专利名称：使用场标测的跟踪的制作方法
技术领域：
本发明涉及确定物体的位置，如跟踪患者的心腔中一个或多个导管的位置。背景为治疗多种心脏病症，如室上性和室性心律失常，微创方法，如导管消融的使用变得越来越普遍。这种方法包括心脏中电活动性的标测(例如，基于心脏信号)，如在心内膜表面上的多个位置处的标测(“心脏标测”)，以确定心律失常的起源部位，之后是所述部位的靶向消融。为进行这种心脏标测，可以将具有一个或多个电极的导管插入至患者的心腔室中。
在一些情况下，使用跟踪系统确定心腔室中导管的位置。导管跟踪是现代标测系统的核心功能，所述现代标测系统还包括软件和图形化用户界面以将电数据投影在心腔室的3D渲染图上。目前，存在可用的多种跟踪系统，其中一些比其他的更有用并且更通常使用。一些系统基于来自外部源的磁或电场的使用以感测并追踪导管的位置。一些基于安装在所跟踪的导管上的磁或电场源的使用。概述在一些方面，该方法包括引起电流在多个电流注入电极之间流动，所述电流注入电极的至少一些放置在患者的身体内的稳定位置中以在器官中产生场。该方法还包括，响应于由所述电流注入电极引起的所述电流流动，在所述导管的多个位置中的每一个位置在导管上的多个测量电极中的每一个测量电极处测量信号。该方法还包括基于所测量到的信号在所述器官内另外的位置处确定预期信号和基于至少所述预期信号，确定所述器官中所述导管的所述测量电极和/或另一个导管的测量电极中的至少一个的位置。实施方案可以包括以下各项中的一个或多个。所述电流注入电极不在包括所述测量电极的导管上。确定所述预期信号可以包括在没有来自外部跟踪系统的信息的情况下确定预期信号。确定所述预期信号可以包括基于所测量到的信号在所述器官中所述多个位置中的不同的位置处确定所述多个测量电极的相对位置。确定所述相对位置可以包括协调(reconcile)在所述多个位置中的不同的位置处测量到的场。协调所述场可以包括使用关于点、多个点、表面和体积中的一个或多个的成本最小化函数。确定所述相对位置可以包括确定所述多个位置处所述多个测量电极之间的平移和旋转。其中在每个位置对于所述导管测量到的信号可以定义相应的一组测量值，并且其中确定所述预期信号可以包括将来自不同的组的信息组合以确定指示所述另外的位置处的所述预期信号的场标测图。所述组合可以包括基于所述导管上所述测量电极的已知相对位置校正(aligning)来自不同的组的信息以说明所述导管的不同位置。来自所述组测量值中的的每一组的所述信息可以是局域场标测图(local fieldmap)。确定所述预期信号可以包括协调来自所述多个位置的局域场标测图。协调所述局域场标测图可以包括使用关于点、表面和体积中的一个或多个上的成本最小化函数。协调所述局域场标测图可以包括确定多个所述局域场标测图之间的平移和旋转。确定所述预期信号可以包括基于所测量到的信号和所述导管上所述多个测量电极之间的已知相对位置确定所述预期信号。预期信号可以是场标测图(field map)。场标测图可以是可微函数。确定所述预期信号可以包括使用拉普拉斯方程、泊松方程和/或多项式估计。所述电流注入电极可以是安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上。所述电流注入电极可以包括安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上的电极和一个或多个身体-表面电极两者。测量所述信号可以包括测量电势。在所述多个位置处测量所述信号可以包括将所述导管移动至所述器官内的所述多个位置，并且使用所述测量电极以对于所述导管的所述多个位置中的每一个位置测量信号。确定预期信号可以包括对于所述多个位置，使用来自所述一个或多个测量电极的测量到的信号将所述场的多个部分建模，以产生所述场的多个部分的多个模型；以及组合所述多个模型以产生组合的场模型。组合所述多个模型可以包括相继地组合所述多个模型以产生所述场的组合模型。组合所述多个模型可以包括同时地组合所述多个模型以产生所述场的组合模型。所述组合的场模型可以包括所述场的多个部分的多个模型的加权平均值。该方法还可以包括将所述测量电极从所述器官移除；以及在将所述测量电极从所述器官移除之后，使用所述预期信号测量来跟踪所述另一个导管的所述测量电极的位置。所述电流注入电极可以包括至少三组电流注入电极，并且其中所述电流流动的所述引起包括引起电流在各组电流注入电极之间流动。所述器官是所述患者的心脏。确定所述位置可以包括在所述另一个导管是与包括所述多个测量电极的导管分开的导管的情况下确定所述另一个导管的所述测量电极的位置。可以处理所测量到的信号和预期信号以计算呼吸和心搏。处理所测量的信号和预期信号可以包括使用来自定位在相对于所述器官的稳定位置中的导管电极的信息。所述稳定位置可以是冠状窦。在一些另外的方面，该系统包括导管，所述导管配置为用于插入至患者的身体中的器官中并且包括多个测量电极。该系统还包括多个电流注入电极，所述多个电流注入电极放置在患者的身体内的稳定位置中以在器官中产生场。该系统还包括电子控制系统，所述电子控制系统连接至所述多个电流注入电极并且连接至所述测量电极。电子控制系统配置为引起电流在多个电流注入电极之间流动以在器官中产生场并测量所述场以及，响应于由所述电流注入电极引起的所述电流流动，在对于所述导管的多个位置中的每一个位置在所述多个测量电极中的每一个测量电极处测量信号。该系统还包括处理系统，所述处理系统连接至所述电子系统。处理系统配置为基于所测量的信号在所述器官内另外的位置处确定预期信号；以及基于至少所述预期信号确定所述器官中所述导管的所述测量电极和/或另一个导管的测量电极中的至少一个的位置。实施方案可以包括以下各项中的一个或多个。所述电流注入电极可以安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上。安装在所述导管上的所述测量电极可以包括可以在器官中移动和定位在多个位 置处的电极。