多個(gè)電極(一個(gè)導(dǎo)管上或多個(gè)不同的導(dǎo)管上)。在下面更詳細(xì)地描述的PME跟蹤通過將PME測(cè)量值與預(yù)期信號(hào)測(cè)量值(例如，由場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖預(yù)測(cè)的測(cè)量值)比較來完成，并且之后選擇提供最佳匹配的PME位置。除了強(qiáng)制PME位置符合它們所位于的導(dǎo)管的預(yù)期形狀，或備選地，對(duì)于與預(yù)期形狀約束的偏離補(bǔ)償優(yōu)化器之外，類似地完成下面再更詳細(xì)地描述的導(dǎo)管跟蹤。PME和導(dǎo)管跟蹤可以被場(chǎng)測(cè)量值隨心臟和呼吸周期的變化而減損。下面也描述了補(bǔ)償這些變化(例如，歸因于心臟和呼吸周期的變化)的方法。PME 跟蹤PME的跟蹤通過求解將作為CIE對(duì)的激活的結(jié)果由PME采集的測(cè)量值與在給定位置中場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖中的預(yù)期測(cè)量值比較的優(yōu)化問題進(jìn)行。將該位置分配給電極，所述位置以某種方式最小化場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖中的預(yù)期場(chǎng)與所測(cè)量到的場(chǎng)之間的誤差。以下描述用于確定所跟蹤的PME的位置的一個(gè)示例性方法。然而，其他方法是可能的。圖11顯示用于使用場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖(例如，使用本文描述的一個(gè)或多個(gè)方法產(chǎn)生的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖)確定PME的位置的處理的示例性流程圖。在步驟1102，該系統(tǒng)獲得場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖將場(chǎng)測(cè)量值分配至空間中的每個(gè)位置并且可以使用本文描述的一個(gè)或多個(gè)方法產(chǎn)生。在步驟1104，CIE定位在腔中(這些CIE是用于產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的相同的CIE)。在步驟1106，系統(tǒng)引起CIE使用用于產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的CIE構(gòu)型的每一個(gè)注入電流。例如，在三個(gè)CIE對(duì)的情況下，3D空間r = (X，y，z)中的每個(gè)位置被分配以對(duì)應(yīng)于由CIE對(duì)產(chǎn)生的三個(gè)不同的場(chǎng)的三個(gè)測(cè)量值甲夂廣)、<^(Γ)和？^3(r)。在步驟1108，在定位在器官中的導(dǎo)管(例如，所跟蹤的導(dǎo)管)上的PME上測(cè)量信號(hào)。在具有三個(gè)CIE對(duì)的實(shí)例中，由所跟蹤的PME獲得三個(gè)測(cè)量到的電勢(shì)V1、V2和V3 :對(duì)于每個(gè)CIE對(duì)一個(gè)?；谒鶞y(cè)量到的信號(hào)和場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，在步驟1110，該系統(tǒng)通過求解將所測(cè)量到的信號(hào)與場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖中預(yù)期信號(hào)的值比較的優(yōu)化問題確定PME中的每一個(gè)的位置。因此，PME可以被分配以該位置I = (.t- V-幻，所述位置如方程11中所示最小化均方測(cè)量誤差的和。f = arg miIir T], <p；(r) - Vi 2(11)方程11是非線性優(yōu)化問題，并且它可以使用迭代方案如牛頓拉夫遜(Newton-Raphson)或 Levenberg-Marquardt 或直接搜索方法如 Nelder-MeadSimplex 方法求解。在沒有CIE空間構(gòu)型的任意先驗(yàn)知識(shí)或介質(zhì)特征的任意先驗(yàn)知識(shí)的情況下，方程11中的優(yōu)化確定PME的位置。在多于三對(duì)CIE的情況下，對(duì)于的解成為超定的，因?yàn)槲覀儷@得比未知數(shù)更多的方程，這可以幫助提高依賴于具體實(shí)施方案的跟蹤精度。方程11中的優(yōu)化可以以多種方式修改以調(diào)節(jié)跟蹤算法的行為?？梢詫?quán)重因子應(yīng)用至每個(gè)場(chǎng)中的誤差，其可以用于，例如，防止該解由最近的CIE的貢獻(xiàn)支配。