所述电流注入电极可以包括至少三组电流注入电极。所述电流注入电极不在包括所述测量电极的导管上。所述处理系统可以进一步配置为在没有来自外部跟踪系统的信息的情况下确定所述预期信号。所述处理系统可以进一步配置为基于所测量的信号在所述器官中所述多个位置中的不同的位置处确定所述多个测量电极的相对位置。所述处理系统可以进一步配置为使用成本最小化函数协调在所述多个位置中的不同的位置处测量到的场。所述处理系统可以进一步配置为确定所述多个位置处所述多个测量电极之间的平移和旋转。其中在每个位置处对于所述导管测量到的信号定义相应的一组测量值，并且其中所述处理系统可以进一步配置为通过将来自不同的组的信息组合确定所述预期信号，以确定指示所述另外的位置处的所述预期信号的场标测图。所述处理系统可以进一步配置为组合所述来自不同的组的信息以通过校正来自不同的组的信息确定场标测图以基于所述导管上所述测量电极的已知相对位置说明所述导管的不同位置。 所述预期信号可以是场标测图。所述处理系统可以进一步配置为使用拉普拉斯方程、泊松方程和/或多项式估计确定所述预期信号。所述电流注入电极可以包括安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上的电极和一个或多个身体-表面电极两者。所述处理系统可以进一步配置为使用所述预期信号测量来跟踪所述另一个导管的所述测量电极的位置。所述处理系统可以进一步配置为处理所测量到的信号和预期信号以说明呼吸和心搏。在一些另外的方面，该方法包括通过以下方式产生基线信号测量引起电流在多个电流注入电极之间流动，所述电流注入电极中的至少一些放置在患者的身体内的稳定位置中以在器官中产生场；以及响应于所述电流流动，在定位于一个或多个可靠位置处的一个或多个测量电极处测量信号。该方法还包括在产生所述基线信号测量之后引起电流在所述多个电流注入电极之间流动；响应于所述电流流动，在一个或多个测量电极处测量信号；以及将所测量到的信号与所述基线信号比较，以产生比较结果。实施方案可以包括以下各项中的一个或多个。该方法还可以包括基于所述比较结果确定所述患者的身体内所述多个电流注入电极的位置是否已经改变。该方法还可以包括在确定所述多个电流注入电极的所述位置已经改变之后提供音频或视觉指示符。所述一个或多个测量电极可以是一个或多个ECG导联。·
所述一个或多个测量电极可以是一个或多个身体表面电极。该方法还可以包括，在产生所述基线信号测量之后，响应于所述电流流动，对于所述导管的多个位置中的每一个位置在导管上的多个测量电极中的每一个测量电极处测量信号；以及基于所测量到的信号在所述器官内另外的位置处对于所述测量电极确定预期信号。该方法还可以包括，在产生所述基线信号测量之后，响应于所述电流流动，在导管上的多个测量电极中的每一个处测量信号；以及基于由所述导管上的所述多个测量电极测量到的所述信号确定所述导管的相对位置。所述一个或多个测量电极可以包括一个或多个稳定的心内电极。所述器官可以是患者的心脏。产生所述基线信号测量可以包括补偿所述患者的呼吸和心跳。将所测量到的场与所述基线信号比较可以包括计算所述基线信号与所测量到的信号之间的残差范数。将所测量到的场与所述基线信号比较可以包括将所述残差范数与阈值比较。该方法还可以包括提供信息以使临床医生能够将所述电流注入电极引导至产生所述基线信号测量的位置。将所测量到的场与所述基线信号比较可以包括计算位移轨道。所述位移轨道可以提供三维模型，所述三维模型提供对所述电流注入电极的电流位置的指示和对产生所述基线信号测量的所述位置的指示。在一些方面，该系统包括一个或多个测量电极，所述一个或多个测量电极定位在一个或多个可靠位置处；以及多个电流注入电极，所述电流注入电极中的至少一些放置在患者的身体内的稳定位置中以在器官中产生场。该系统还包括电子控制系统，所述电子控制系统连接至所述多个电流注入电极并连接至所述一个或多个测量电极。所述电子控制系统配置为引起电流在多个电流注入电极之间流动并且，响应于所述电流流动，在所述一个或多个测量电极处测量信号。该系统还包括处理系统，所述处理系统连接至所述电子系统。所述处理系统配置为产生基线信号测量；在产生所述基线信号测量之后，将来自所述一个或多个测量电极的测量到的信号与所述基线信号比较以产生比较结果；以及基于所述比较结果确定所述患者的身体内所述多个电流注入电极的位置是否已经改变。实施方案可以包括以下各项中的一个或多个。
该系统还可以包括指示器，所述指示器配置为在确定所述多个电流注入电极的所述位置已经改变之后提供音频或视觉指示。所述一个或多个测量电极可以是一个或多个ECG导联。所述一个或多个测量电极可以是一个或多个身体表面电极。该系统还可以包括导管上的多个测量电极。所述电子控制系统可以进一步配置为对于所述导管的多个位置中的每一个位置在所述导管上的多个测量电极中的每一个测量电极处测量信号；并且所述处理系统可 以进一步配置为基于所测量到的信号在所述器官内另外的位置处对于所述测量电极确定预期信号。所述处理系统可以进一步配置为基于由所述导管上的所述多个测量电极测量到的所述信号确定另一个导管的相对位置。所述一个或多个测量电极可以是一个或多个稳定的心内电极。所述处理系统可以进一步配置为补偿呼吸和心跳。所述处理系统可以进一步配置为使用所述基线信号与所测量到的信号之间的残差范数将所测量到的场与所述基线信号比较。所述处理系统可以进一步配置为通过将所述残差范数与阈值比较从而将所测量到的场与所述基线信号比较。所述系统还可以包括显示装置，所述显示装置配置为提供信息以使临床医生能够将所述电流注入电极引导至产生所述基线信号测量的位置。所述系统还可以包括显示装置，所述显示装置配置为显示位移轨道。所述位移轨道可以提供三维模型，所述三维模型提供对所述电流注入电极的电流位置的指示和对产生所述基线信号测量的所述位置的指示。本文描述的系统和方法的实施方案还可以包括上面与本文描述的方法和系统相关地描述的执行任何特征的设备、软件、组件和/或系统。本文一般地公开的方法和系统的实施方案可以用于确定患者的身体中的器官如患者的心脏、肺、大脑或肝脏内的任意物体的位置。如本文所使用的，物体的“位置”意指关于完整地定义三维物体在三维坐标系中的位置和方向的6个自由度中的一个或多个的信息。例如，物体的位置可以包括指示笛卡尔坐标系中物体的点的坐标的三个独立值和指示物体的方向关于每个笛卡尔轴所成角度的三个独立值；或这样的值的任意子集。如本文所使用的，“心腔”意指心脏和周围的组织。除非另外提及，本文使用的所有技术和科学术语具有与本发明所属领域中的普通技术人员通常理解的相同的含义。在与通过引用结合于本文的文件冲突的情况下，以本文件为准。在下面的附图和详述中给出本发明的一个或多个实施方案的细节。本发明的其他特征、目标和优势将从详述和附图以及从权利要求是显见的。附图简述图I是用于相对于患者的心腔定位电流注入电极(CIE)和电势测量电极(PME)的布置方式的示例性示意图。图2A、2B和2C是由多个CIE构型产生并且通过场标测导管(FMC)测量的示例性场的图。图3A、3B和3C是由多个CIE构型产生并通过电势测量电极(PME)测量的示例性场。图4是场标测系统的图示。图5A、5B和5C是示例性场图。图6A、6B和6C是与图5A、5B和5B中所不的场相关联的不例性局域场模型。图7A、7B、7C和7D是示例性场模型。图8是示例性场标测图。
图9是示例性的围绕场标测导管的体积和封闭表面的图。
图10是用于对于封闭体积产生场标测图的方法的流程图。图11是用于使用场标测图确定电极的位置的示例性流程图。图12是包括局域模型和全局场标测图的二维切片等高线图的表。图13是三维跟踪的PME位置的图。在多个附图中相同的附图标记表示相同的元件。详述本文所公开的实施方案包括用于产生场的模型的方法和系统，所述场的模型提供在心腔内的多个位置处的场的预期信号测量并且使用所确定的场的模型确定导管在患者的心腔中的位置。更具体地，本文所述的方法和系统提供一种用于在心腔内并相对于心腔跟踪安装在导管上的电极的方法，所述心腔包括该腔内任意数目的的腔室和它周围的血管，但它同样可以用于在其他身体器官中跟踪导管。电极可以安装在一个或多个导管上，并且通过跟踪这些电极，可以确定这种导管的位置并且可以跟踪导管。通过了解导管的物理特征和其上电极的位置，可以跟踪导管的特定部分(例如末梢段)或确定导管的形状和方向(例如通过在相同的导管的多个电极的位置上使用样条拟合方法)。电极也可以安装在需要在心腔内跟踪的其他设备上。在一些实例中，该系统通过使用定位和固定在内部(例如，固定在冠状窦、心耳和/或心尖中的场发生设备)或外部(例如，固定在背部、胸部或其他身体表面上的场发生设备)的稳定位置中的场发生设备(FGD)产生大量的场来跟踪电极和导管的位置，并使用安装在其他导管上的电极上的相同的场的测量值以将它们定位。通常，F⑶可以是可以建立一些类型的可测量场，例如，电势场、磁场、声场等的兀件或设备。该系统的一个实现方式使用电流注入电极(CIE)以建立电势场，并使用电势测量电极(PME)测量场。通常，CIE可以是通过注入电流至所感兴趣的区域中产生电势场的元件，CIE与提供反向电流的元件配对，并且PME可以是可以测量电势场的电极。然而，本文描述的方法和方式可以应用于使用磁场、声场或其他可测量场的系统和方法。所公开的发明不必须但可以使用附着至身体的任意外部贴片，或任何其他的外部能量发射器。然而，即使仅内部场发生器可用，本发明也能工作，并且它不需要关于任何场发生器的空间位置的任何知识。在一些实施方案中，场产生可以使用固定至心脏自身的物体，减少来自系统经历的参照外部坐标系或受场发生器与心脏(例如皮肤至心脏)之间的相对运动影响的运动伪影的误差。系统还结合用于当场发生器具有改变的位置时检测并且用于在将它们重新定位时指导使用者的方法。通常，一方面，使用包括可以测量场(例如，测量响应于由CIE提供的电流的心腔中的电势)的一个或多个电势测量电极(PME)的导管用于产生场标测图。场标测图提供在心腔内多个位置处的场的预期信号测量。在一些实施方案中，不需要场标测导管被独立跟踪系统跟踪。 在产生场标测图之后，可以任选地将用于产生场标测图的导管取出身体。然而，用于产生场的CIE留在它们的稳定位置用于后继在跟踪其他电极中使用。使用场标测图能够确定可以测量在由场标测图覆盖的体积内产生的场(例如，使用电流注入电极产生的场)的任意电势测量电极(PME)的位置。通过将所测量到的场值与建模的场值比较确定跟踪的PME的位置。将保持与所跟踪的PME的测量值匹配的值的场标测图中的位置指定为那个PME的位置。在上面的讨论和后面的细节中，关注点在于确定心腔中一个或多个导管的位置用于心脏心律失常的诊断和治疗。然而，这仅是示例性应用。可以使用本文一般公开的方法和系统以跟踪基本上任意的安装有至少一个电极的导管，而与导管的预期功能无关。相关实例包括心内活组织检查，包括细胞、药物或生长因子的心肌内注射的治疗，以及经皮放置心脏瓣膜。在其他实例中，本文一般地公开的方法和系统可以应用于确定由电导率图表征的材料的任意分布内的任意物体的位置。例如，本文一般地公开的方法和系统可以应用于确定患者的身体中的器官如患者的心脏、肺、大脑或肝脏内的任意物体的位置。图I显示用于相对于患者的心腔定位电流注入电极(CIE)和场标测导管的布置方式的示例性示意图。它显示安装在放置在冠状窦中的单个导管上的电极上的三个CIE对(例如，CIEl-CIE1- ;CIE2+-CIE2_ ；以及CIE3+_CIE3_)，其充当场发生设备。如本文所述，虽然显示为定位在冠状窦中，可以使用心腔室外部、其器官内和/或患者的身体外部的其他位置固定CIE对。场标测导管(FMC)置于心腔室内并且可以相对于心腔室移动。一个不例性FMC是具有至少四个非平面场测量传感器的导管。FMC能够测量由不同的CIE对产生的场。