對(duì)每個(gè)場(chǎng)誤差的優(yōu)化的靈敏度也可以通過將平方和用升高至不同的冪次的誤差和代替來調(diào)節(jié)；例如，升高誤差至四次方使得優(yōu)化對(duì)場(chǎng)中的最大誤差更靈敏，然而將每個(gè)誤差的絕對(duì)值相加使得優(yōu)化對(duì)最差場(chǎng)誤差更不靈敏。另一個(gè)選擇是使用分類過濾器，如加權(quán)中值或最大值，代替平方和。使用分類過濾器也調(diào)節(jié)對(duì)無關(guān)的誤差的優(yōu)化靈敏度。 應(yīng)當(dāng)明白的是可以使用該方案同時(shí)地跟蹤多于一個(gè)PME。為這樣做，信號(hào)從所跟蹤的電極的每一個(gè)獲得，并且對(duì)于所跟蹤的電極的每一個(gè)求解優(yōu)化問題。如果將這種電極安裝在不同的導(dǎo)管上，則可以同時(shí)地跟蹤多個(gè)導(dǎo)管。在PME處采集到的作為通過CIE注入的電流的結(jié)果的測(cè)量值一般地由介質(zhì)的復(fù)電導(dǎo)率或?qū)Ъ{率、分布影響。應(yīng)當(dāng)注意的是方程11中的優(yōu)化對(duì)于實(shí)值或復(fù)值測(cè)量值是有效的。作為結(jié)果，振幅和相位兩者都可以用于跟蹤目的。復(fù)電導(dǎo)率的虛部的使用在其中介電常數(shù)對(duì)比度超過電導(dǎo)率對(duì)比度值的材料分布中是特別重要的。導(dǎo)管跟蹤通過跟蹤導(dǎo)管上單個(gè)的PME，可以確定導(dǎo)管的位置和形狀。同樣，因?yàn)槭褂脕碜远鄠€(gè)PME的測(cè)量值以跟蹤導(dǎo)管，跟蹤精度可以提高超過用單個(gè)PME可能得到的精度。PME可以以下面描述的多種方式由導(dǎo)管約束。如果以使它們不可以相對(duì)于彼此移動(dòng)的方式約束電極，則認(rèn)為導(dǎo)管是剛體，并且僅必須通過優(yōu)化確定該剛體的平移和旋轉(zhuǎn)。除了(I)將誤差在全部PME上求和以及(2)通過平移和旋轉(zhuǎn)表示導(dǎo)管上PME的位置的一組參考位置確定PME位置之外，可以通過如方程11中所示最小化均方誤差的和得到導(dǎo)管位置。之后優(yōu)化找到最小化全部PME上的誤差的導(dǎo)管平移和旋轉(zhuǎn)，并且這給出PME所位于的導(dǎo)管區(qū)域的位置。(導(dǎo)管的形狀是固定并且已知的。)與單個(gè)PME的情況相同，方程11中的優(yōu)化可以通過加權(quán)來自每個(gè)場(chǎng)和每個(gè)PME的誤差或通過將均方誤差的和用不同的，可能非線性的，誤差組合代替來修改。如果約束電極以使得它們的間距不改變，那么可以使用逆動(dòng)力學(xué)以求解它們的位置。逆動(dòng)力學(xué)對(duì)于通過剛體片段連接的接頭鏈的連接角求解。與之前相同，可以最小化全部場(chǎng)和全部PME范圍內(nèi)的誤差的一些組合以得到PME位置，但在優(yōu)化中的每個(gè)步驟，約束PME的位置以保持片段長(zhǎng)度。優(yōu)化得到每個(gè)PME的位置，給出PME所位于的導(dǎo)管區(qū)域的形狀和位置。動(dòng)力學(xué)模型假設(shè)導(dǎo)管形成每個(gè)PME對(duì)之間的直線片段，但可以應(yīng)用插值方法以便得到導(dǎo)管的更真實(shí)的形狀?？梢杂脤?duì)于不正確的導(dǎo)管形狀的罰分?jǐn)U充方程11中的PME跟蹤問題。例如，可以將第二誤差項(xiàng)加入至量化所預(yù)測(cè)的電極間距和預(yù)期間距之間的差別的方程11。通過調(diào)整應(yīng)用至該第二誤差項(xiàng)的相對(duì)權(quán)重，可以以最優(yōu)化方式調(diào)整測(cè)量誤差與間距誤差之間的平衡。作為另一個(gè)實(shí)例，可以依賴柔性梁取得PME，并且可以使用所預(yù)測(cè)的梁應(yīng)力或負(fù)載作為方程11中的附加誤差項(xiàng)。這些方法不直接產(chǎn)生導(dǎo)管的形狀，但可以使用插值方法以求解完整的導(dǎo)管形狀。用于跟蹤導(dǎo)管的另一個(gè)示例性方法是求解每一個(gè)PME的位置并且之后將它們擬合至導(dǎo)管的模型上。例如，如果將導(dǎo)管取為剛體，則可以得到最小化剛體上的PME和最優(yōu)化的PME位置之間的距離的導(dǎo)管平移和旋轉(zhuǎn)。作為另一個(gè)實(shí)例，可以得到運(yùn)動(dòng)鏈的形狀以使得連接和最優(yōu)化的PME位置之間的距離最小化。心臟和呼吸灰動(dòng)心臟收縮和呼吸改變其中正在產(chǎn)生場(chǎng)的介質(zhì)，從而改變所產(chǎn)生的場(chǎng)。換言之，實(shí)際的場(chǎng)是隨時(shí)間改變的。為解決該問題存在多種方式。 一個(gè)方式是將低通過濾器應(yīng)用至所測(cè)量到的電勢(shì)，以便減少歸因于心臟和呼吸周期的測(cè)量變化。例如，僅通過低于呼吸和心臟周期的基本頻率的信號(hào)的過濾器將移除它們的效果。第二種方式是對(duì)于心臟和呼吸周期中的多個(gè)階段產(chǎn)生獨(dú)立的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖這稱為階段選通(phase-gating)。