空间多样化的场测量允许对导管周围区域中的场进行建模和预测。图I显示当FMC穿过心脏腔室移动并测量跨越不同位置的场时FMC的多个位置(例如，场标测导管位置I. . η)。进行场标测以便产生场的完整表示，在所述场内可以跟踪电极和导管。场标测包括采集对在一个或多个不同的时间和跨越一个或多个不同的位置由FGD产生的场的测量值。测量值通过一个或多个场标测导管(FMC)采集。将FMC测量值与关于相对FMC位置的信息组合以建立用于跟踪电极和导管使用的场标测图。如果FMC含有四个以上不完全被包含在一个平面中的电极，可以使用其测量值来产生局域场模型，换言之，对于由FGD产生的场的每一个对围绕FMC的体积中的电势测量的估计。如图2A-2C中所示，对于FMC的特定位置，FGD产生多个场(例如，通过使用CIE对CIEl-CIE1- ;CIE2+-CIE2_ ;和CIE3+_CIE3_中的不同的对)，可以将它们中的每一个在围绕FMC的区域中建模。之后可以将在FMC的多个不同的位置处制成的局域场模型(例如，在围绕FMC的区域中的预期信号测量值的局域模型)组合为跟踪系统所需的场标测图(例如，在心腔内多个位置处场的预期信号测量值)。场的模型可以，例如，通过在表示心腔室的均匀介质中求解拉普拉斯方程以产生局域场模型或场标测图来确定。在一些另外的实例中，可以使用用于表征场的其他数学方法确定场的模型，例如，所测量到的值的插值和外推或拟合为参数模型。可以使用这些技术的组合以产生在未通过FMC具体探测的区域中以及甚至不位于所探测的位置之间的区域中准确的场标测图。为了组合单个的FMC测量值(例如，在器官内不同的位置处采集的测量值)以产生场标测图，使用相对位置，在该相对位置处采集测量值。确定FMC位置的一个方法是通过使用独立跟踪系统。这种系统在本领域中已知，并且可以使用磁场或声场以确定传感器的位置，诸如，例如，在题为“使用场标测的跟踪系统(TRACKING SYSTEM USINGFIELDMAPPING) ”并且在2008年10月27日提交的美国专利申请号12/258，688中公开的方法，其内容通过引用结合于本文中。与使用独立跟踪系统的方法相反，确定本文描述的相对FMC位置的方法包括协调对应于FMC测量值的局域场模型。协调两个或多个局域场模型可
以包括最小化关于由单独的模型描述的体积的交点内的点、表面、体积或这些的组合的成本函数。模型协调(model reconciliation)也可以利用关于场的预期特征或FMC的形状的先验信息。可以使用FMC测量值和它们的相对位置产生场标测图。场标测图可以是局域场模型的加权平均值，以使得来自最近的FMC位置的局域场模型对场标测图具有最大的影响。另一个选择是以与如何产生局域场模型的方法类似的方法使用全部FMC电极位置和测量值产生场标测图。可以使用完整组的位置以求解逆拉普拉斯问题，或可以使用数学方法以插值测量值或将它们拟合为参数模型。通常，产生的场标测图可以由可微函数表示。将电极测量值与场标测图中的位置匹配的跟踪算法需要使用优化找到成本函数中的最小值。可微函数的优化技术比其他技术更快并且更准确，对所公开的发明给出另一个优势。在产生足够准确并完整的场标测图之后，可以将FMC从身体移除。当为了临床原因需要在身体器官内具有更少的导管时这可以是有优势的。备选地，可以将FMC保留在身体中，同时基于使用FMC产生的场标测图跟踪一个或多个其他的导管。使用场标测图，可以确定任意可以测量在由场标测图覆盖的体积内产生的场的PME的位置。图3A-3C显示暴露于三个示意性系统的场(例如，由三个不同的CIE对产生的场)的示例性PME。使用相同的场的场标测图，跟踪处理器可以识别将使PME测量三个观察到的电势的腔室内的唯一位置。跟踪处理器可以通过结合关于导管的任意先验信息，例如，导管几何结构(例如电极尺寸和电极间距离)或导管动力学(例如材料性质或已知的形状)提闻跟踪性能。使用场标测图，该系统可以跟踪身体内的传感器而不需要这些传感器发射需要检测的任何场。换言之，用来产生场的CIE是主动的，而被跟踪的PME是被动的。相反，要求被跟踪的电极是主动的系统通常在任意给定时间跟踪单个电极。为了多个电极的跟踪，这种系统通常每次激活一个电极并且历经所有被跟踪的电极相继地循环。因为在这种系统中存在每个电极需要是主动的最小持续时间，并且还存在对于被跟踪的位置所需的刷新速率，存在对于在这种系统中可以同时跟踪的电极的数目的限制。归因于在本文描述的系统和方法中所跟踪的PME的被动性质，对可以同时被跟踪的PME的数目没有限制
此外，在一些方面，本文描述的系统和方法提供使用皮肤贴片(例如，ECG导联)和心内电极监控FGD的位置稳定性的方法。在FGD移位的情况下，该系统可以使得临床医生能够将FGD适当地复位。场产牛和测量再参考图1，图I显示用于定位安装在一个或多个导管上的多个电流注入电极(CIE)的布置方式的示例性示意图。CIE位于心脏中的稳定的位置中并且以最小化电极与心脏壁之间的相对移动的方式固定。这可以通过选择位置以使得导管将符合解剖学并且将保留在固定的位置(例如，冠状窦、心耳或心尖)，或通过使用固定机构(例如旋入式导联或气囊机构)完成。通常，为了注入电流，电极必须具有对于电流驱动器要克服的足够低的阻抗(例 如5kQ)。低阻抗可以通过足够的表面积或通过使用降低电极的阻抗的材料或涂层获得。应当注意的是可以使用任何足够低阻抗的电极用于电流注入，并且在特定导管上很多或所有电极能够注入电流的情况下，这种电极作为CIE的指定仅表示这些电极实际用于电流注入。在一些实施方案中，例如，如图I中所示，可以布置一组3个CIE的构型以跨越三维(3D)空间并提供其他电极的XYZ坐标。因为心脏的电导率不均匀并且跨频变化，因此也可以使用较少的CIE构型建立具有足够的空间多样性的电势场。CIE构型的实例是配置为双极子的一对CIE，一个CIE充当电流源并且另一个CIE充当电流吸收器。可以以多于一种的CIE构型使用电极。理想地，电极不全都放置在相同的平面中，以明显地跨越3D空间。因为该原因，在一些实施方案中，最少4个CIE构型可以是优选的。CIE的其他构型是可能的，条件是这些构型跨越3D空间。这种构型的实例可以是包含4个CIE的四重体，或者甚至是包括3个CIE的非对称构型。CIE可以在相同的导管上或在不同的导管上。它们可以在相同的腔室内、在不同的腔室内、在心脏周围的心血管系统或在其他组织中。也可以配置CIE以使得电流源自心内电极同时皮肤贴片担当吸收器。应当明白的是源和吸收器之前的区分并不显著，尤其是当通过载波频率调制信号时。为了简单，这里将说明使用电极对的方法，但可以使用其他构型应用相同的方法。在这种情况下，需要电极构型建立具有足够的空间多样性的一组场，以唯一地定位被跟踪的一组电极。应当明白的是对于操作跟踪系统不需要知道CIE的空间构型，条件是用于注入电流使用的对跨越所描述的腔室的三维空间。介质的性质及其不均匀性不以任何方式建模，并且不需要关于介质的既往知识。题为“心内跟踪系统(Intracardiac Tracking System) ”并且在2008年4月2日提交的待决专利申请序列号12/061，297，其公开通过引用以其全部结合于本文，描述了示例性信号采集和产生模型。在本文描述的跟踪系统中，安装在所跟踪的导管上的电势测量电极(PME)测量来自心脏活动的电势和由CIE产生的场两者。需要将用于位置确定的跟踪信号与用于产生电活动标测图的心脏信号分开。CIE以高于心脏激动的频率(心脏激动< 2kHz，CIE > 4kHz,例如5kHz)注入电流，以使得使用频率分析可以容易地分辨两种类型的信号。应当注意的是可以使用用于区分CIE信号与心脏激动信号的其他方法，如注入在心脏激动信号的频率范围内具有低能量水平的扩展频谱信号，并且在通过所有PME的信号采集中检测该扩展频谱信号。为了跨越该空间，多CIE构型必须注入电流(例如三个不位于相同的平面中的对)。需要确定注入信号的源并追踪其至具体的CIE构型。一个实现方式需要数对CIE相继地注入电流，每次一对，以使得可以追踪所测量的PME信号的源至特定的对。这被称为时分多路复用。在时分多路复用的情况下，将CIE相继激活以使得在一个时间点激活一个对(例如CEI1+和CEI1J并且在下一个时间点激活另一个对(例如CIE2+和CIE2J。对之间的转换可以每个循环(例如l/5kHz = 200 μ s)或每数个循环(例如20个循环，20 X 200 μ s= 4ms)出现。应当注意的是，可以使用频分或码分(扩展频谱)多路复用，而不是时分多路复用来分开信号。在频分多路复用的情况下，所有CIE对可以在相同的时间注入电流，但每一个对使用不同的信号频率。将在PME处采集的信号根据频率过滤，并且之后将在每个频率测量的信号与适当起源的对相关联。血液与周围的介质之间的相对阻抗随频率变化。作为结果，在相同的CIE处以多·个频率(例如5kHz和30kHz)注入电流在介质中产生不同的场。可以使用该方法将用相同的电极获得的场多样化。当尝试将CIE的数目和跨度最小化时，这是有利的。虽然在接下来的一些具体的实施方案中由电极测量到的信号与所测量到的电信号(例如，电势)的相对强度(例如，振幅)对应，其他实施方案也可以单独地或与测量到的信号的振幅组合，分析测量到的信号的相位。测量到的信号的相位是材料的分布中复电导率的虚部(例如，介电常数)上的空间变化的指示。场标测通常，系统基于通过FMC测量的信号产生一组预期信号。一组预期信号的一个实例是场标测图。场标测图将所产生的场的标量或矢量测量值分配至在其内将跟踪电极和导管的体积中的位置。场标测图可以表示为函数，例如，可微函数。在其中器官内的FMC的绝对位置不是已知的实施方案中，初始测量中的FMC的位置可以定义用于场标测图的坐标框架的原点和方向。通常，场是将标量或矢量值与空间中的点(例如，与空间中的每一个点)联系起来的任意可测量现象。PME可以测量不同类型的标量场，如电势场(相对于参考位置的电势差)、阻抗场(每个位置与参考位置之间的阻抗)等。场标测处理使用具有至少四个可以测量通过CIE产生的场的非共面PME的导管。可以用于场标测处理的示例性导管是在题为“非接触式标测导管(Non contact mappingcatheter) ”并且1007年12月28日提交的待决专利申请序列号12/005，975中描述的MEA导管，其公开通过引用以其全部结合于本文。所使用的导管被称为场标测导管(FMC)。现在参考图4，在使用电势场的场标测系统的实施方案中，图4显示场标测系统的示意性实现方式。该系统包括四个电极(源电极#1、源电极#2、源电极#3和接收器电极(sink electrode))。为了清楚，这示意性显示与所提出的场标测系统的二维相似物。真实系统将定位四个CIE以使得CIE不是非共面的。该系统还包括场标测导管，所述场标测导管包括多个(例如，至少四个)非共面PME。如图5A-5C中所示，在操作中，首先将FMC放置在所感兴趣的区域内(例如，在器官内)的某处。系统引起电流在多个电流注入电极之间流动。例如，图5A中所示的实施例中，该系统引起电流在源电极I(SE1)与接收器电极(SK)之间流动，在图5B中，该系统引起电流在源电极2(SE2)与接收器电极(SK)之间流动，并且在图5C中，该系统引起电流在源电极3(SE3)与接收器电极(SK)之间流动。如图5A-5C中所示，由电极的各对产生的场是基于电极的相对位置而不同的。响应于由电流注入电极引起的电流流动，该系统在FMC上的多个测量电极的每一个测量电极处测量信号。更具体地，该系统测量在其电极的不同的位置处由每个CIE对产生的场的电势。可以随后将FMC移动至所感兴趣的区域内的另一个位置。如图6A-6C中所示，由FMC上的测量电极采集的信号测量值允许跟踪处理单元建立描述FMC周围区域中的每个场的一组预期信号测量值(本文称为局域场模型)。可以对于CIE对中的每一对并对于FMC的每个位置产生局域场模型。该系统组合多个模型以产生为比通过局域场模型建模的器官的面积更大的器官面积提供一组预期信号测量值的组合的场模型。本文更详细地描述用于建立局域场模型的处理。局域场模型在没有来自外部跟踪系统的信息的情况下产生。·