在這種情況下，PME通過優(yōu)化其在場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖中與電流心臟和/或呼吸周期階段對(duì)應(yīng)的位置來跟蹤。使用來自固定的導(dǎo)管上的PME，如其上存在CIE的那些，和/或皮膚貼片如ECG的測(cè)量值檢測(cè)周期階段。這些固定的測(cè)量值的變化歸因于心臟和呼吸周期。通過將電流固定的PME測(cè)量值與對(duì)應(yīng)于每個(gè)階段的先前測(cè)量值比較，可以確定電流階段。對(duì)于每個(gè)階段的模板或范本可以通過多個(gè)聚類方法如，例如，k-均值聚類來挑選。第三種方式是歸一化歸因于心臟和呼吸周期的場(chǎng)變化的數(shù)據(jù)。場(chǎng)變化的大部分是可加的并且對(duì)所感興趣的區(qū)域中的全部測(cè)量值是共同的。可以合成該可加分量，使用來自固定的導(dǎo)管上的一組PME (例如其中存在CIE)的測(cè)量值，并且之后將它從所測(cè)量到的電勢(shì)中減去。從而從測(cè)量值中除去可加的相位變化?？杉与A段依賴性場(chǎng)變化可以是如下合成。當(dāng)FMC在固定的位置中時(shí)，其測(cè)量值的變化很大地歸因于心臟和呼吸周期。用所感興趣的區(qū)域中固定的位置中的FMC，計(jì)算跨越FMC上電極的平均測(cè)量值(FMC普通模式)，并且之后從其減去跨越時(shí)間的平均值。所得到的信號(hào)表示對(duì)于所感興趣的區(qū)域中FMC測(cè)量值的預(yù)期的階段依賴性場(chǎng)變化。該變化可以作為在固定的導(dǎo)管上PME測(cè)量值的線性組合而近似地合成。從每個(gè)固定的PME測(cè)量值中減去跨越時(shí)間的平均值，并且結(jié)果表示由每個(gè)固定的PME檢測(cè)到的階段依賴性場(chǎng)變化。選擇PME測(cè)量值的線性組合以使得PME階段依賴性場(chǎng)變化的組合最佳匹配由FMC測(cè)量到的階段依賴性場(chǎng)變化。下面描述用于確定固定的PME測(cè)量值的所需的線性組合的一個(gè)具體的方法。如方程12中所示，可以求解線性最小二乘問題以得到應(yīng)當(dāng)應(yīng)用至固定的PME測(cè)量值的權(quán)重，以使得它們的和最接近FMC上預(yù)期的階段依賴性場(chǎng)變化。
9cm ~ ^{ψα,ι} = IiPsi ~ ^(ψ5ι) 9sz ~I
(12)在上面屮CM是跨越FMC電極的平均值(普通模式)；E{ · }是跨越時(shí)間的平均值；滬S:是來自第一固定的PME的測(cè)量值；并且α是應(yīng)用至每個(gè)固定的PME測(cè)量值的一組權(quán)重。對(duì)于權(quán)重α使用最小二乘法求解該線性方程，并且使用所得到的權(quán)重以合成可加階段變化分量。必須對(duì)每個(gè)場(chǎng)重復(fù)以上程序。存在多種相關(guān)的方式求解應(yīng)用至固定的PME測(cè)量值的一組權(quán)重，以便合成可加階段依賴性場(chǎng)變化。勝過僅使用在一個(gè)固定的FMC位置中的測(cè)量值求解，可以通過垂直關(guān)聯(lián)方程12中的相應(yīng)的測(cè)量值和對(duì)于單組權(quán)重求解得到最優(yōu)化多個(gè)固定的FMC位置的權(quán)重。同樣，可以使用更一般的優(yōu)化方式以求解權(quán)重，而不是求解權(quán)重的線性最小二乘問題。例如，可以使用標(biāo)準(zhǔn)優(yōu)化技術(shù)找到非負(fù)的或總和為I的權(quán)重。對(duì)于階段依賴性場(chǎng)變化的相加修正僅補(bǔ)償場(chǎng) 中的整體偏移，但可以補(bǔ)償每個(gè)場(chǎng)中歸因于心臟和呼吸周期的高階變化。例如，可以使用階段依賴性的縮放項(xiàng)以補(bǔ)償場(chǎng)強(qiáng)度隨心臟和呼吸周期的變化。這種縮放項(xiàng)可以通過采集一組固定的位置中的FMC測(cè)量值并且之后對(duì)最佳近似階段依賴性場(chǎng)強(qiáng)度變化的固定的PME測(cè)量值的組合進(jìn)行優(yōu)化來確定。F⑶位移柃if如上所述，基于一組預(yù)期信號(hào)(例如，場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖)與在被跟蹤電極的PME上測(cè)量到的信號(hào)之間的比較跟蹤ΡΜΕ，其中用于產(chǎn)生用于獲得場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的信號(hào)和用于跟蹤PME的CIE是相同的(并且在相同的位置)。為了準(zhǔn)確地確定被跟蹤的電極的位置，應(yīng)當(dāng)將CIE保持在與當(dāng)產(chǎn)生場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖時(shí)它們所在的位置相同的位置。然而，在場(chǎng)標(biāo)測(cè)或?qū)Ч芨櫟倪^程中，F(xiàn)GD可以變得非故意地移位。例如，如果多個(gè)CIE位于冠狀竇中的導(dǎo)管上，在右心房中移動(dòng)的導(dǎo)管可以與冠狀竇導(dǎo)管接觸并且使它移位。攜帶FGD的導(dǎo)管也可以歸因于患者呼吸或其他患者運(yùn)動(dòng)而移位。克服該問題的一個(gè)方式是使用保持?jǐn)y帶FGD的導(dǎo)管穩(wěn)定地定位的設(shè)備或方法。這可以通過使用任意數(shù)目的固定方案完成，例如支架或氣囊錨。另一個(gè)方式是可以檢測(cè)這種移位并輔助用戶校正它的子系統(tǒng)。這可以以如下所述的多種方式完成。FGD位移校正包括檢測(cè)FGD與一個(gè)或多個(gè)已知處于穩(wěn)定的位置的PME之間的相對(duì)位移?？梢允褂闷つwPME或穩(wěn)定的心內(nèi)PME為該目的采集穩(wěn)定的測(cè)量值。尤其是，可以使用作為PME的標(biāo)準(zhǔn)ECG導(dǎo)聯(lián)用于測(cè)量心臟電活動(dòng)和使用較早描述的多路復(fù)用方案監(jiān)控跟蹤信號(hào)的雙重目的。此外，可以使用另外的皮膚PME以增加位移校正子系統(tǒng)的精度。用初始位置中的FGD，可以使用穩(wěn)定的PME形成所產(chǎn)生的場(chǎng)的基線測(cè)量值(例如，該系統(tǒng)可以引起電流在電流注入電極之間流動(dòng)，并且在定位在一個(gè)或多個(gè)可靠位置處的測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào))。之后監(jiān)控來自穩(wěn)定的PME (例如，響應(yīng)于來自電流注入電極的電流流動(dòng)在PME處測(cè)量到的信號(hào))的測(cè)量值并且將其與基線測(cè)量值比較，以檢測(cè)由于FDG的移位引起的變化?；€與電流測(cè)量值之間的誤差可以使用距離度量，如L2標(biāo)準(zhǔn)量化，并且之后可以通過將誤差度量與閾值比較來檢測(cè)移位。如果誤差度量超過目前的閾值，警告臨床醫(yī)生FGD已經(jīng)移位。除了警告臨床醫(yī)生之外，可以使用誤差度量以將導(dǎo)管引導(dǎo)回初始位置。當(dāng)臨床醫(yī)生移動(dòng)移位的FGD時(shí)，顯示并且更新誤差度量的值。當(dāng)誤差度量落在目前的閾值以下時(shí)，提供FGD已經(jīng)返回至初始位置的指示。此外，通過在3D空間中近似跟蹤FGD，可以使用由穩(wěn)定的PME采集的信號(hào)引導(dǎo)導(dǎo)管返回至初始位置?？梢砸远喾N方式完成FGD跟蹤，其中的多個(gè)在下面進(jìn)行概述。與PME跟蹤的情況相同，F(xiàn)GD跟蹤需要所產(chǎn)生的場(chǎng)的模型一場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的等效物。在穩(wěn)定的PME附近對(duì)通過FGD產(chǎn)生的場(chǎng)建模。可以在該場(chǎng)模型中跟蹤PME測(cè)量值以確定所產(chǎn)生的場(chǎng)的位移并由此確定FGD的位移。場(chǎng)模型上的不準(zhǔn)確將引起所檢測(cè)到的位移扭曲，但它仍可以對(duì)臨床醫(yī)生或?qū)Ω櫵惴ㄌ峁┯杏玫男畔?。例如，如果已知穩(wěn)定的PME的近似位置，則可以將三維多項(xiàng)式模型擬合至初始測(cè)量的數(shù)據(jù)。之后假設(shè)場(chǎng)模型隨FGD移動(dòng)，并且因此穩(wěn)定的PME測(cè)量值相對(duì)于場(chǎng)模型的任意改變是FGD移動(dòng)的指示。因此可以通過使用上面章節(jié)中描述的剛體導(dǎo)管跟蹤技術(shù)跟蹤作為場(chǎng)模型內(nèi)的剛體的PME測(cè)量值來量化FGD的位移。可以使用其他方式確定FGD位移，而不使用初始測(cè)量值建模穩(wěn)定的PME附近的場(chǎng)并且之后跟蹤該模型內(nèi)的后繼PME測(cè)量值。例如，可以對(duì)于每次測(cè)量構(gòu)造場(chǎng)模型，并且之后可以確定提供PME的區(qū)域中的兩個(gè)模型之間的最佳匹配的剛體運(yùn)動(dòng)。作為另一個(gè)實(shí)例，可以構(gòu)造單個(gè)場(chǎng)模型，該場(chǎng)模型最佳匹配初始測(cè)量值與電流測(cè)量值兩者以使得兩個(gè)測(cè)量值通過剛體運(yùn)動(dòng)相關(guān)聯(lián)?？梢允褂闷渌麛?shù)學(xué)方法用于建模用于FGD跟蹤的場(chǎng)。例如，代替將每個(gè)場(chǎng)作為多項(xiàng)式建模，產(chǎn)生每個(gè)場(chǎng)的CIE可以建模為均勻介質(zhì)中的電單極子。給定一組穩(wěn)定的PME測(cè)量 值和它們的近似位置，可以確定最佳匹配測(cè)量到的電勢(shì)的單極子位置(并且因此確定CIE位置)和單極子強(qiáng)度。