不同的位置处的FMC的相对位置可以基于在不同的位置处由FMC上的测量电极采集的信号测量值确定。更具体地，每个场的结构允许确定相对的FMC位置。如图7A中所示，当将FMC移动至器官内的新位置时，FMC上的PME测量新的一组信号(例如，新的一组电势)。基于在新位置处新测量到的一组信号，如图7B中所示构造第二局域场模型。用于示例，由源电极#1产生的场显示在图7A和7B中。将测量另外的场并且可以基于由其他电流注入电极产生的场测量到的信号构造另外的局域场模型。FMC的相对位置可以基于在各个位置处产生的局域场模型确定。为相对于初始位置定位第二 FMC位置，系统最初假设它占据特定的，但很可能不正确的位置。当比较重叠区域上的两个局域场模型的预测时，位置上的误差将导致预测之间的差异。例如，如图7C中所示，对于FMC的第二位置假定初始位置。然而，对于第二位置产生的场模型不匹配之前的场模型，所以FMC被认为处于错误的位置和方向。这示意性地显示当FMC被认为处于错误的位置和方向时联系至FMC的坐标框架的第二场模型如何不匹配之前的场的模型。该系统可以通过最小化跨越重叠区域中的所有场的模型之间的差异确定位置#2处的FMC的平移和方向。例如，如图7D中所示，该系统确定对齐两个模型所需的平移和方向。示意性地，当对于FMC选择正确的第二位置时，这显示两个场模型之间完美的一致。如图8中所示，通过组合多个模型以产生组合的场模型，该系统基于场的建模部分(例如，基于多个局域场模型)产生组合的场模型。该系统基于在每个位置处所测量到的信号和在每个位置处确定的FMC的相对位置组合多个模型。更具体地，场标测导管在所感兴趣的器官内各处移动，同时持续地(或在以预定时间间隔或基于用户选择的时间测量场的同时)测量所产生的场。在多个测量位置处重复在上面描述的采集信号测量值和对齐场模型的处理。如图8中所示，可以组合来自多个位置的测量值以产生所感兴趣的器官内场的更大的部分的模型。在多个位置处测量到的信号产生一组测量值和相对位置，所述测量值和相对位置可以组合以提供对于所感兴趣的整个体积的场描述。将在多个位置处的FMC测量值组合以在所感兴趣的整个区域上对于每个CIE对建立场标测图。此“全局”场标测图用于跟踪单个的电极或电极的集合。一个用于产生全局场标测图的方法是通过使用由最近一次的FMC测量值产生的局域场预测给定位置处的电势。该方式对齐并组合所有的单个的局域场模型。第二种方法依赖于在给定位置处的每个局域场模型的置信度通过加权平均将局域场模型混合。第三种方式是使用所有的FMC电极测量值和位置(或者同时地或者相继地)产生单个场模型随着采集到更多的数据，可以使用另外的数据提高场标测图的精度。用于得到相对FMC位置的优化可以结合关于区域中的预测电势的测量的数目和质量的知识。随着每个新测量值变得可得，可以构造、更新场标测图并且将其做得更准确。当认为场标测图足够准确时，可以通过将新测量值与全局场标测图而不是之前测量值的子集比较来确定新FMC测量位置(或者与FMC导管分开的另一个导管上的另一个测量电极的位置)。局域场樽型下面简洁地概述控制FMC附近场的重构的 示例性方法的物理定律。如果均匀介质的区域中每个点处的电荷密度为零，那么该电势场满足如方程11中所示的拉普拉斯方程。
V2 & = O(I)该体积上满足拉普拉斯方程的场完全由围绕该体积的表面上的电势确定。此外，拉普拉斯方程是线性的，所以该体积内任意点处的电势是表面电势的线性组合(加权积分)。表面电势可以通常使用有限的一组离散分离元素近似，以使得每个元素表示表面的小区域上的电势。使用该近似，该体积中任意点处的电势成为这些表面电势的加权和。因此，该体积中任意一组点处的电势可以由与表面电势的矩阵乘法表示，如方程22中所示。
Aips = φν(2)公式22表示一组体积电势，各自作为表面电势φ,的有限组的线性组合计算。矩阵A的元素可以通过多种方法如有限元素方法、有限差方法、边界元素方法等确定。矩阵A依赖于表面元素以及待计算电势处的体积位置。图10显示用于对封闭体积产生场标测图的方法的流程图。在步骤1002，该系统使用场标测导管收集在场标测点处的场测量值。例如，如上所述，可以将FMC移动至器官内的不同的位置，并且可以在每个不同的位置处测量信号。对于特定位置(以及相关的一组信号测量值)，在步骤1004该系统定义了围绕FMC的体积和封闭表面。例如，在图9中，显示了围绕FMC的示例性体积和封闭表面。在步骤1006，该系统通过用作为给定体积电势的FMC电极测量值对于表面电势求解方程22估计表面电势(例如，表面S上的电势分布Ns)，并且因此估计所有的封闭体积电势。确定估计的表面电势可以包括求解逆拉普拉斯问题。因此，使用FMC电极位置和封闭表面以得到矩阵A中的值，并且将所测量到的电极电势用于体积电势私，。为了准确地表现表面电势，％中表面元素的数目倾向于远远地超过炉《冲FMC电极测量值的数目。作为结果，该问题是欠定的，暗示着它具有无限的解的数目。可以通过求解包括限制表面电势的项的最小二乘问题得到单一解，如方程33中所示。
ψ5 = argmin^dlA^-- i!2 + cr2 ilL^f) (3)在该最小化中有两个项。第一个表示满足方程22的均方逼近误差，其应当与预期测量误差理想地是相当的。第二项表示表面电势的线性函数的能量，并且它称为正则化(regularization)项。