該場(chǎng)建模方式類似于多項(xiàng)式場(chǎng)建模方式，但它具有每個(gè)場(chǎng)模型定義CIE位置的益處，而多項(xiàng)式場(chǎng)模型僅給出整個(gè)場(chǎng)的相對(duì)位移。與之前相同，場(chǎng)模型上的不準(zhǔn)確將扭曲所跟蹤的FGD位置，但所跟蹤的位置仍可以對(duì)臨床醫(yī)生提供有用的信息。如果穩(wěn)定的PME位置是未知的但初始CIE位置是已知的，例如，基于用于PME跟蹤而構(gòu)造的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖，可以使用電單極子模型確定穩(wěn)定的PME測(cè)量值的位置，并且可以使用隨后的穩(wěn)定的PME測(cè)量值以跟蹤C(jī)IE的位移。以這種方式，用于PME跟蹤和FGD跟蹤兩者所需的全部空間信息可以得自FMC的形狀和由可得的PME所采集到的測(cè)量值。當(dāng)通過相同的CIE中的一些產(chǎn)生不同的場(chǎng)時(shí)，或者當(dāng)使用相同的FGD上不同的CIE時(shí)，F(xiàn)GD跟蹤可以使用該信息約束。例如，如果由相同的FGD上不同的CIE產(chǎn)生每個(gè)場(chǎng)，并且如果將每個(gè)CIE建模為如上所述的電單極子，可以約束用來找到單極子位置的優(yōu)化以使得單極子符合共享的FGD上的已知的電極間間距。這將產(chǎn)生越來越真實(shí)的FGD形狀，并且可以使得FGD跟蹤更穩(wěn)健?？梢允褂闷渌麑?dǎo)管形狀約束，如剛性導(dǎo)管形狀，以改進(jìn)CIE和FGD跟蹤。心臟和呼吸運(yùn)動(dòng)將引起F⑶相對(duì)于固定的PME移動(dòng)，并且將扭曲PME測(cè)量值。該階段依賴性測(cè)量變化可以使用之前的關(guān)于補(bǔ)償所跟蹤的PME測(cè)量值的章節(jié)中所描述的方法補(bǔ)償。實(shí)驗(yàn)結(jié)果使用在九升鹽水槽中采集的測(cè)量值體外證明場(chǎng)標(biāo)測(cè)，電極跟蹤以及FGD跟蹤。下面報(bào)告的場(chǎng)標(biāo)測(cè)和電極跟蹤結(jié)果使用如下采集使用兩種可商購(gòu)十極(decapolar)導(dǎo)管作為FGD，如使用申請(qǐng)12/005，975中描述的多電極陣列導(dǎo)管作為FMC，以及使用可商購(gòu)十極導(dǎo)管作為被跟蹤的導(dǎo)管。圖12顯示實(shí)驗(yàn)結(jié)果的表。該表包括當(dāng)校正新測(cè)量值并與對(duì)于一個(gè)場(chǎng)的現(xiàn)有的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖組合時(shí)的局域模型和全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的二維切片的等高線圖。在圖12中所述的實(shí)驗(yàn)結(jié)果中，將FMC在鹽水內(nèi)手工移動(dòng)，并且使用在八個(gè)場(chǎng)中采集的FMC測(cè)量值使用上面在方程4、9和10中描述的方法構(gòu)造全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。在圖12中使用局域模型和全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖的八個(gè)場(chǎng)中的一個(gè)的二維切片的等高線圖以顯示每一個(gè)如何用相繼的FMC測(cè)量值產(chǎn)生。每行顯示新的局域模型、現(xiàn)有的全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖以及對(duì)于新FMC測(cè)量值更新的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。在第一列中，F(xiàn)MC電極疊加顯示在由新測(cè)量值產(chǎn)生的局域模型上。在第三列中，校正之后的FMC電極的位置疊加顯示在更新之后的新全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖上。每個(gè)新局域模型略微改變并擴(kuò)展FMC周圍的區(qū)域中的全局場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖。使用如圖12中所示構(gòu)造的場(chǎng)標(biāo)測(cè)圖在可商購(gòu)的十極導(dǎo)管上使用從鹽水槽中的PME采集的電勢(shì)測(cè)量值用方程11中描述的跟蹤方法跟蹤PME。對(duì)于四個(gè)不同的導(dǎo)管位置在圖13中從兩個(gè)視圖顯示三維跟蹤的PME位置。為了清楚，僅對(duì)PME中的五個(gè)的跟蹤位置進(jìn)行作圖，并且將它們用線連接以顯示十極導(dǎo)管的形狀。所跟蹤的PME之間的物理間距為9_，所以所跟蹤的導(dǎo)管段的總長(zhǎng)度為36mm。其他實(shí)施方案本文描述的方法和系統(tǒng)不限于特定硬件或軟件配置，并且可以在很多的計(jì)算或處 理環(huán)境中具有適用性。方法和系統(tǒng)可以以硬件或硬件和軟件的組合實(shí)施，和/或可以由可商購(gòu)的模塊應(yīng)用和設(shè)備實(shí)施。在本文描述的系統(tǒng)和方法的實(shí)施至少部分地基于微處理器的使用的情況下，該方法和系統(tǒng)可以在一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序中實(shí)施，其中可以將計(jì)算機(jī)程序理解為包括一個(gè)或多個(gè)處理器可執(zhí)行指令。一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序可以在一個(gè)或多個(gè)可編程處理器上實(shí)行，并且可以儲(chǔ)存在由處理器可讀取的一個(gè)或多個(gè)儲(chǔ)存介質(zhì)(包括易失性和非易失性存儲(chǔ)器和/或儲(chǔ)存元件)上、一個(gè)或多個(gè)輸入設(shè)備和/或一個(gè)或多個(gè)輸出設(shè)備。處理器因而可以訪問一個(gè)或多個(gè)輸入設(shè)備以獲得輸入數(shù)據(jù)，并且可以訪問一個(gè)或多個(gè)輸出設(shè)備以通信輸出數(shù)據(jù)。輸入和/或輸出設(shè)備可以包括以下各項(xiàng)中的一個(gè)或多個(gè)隨機(jī)存儲(chǔ)存儲(chǔ)器(RAM)、獨(dú)立冗余磁盤序列(RAID)、軟盤驅(qū)動(dòng)器、⑶、DVD、磁盤、內(nèi)部硬盤、外部硬盤、記憶棒或能夠由如本文提供的處理器訪問的其他存儲(chǔ)設(shè)備，其中這種上面提及的實(shí)例不是窮舉，并且用于示例并且是非限制性的。一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序可以使用一個(gè)或多個(gè)高級(jí)程序化編程語言或面向?qū)ο蟮木幊陶Z言實(shí)現(xiàn)以與計(jì)算機(jī)系統(tǒng)通信；然而，如果需要，也可以以匯編或機(jī)器語言實(shí)現(xiàn)一個(gè)或多個(gè)程序。可以將語言編譯或解釋。結(jié)合有一個(gè)或多個(gè)處理器的一個(gè)或多個(gè)設(shè)備或計(jì)算機(jī)系統(tǒng)可以包括，例如，一個(gè)或多個(gè)個(gè)人計(jì)算機(jī)、工作站(例如，Sun、HP)、個(gè)人數(shù)字助理(PDA)、手持設(shè)備如移動(dòng)電話、膝上型電腦、手持電腦或能夠與如本文所提供的可以操作的一個(gè)或多個(gè)處理器結(jié)合的另一種設(shè)備。因此，本文提供的設(shè)備不是窮舉的并且為了示例和非限制性的目的提供。提及“微處理器”和“處理器”，或“所述微處理器”和“所述處理器”，可以理解為包括可以以單機(jī)和/或分布式環(huán)境通信的一個(gè)或多個(gè)微處理器，并且因此可以配置為與其他處理器經(jīng)由有線通信或無線通信來通信，其中可以將這樣的一個(gè)或多個(gè)處理器配置為在一個(gè)或多個(gè)處理器控制的設(shè)備(可以是相同的或不同的設(shè)備)上操作。此外，提及存儲(chǔ)器，除非另作說明，可以包括一個(gè)或多個(gè)處理器可讀和可訪問的存儲(chǔ)元件和/或組件，其可以是內(nèi)置于處理器控制的設(shè)備，外置于處理器控制的設(shè)備，并且可以使用多種通信協(xié)議經(jīng)由有線或無線網(wǎng)絡(luò)訪問，并且除非另作說明，可以布置為包括外部和內(nèi)部存儲(chǔ)設(shè)備的組合，其中這種存儲(chǔ)器基于應(yīng)用可以是連續(xù)的和/或分區(qū)的。因此，提及數(shù)據(jù)庫可以理解為包括一個(gè)或多個(gè)存儲(chǔ)器聯(lián)系體，其中這種引用可以包括可商購(gòu)的數(shù)據(jù)庫產(chǎn)品(例如，SQL、Informix,Oracle)并且還包括私有數(shù)據(jù)庫，并且還可以包括用于聯(lián)系存儲(chǔ)器的其他結(jié)構(gòu)如鏈接、隊(duì)列、圖、樹，并且這種結(jié)構(gòu)提供用于示例而非限制。因此，其他實(shí)施方案在以下權(quán)利要求的范圍內(nèi)。·
權(quán)利要求
1.一種方法，所述方法包括 通過以下方式產(chǎn)生基線信號(hào)測(cè)量 引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)，所述電流注入電極中的至少一些放置在患者的身體內(nèi)的穩(wěn)定位置中以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)； 響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在定位于一個(gè)或多個(gè)可靠位置處的一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；以及 在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后 引起電流在所述多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)； 響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；以及 將測(cè)量到的信號(hào)與所述基線信號(hào)比較，以產(chǎn)生比較結(jié)果。