如果方程33中的矩阵L是对角的，那么该正则化表示平方表面电势的加权和，所以最小化平衡对解能量的逼近误差。另一个选择是使用矩阵L，以使得Lps表示表面电势的加权梯度。在那种情况下，最小化平衡针对跨越表面的电势变化的逼近误差。在任一种情况下，正则化因子α控制两个误差项之间的平衡。已经发现后一种正则化方案产生光滑的并且对于不同的正则化因子α的范围仍然准确的解。0.01的正则化因子一般是有效的。方程33的使用实例，以及关于矩阵计算的进一步细节，描述在题为“包括移动导管和多拍整合的非接触式心脏标测(NON-CONTACT CARD IACMAPPING，INCLUDING MOVING CATHETER ANDMULT I -BEAT INTEGRATI ON) ”并且于2006年6月13日提交的专利申请序列号11/451，898中，其内容通过引用结合于本文中。
·
在步骤1008，该系统将场标测图函数A定义为从表面分布Vs至由表面S封闭的体积内的任意点的前向算子(forward operator)。更具体地,在使用方程33计算表面电势之后，可以通过对于给定位置应用方程22(矩阵A依赖于所计算的点)计算在该体积内任意点处的电势。对于每个所产生的场重复估算表面电势和之后计算体积电势的该处理。该方法产生对于整个封闭体积准确的场标测图。应当明白的是可以使用相似的方法用于对不同类型的标量或矢量场产生场标测图。可以使用相同的逆向方式产生阻抗场从而在不插值的情况下获得准确的和可微的阻抗场标测图。在该体积内存在注入电流的电极的情况下，如其中在电流注入中涉及场标测导管的情况下，可以是使用相似的逆方法不使用拉普拉斯方程，而是代之以使用电势场的更一般的表示，泊松方程。可以使用相似的工具用于求解逆泊松问题并产生场标测图。FMC 位置校 ιΗ如上所述，将在多个位置处的FMC测量值(局域场标测图)组合以在所感兴趣的整个区域上建立场标测图。使用该“全局”场标测图用于跟踪单个的电极或电极的集合。为了产生全局场标测图，该系统对于不同的信号测量值确定FMC的相对位置，并且使用确定的相对位置组合多个单个的局域场模型。更具体地，为了确定FMC的相对位置，该系统求解优化问题以得到新FMC测量值相对于现有的场标测图的旋转和平移。假设是在场标测图的坐标系统中位置r处的第i个场的现有的模型。用FMC的新测量值提供围绕FMC的区域中一个离散组的点处的场的估计值，并且这些估计值对于第i个场和第j个点表示为相对于FMC自身而不是现有的场标测图指定这些场估计值的位置，并且它们表示为P」。场标测图的坐标系统中相应的点依赖于FMC的旋转Θ和平移t并且表示为ι_(θ，t)。当正确地选择方向Θ和平移t时，因此预期对于新测量值的场
估计值Vij以匹配场标测图值^ {φ. f})。我们可以通过最小化均方误差的和如下面
的方程4中所示求解这些参数。
权利要求
1.一种方法，所述方法包括 引起电流在多个电流注入电极之间流动，所述电流注入电极的至少一些放置在患者的身体内的稳定位置中以在器官中产生场； 响应于由所述 电流注入电极引起的所述电流流动，对于导管的多个位置中的每一个位置在所述导管上的多个测量电极中的每一个测量电极处测量信号； 基于测量到的信号在所述器官内另外的位置处确定预期信号；以及 基于至少所述预期信号，确定所述器官中所述导管的所述测量电极和/或另一个导管的测量电极中的至少一个的位置。
2.权利要求I所述的方法，其中所述电流注入电极不在包括所述测量电极的导管上。
3.权利要求I所述的方法，其中确定所述预期信号包括在没有来自外部跟踪系统的信息的情况下确定预期信号。
4.权利要求I所述的方法，其中确定所述预期信号包括基于所述测量到的信号在所述器官中所述多个位置中的不同的位置处确定所述多个测量电极的相对位置。
5.权利要求4所述的方法，其中确定所述相对位置包括协调在所述多个位置中的不同的位置处测量到的场。
6.权利要求5所述的方法，其中协调所述场包括使用关于点、多个点、表面和体积中的一个或多个的成本最小化函数。
7.权利要求4所述的方法，其中确定所述相对位置包括确定所述多个位置处所述多个测量电极之间的平移和旋转。
8.权利要求I所述的方法，其中在每个位置处对于所述导管测量到的信号定义相应的一组测量值，并且其中确定所述预期信号包括将来自不同的组的信息组合以确定指示所述另外的位置处的所述预期信号的场标测图。
9.权利要求8所述的方法，其中所述组合包括基于所述导管上所述测量电极的已知相对位置校正来自所述不同的组的信息以说明所述导管的所述不同位置。
10.权利要求8所述的方法，其中来自所述组测量值中的每一组的所述信息包括局域场标测图。
11.权利要求10所述的方法，其中确定所述预期信号包括协调来自所述多个位置的局域场标测图。
12.权利要求11所述的方法，其中协调所述局域场标测图包括使用关于点、表面和体积中的一个或多个的成本最小化函数。
13.权利要求11所述的方法，其中协调所述局域场标测图包括确定多个所述局域场标测图之间的平移和旋转。
14.权利要求I所述的方法，其中确定所述预期信号包括基于所述测量到的信号和所述导管上所述多个测量电极之间的已知相对位置确定所述预期信号。
15.权利要求I所述的方法，其中所述预期信号包括场标测图。
16.权利要求15所述的方法，其中所述场标测图包括可微函数。
17.权利要求I所述的方法，其中确定所述预期信号包括使用拉普拉斯方程。
18.权利要求I所述的方法，其中确定所述预期信号包括使用泊松方程。
19.权利要求I所述的方法，其中确定所述预期信号包括使用多项式估计。
20.权利要求I所述的方法，其中所述电流注入电极安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上。
21.权利要求I所述的方法，其中所述电流注入电极包括安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上的电极和一个或多个身体-表面电极两者。
22.权利要求I所述的方法，其中测量所述信号包括测量电势。
23.权利要求I所述的方法，其中在所述多个位置处测量所述信号包括将所述导管移动至所述器官内的所述多个位置，并且使用所述测量电极对于所述导管的所述多个位置中的每一个位置测量信号。