2.權(quán)利要求I所述的方法，所述方法還包括基于所述比較結(jié)果確定所述患者的身體內(nèi)所述多個(gè)電流注入電極的位置是否已經(jīng)改變。
3.權(quán)利要求2所述的方法，所述方法還包括在確定所述多個(gè)電流注入電極的所述位置已經(jīng)改變之后提供音頻或視覺指示符。
4.權(quán)利要求I所述的方法，其中所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極包括一個(gè)或多個(gè)ECG導(dǎo)聯(lián)。
5.權(quán)利要求I所述的方法，其中所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極包括一個(gè)或多個(gè)身體表面電極。
6.權(quán)利要求I所述的方法，所述方法還包括，在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后，響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，對(duì)于所述導(dǎo)管的多個(gè)位置中的每一個(gè)位置在導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；以及 基于測(cè)量到的信號(hào)在所述器官內(nèi)另外的位置處對(duì)于所述測(cè)量電極確定預(yù)期信號(hào)。
7.權(quán)利要求I所述的方法，所述方法還包括，在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后，響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)處測(cè)量信號(hào)；以及 基于由所述導(dǎo)管上的所述多個(gè)測(cè)量電極測(cè)量到的所述信號(hào)確定所述導(dǎo)管的相對(duì)位置。
8.權(quán)利要求I所述的方法，其中所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極包括一個(gè)或多個(gè)穩(wěn)定的心內(nèi)電極。
9.權(quán)利要求I所述的方法，其中所述器官是患者的心臟。
10.權(quán)利要求I所述的方法，其中產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量包括補(bǔ)償所述患者的呼吸和心跳。
11.權(quán)利要求I所述的方法，其中將測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較包括計(jì)算所述基線信號(hào)與所述測(cè)量到的信號(hào)之間的殘差范數(shù)。
12.權(quán)利要求11所述的方法，其中將測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較進(jìn)一步包括將所述殘差范數(shù)與閾值比較。
13.權(quán)利要求I所述的方法，所述方法還包括提供信息以使臨床醫(yī)生能夠?qū)⑺鲭娏髯⑷腚姌O引導(dǎo)至產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的位置。
14.權(quán)利要求I所述的方法，其中將測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較包括計(jì)算位移軌道。
15.權(quán)利要求14所述的方法，其中所述位移軌道提供三維模型，所述三維模型提供對(duì)所述電流注入電極的電流位置的指示和對(duì)產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的所述位置的指示。
16.—種系統(tǒng),所述系統(tǒng)包括 一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極，所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極定位在一個(gè)或多個(gè)可靠位置處； 多個(gè)電流注入電極，所述電流注入電極中的至少一些放置在患者的身體內(nèi)的穩(wěn)定位置中以在器官中產(chǎn)生場(chǎng)； 電子控制系統(tǒng)，所述電子控制系統(tǒng)連接至所述多個(gè)電流注入電極并連接至所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極，并且所述電子控制系統(tǒng)配置為 引起電流在多個(gè)電流注入電極之間流動(dòng)； 響應(yīng)于所述電流流動(dòng)，在所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)； 處理系統(tǒng)，所述處理系統(tǒng)連接至所述電子系統(tǒng)，并且所述處理系統(tǒng)配置為 產(chǎn)生基線信號(hào)測(cè)量； 在產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量之后，將來自所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極的測(cè)量到的信號(hào)與所述基線信號(hào)比較以產(chǎn)生比較結(jié)果；以及 基于所述比較結(jié)果確定所述患者的身體內(nèi)所述多個(gè)電流注入電極的位置是否已經(jīng)改變。
17.權(quán)利要求16所述的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)還包括指示器，所述指示器配置為在確定所述多個(gè)電流注入電極的所述位置已經(jīng)改變之后提供音頻或視覺指示。
18.權(quán)利要求16所述的系統(tǒng),其中所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極包括一個(gè)或多個(gè)ECG導(dǎo)聯(lián)。
19.權(quán)利要求16所述的系統(tǒng),其中所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極包括一個(gè)或多個(gè)身體表面電極。
20.權(quán)利要求16所述的系統(tǒng)，其中所述系統(tǒng)還包括導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極，并且其中 所述電子控制系統(tǒng)進(jìn)一步配置為對(duì)于所述導(dǎo)管的多個(gè)位置中的每一個(gè)位置在所述導(dǎo)管上的多個(gè)測(cè)量電極中的每一個(gè)測(cè)量電極處測(cè)量信號(hào)；并且 所述處理系統(tǒng)進(jìn)一步配置為基于測(cè)量到的信號(hào)在所述器官內(nèi)另外的位置處對(duì)于所述測(cè)量電極確定預(yù)期信號(hào)。
21.權(quán)利要求20所述的系統(tǒng)，其中所述處理系統(tǒng)進(jìn)一步配置為基于由所述導(dǎo)管上的所述多個(gè)測(cè)量電極測(cè)量到的所述信號(hào)確定另一個(gè)導(dǎo)管的相對(duì)位置。
22.權(quán)利要求16所述的方法,其中所述一個(gè)或多個(gè)測(cè)量電極包括一個(gè)或多個(gè)穩(wěn)定的心內(nèi)電極。
23.權(quán)利要求20所述的系統(tǒng)，其中所述處理系統(tǒng)進(jìn)一步配置為補(bǔ)償呼吸和心跳。
24.權(quán)利要求20所述的系統(tǒng)，其中所述處理系統(tǒng)進(jìn)一步配置為使用所述基線信號(hào)與所述測(cè)量到的信號(hào)之間的殘差范數(shù)將測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較。
25.權(quán)利要求24所述的系統(tǒng)，其中所述處理系統(tǒng)進(jìn)一步配置為通過將所述殘差范數(shù)與閾值比較從而將所述測(cè)量到的場(chǎng)與所述基線信號(hào)比較。
26.權(quán)利要求16所述的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)還包括顯示裝置，所述顯示裝置配置為提供信息以使臨床醫(yī)生能夠?qū)⑺鲭娏髯⑷腚姌O引導(dǎo)至產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的位置。
27.權(quán)利要求16所述的系統(tǒng)，所述系統(tǒng)還包括顯示裝置，所述顯示裝置配置為顯示位移軌道。
28.權(quán)利要求27所述的方法，其中所述位移軌道提供三維模型，所述三維模型提供對(duì)所述電流注入電極的電流位置的指示和對(duì)產(chǎn)生所述基線信號(hào)測(cè)量的所述位置的指示。
全文摘要
本文公開了用于確定多個(gè)電流注入電極的位置是否已經(jīng)改變的方法和系統(tǒng)。
文檔編號(hào)A61B5/0402GK102958428SQ201180032845
公開日2013年3月6日 申請(qǐng)日期2011年4月14日 優(yōu)先權(quán)日2010年5月11日
發(fā)明者多倫·哈爾列夫, 德雷克·凱恩, 布賴恩·斯圖爾特, 保羅·赫爾茨, 阿爾帕爾·琴代什 申請(qǐng)人:里斯米亞醫(yī)療公司