24.权利要求I所述的方法，其中确定预期信号包括 对于所述多个位置，使用来自所述一个或多个测量电极的所述测量到的信号将所述场的多个部分建模，以产生所述场的多个部分的多个模型；以及 组合所述多个模型以产生组合的场模型。
25.权利要求24所述的方法，其中组合所述多个模型包括相继地组合所述多个模型以产生所述场的组合模型。
26.权利要求24所述的方法，其中组合所述多个模型包括同时地组合所述多个模型以产生所述场的组合模型。
27.权利要求24所述的方法，其中所述组合的场模型包括所述场的多个部分的多个模型的加权平均值。
28.权利要求I所述的方法，所述方法还包括 将所述测量电极从所述器官移除；以及 在将所述测量电极从所述器官移除之后，使用所述预期信号测量来跟踪所述另一个导管的所述测量电极的位置。
29.权利要求I所述的方法，其中所述电流注入电极包括至少三组电流注入电极，并且其中所述电流流动的所述引起包括引起电流在各组电流注入电极之间流动。
30.权利要求I所述的方法，其中所述器官是所述患者的心脏。
31.权利要求I所述的方法，其中确定所述位置包括在所述另一个导管是与包括所述多个测量电极的导管分开的导管的情况下确定所述另一个导管的所述测量电极的位置。
32.权利要求I所述的方法，其中处理所述测量到的信号和预期信号以说明呼吸和心搏。
33.权利要求32所述的方法，其中处理所述测量到的信号和预期信号包括使用来自定位在相对于所述器官的稳定位置中的导管电极的信息。
34.权利要求33所述的方法，其中所述稳定位置包括冠状窦。
35.一种系统,所述系统包括 导管，所述导管配置为用于插入至患者的身体中的器官中并且包括多个测量电极； 多个电流注入电极，所述多个电流注入电极放置在患者的身体内的稳定位置中以在器官中产生场； 电子控制系统，所述电子控制系统连接至所述多个电流注入电极并且连接至所述测量电极，并且配置为 引起电流在多个电流注入电极之间流动以在器官中产生场并测量所述场；响应于由所述电流注入电极引起的所述电流流动，对于所述导管的多个位置中的每一个位置在所述多个测量电极中的每一个测量电极处测量信号； 处理系统，所述处理系统连接至所述电子系统并且配置为 基于测量到的信号在所述器官内另外的位置处确定预期信号；以及 基于至少所述预期信号确定所述器官中所述导管的所述测量电极和/或另一个导管的测量电极中的至少一个的位置。
36.权利要求35所述的系统，其中所述电流注入电极安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上。
37.权利要求35所述的系统，其中安装在所述导管上的所述测量电极包括能够在器官中移动和定位在多个位置处的电极。
38.权利要求35所述的系统，其中所述电流注入电极包括至少三组电流注入电极。
39.权利要求35所述的系统，其中所述电流注入电极不在包括所述测量电极的导管上。
40.权利要求35所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为在没有来自外部跟踪系统的信息的情况下确定所述预期信号。
41.权利要求35所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为基于所述测量到的信号在所述器官中所述多个位置中的不同的位置处确定所述多个测量电极的相对位置。
42.权利要求41所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为使用成本最小化函数协调在所述多个位置中的不同的位置处测量到的场。
43.权利要求35所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为确定所述多个位置处所述多个测量电极之间的平移和旋转。
44.权利要求35所述的系统，其中在每个位置处对于所述导管测量到的信号定义相应的一组测量值，并且其中所述处理系统进一步配置为通过将来自不同的组的信息组合确定所述预期信号，以确定指示所述另外的位置处的所述预期信号的场标测图。
45.权利要求44所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为组合所述来自不同的组的信息以通过校正来自所述不同的组的信息确定场标测图以基于所述导管上所述测量电极的已知相对位置说明所述导管的所述不同位置。
46.权利要求35所述的系统，其中所述预期信号包括场标测图。
47.权利要求35所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为使用拉普拉斯方程确定所述预期信号。
48.权利要求35所述的系统，其中将所述处理系统进一步配置为使用泊松方程确定所述预期信号。
49.权利要求35所述的系统，其中将所述处理系统进一步配置为使用多项式估计确定所述预期信号。
50.权利要求35所述的系统，其中所述电流注入电极包括安装在固定于所述器官内部的一个或多个导管上的电极和一个或多个身体-表面电极两者。
51.权利要求35所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为使用所述预期信号测量来跟踪所述另一个导管的所述测量电极的位置。
52.权利要求35所述的系统，其中所述处理系统进一步配置为处理所述测量到的信号和预期信号以说明呼吸和心 搏。
全文摘要
本文公开了用于测定物体的位置的方法和系统，如跟踪患者的心腔中一个或多个导管的位置。
文档编号A61B5/05GK102958429SQ201180032884
公开日2013年3月6日 申请日期2011年4月14日 优先权日2010年5月11日
发明者多伦·哈尔列夫, 德雷克·凯恩, 布赖恩·斯图尔特, 保罗·赫尔茨, 阿尔帕尔·琴代什 申请人:里斯米亚医疗公司