一椭圆。在图1所示的实施例中，三 组表面电极（例如，贴片电极）被示出为施加至患者11的表面，限定三个大致正交的轴，本 文称为x轴、y轴和z轴。在其他实施例中，电极可以以其他布置来定位，例如多个电极在 特定身体表面上。作为另一替换，电极不需要在身体表面上，而是可以位于身体内部。
[0033] 在图1中，x轴表面电极12、14沿着第一轴被施加至患者，诸如在患者的胸部区域 的侧面上（例如，施加至在每个臂下面的患者皮肤），并且可以被称为左和右电极。y轴电 极18、19沿着与x轴大致正交的第二轴（诸如沿着患者的大腿内侧和颈部区域）施加至患 者，并且可以被称为左腿和颈部电极。z轴电极16、22沿着与x轴和y轴两者大致正交的第 三轴（诸如沿着患者在胸部区域中的胸骨和脊柱）施加，并且可以被称为胸部和背部电极。 心脏10位于这些表面电极的对12/14、18/19和16/22之间。
[0034] 附加的表面参考电极（例如，"腹部贴片")21提供系统8的参考和/或接地电极。 腹部贴片电极21可以是固定心内电极31的替换，在下文更详细地描述。另外，还应该理 解，患者11可以使得大多数或全部的传统的心电图（"ECG"）系统引线就位。该ECG信息 对于系统8可用，尽管未在图1中示出。
[0035] 还示出了具有至少一个电极17(例如，远端电极）的代表导管13。该代表导管电 极17在说明书中被称为"非固定电极"、"移动电极"或"测量电极"。通常，可以使用导管13 上或者在多个这种导管上的多个电极。在一个实施例中，例如，定位系统8可以包括设置在 患者的心脏和/或血管内的十二个导管上的六十四个电极。当然，该实施例仅仅是示例性 的，并且可以在本发明的范围内使用任意数量的电极和导管。同样，应该理解，导管13 (或 者多个这种导管）通常经由一个或多个导引器（在图1中未示出，但是容易被普通技术人 员理解）引入至患者的心脏和/或血管中。
[0036] 为了本公开的目的，图2中示出了示例性导管13的一部分。在图2中，导管13经 由导引器35延伸至患者心脏10的左心室50中，导引器35的最远端部分在图2中示出。诸 如导引器35的导引器的构造是公知的并且对于本领域普通技术人员来说是熟悉的，并且 此处不需要进一步描述。
[0037] 在所示实施例中，导管13包括其远侧尖端上的电极17以及沿着其长度间隔开的 多个附加测量电极52、54、56。通常，相邻电极之间的间距是已知的，但是应该理解，电极可 以不沿导管13均匀地间隔或者可以彼此不是相等大小。由于这些电极17、52、54、56中的 每一个位于患者内，因而可以通过定位系统8针对电极的每一个同时收集位置数据。
[0038] 图3A至3C示出导管13的远端相对于导引器35的三个相对位置。如图3A所示， 导管13全部撤回至护套35中（例如，电极17、52、54和56都在护套35内）。在图3B中， 导管13前进以使得电极17而非电极52、54和56从护套35露出。在图3C中，导管13进 一步前进，以使得电极17和52而非电极54和56从护套35露出。如下文进一步详细论述 的，本文的教导可以被应用以获得好的优势来检测从图3A至图3B的电极17的定位元件/ 护套状态改变、以及从图3B至图3C的电极52的定位元件/护套状态改变（并且，如普通 技术人员可以理解，反之亦然）。
[0039] 现在返回至图1，可选的固定参考电极31 (例如，附接至心脏10的壁）被示出在第 二导管29上。为了校准目的，该电极31可以是固定的（例如，附接至心脏的壁或在其附近） 或者与非固定电极（例如，电极17、52、54、56)以固定的空间关系设置，并且由此可以被称 为"导航参考"或"局部参考"。可以除了上述表面参考电极21之外另外使用固定参考电极 31或者可以使用固定参考电极31来替代上述表面参考电极21。在许多情况下，心脏10中 的冠状窦电极或其他固定电极可以用作用于测量电压和位移的参考；即，如下所述，固定参 考电极31可以定义坐标系的原点。
[0040] 每个表面电极耦合至多路复用开关24,并且通过在计算机20上运行的软件来选 择表面电极的对，多路复用开关24将表面电极耦合至信号发生器25。可替换地，可以取消 开关24并且可以提供信号发生器25的多个（例如，三个）实例，一个实例用于每个测量轴 (即，每个表面电极对）。
[0041] 计算机20例如可以包括传统的通用计算机、专用计算机、分布式计算机或任何其 他类型的计算机。计算机20可以包括一个或多个处理器，诸如单一中央处理单元（CPU)或 多个处理单元（通常被称为并行处理环境），其可以执行指令以实施此处所述的本发明的 各个方面。
[0042] 通常，三个名义上正交的电场通过一系列驱动和感测电偶极子（例如，表面电极 对12/14U8/19和16/22)生成以实现生物导体中的导管导航。可替换地，这些正交场可以 被分解并且任何表面电极的对可以被驱动为偶极子以提供有效的电极三角测量。同样，电 极12、14、18、19、16和22 (或任意数量的电极）可以以任何其他有效布置定位以用于驱动 电流至心脏中的电极或感测来自心脏中的电极的电流。例如，多个电极可以放置在患者11 的背部、侧面和/或腹部。另外，这样的非正交方法增加了系统的灵活性。针对任何期望的 轴，从预定的一组驱动（源-汇）配置产生的跨越非固定电极所测量的电势可以以代数方 法组合以产生与通过简单地沿着正交轴驱动均匀电流所获得的有效电势相同的有效电势。
[0043] 由此，表面电极12、14、16、18、19、22中的任意两个可以被选择为相对于诸如腹部 贴片21的接地参考的偶极子源极和漏极，而非激励电极测量相对于接地参考的电压。放置 在心脏10中的非固定电极17、52、54、56暴露于来自电流脉冲的场并且相对于诸如腹部贴 片21的地被测量。实践中，心脏内的导管可以包含比所示出的四个更多或更少的电极，并 且可以测量每个电极电势。如之前所述，至少一个电极可以固定至心脏的内表面以形成固 定参考电极31，其也相对于诸如腹部贴片21的地被测量，并且其可以被定义为坐标系的原 点，其中定位系统8相对于该坐标系来测量位置。来自表面电极、内部电极和虚拟电极中的 每一个的数据集都可以用于确定非固定电极17、52、54、56在心脏10内的位置。
[0044] 所测量的电压可以用于确定心脏内的诸如非固定电极17、52、54、56的电极相对 于诸如参考电极31的参考位置在三维空间中的位置。即，在参考电极31处测量的电压可 以用于定义坐标系的原点，而在非固定电极17、52、54、56处测量的电压可以用于表示非固 定电极17、52、54、56相对于原点的位置。优选地，坐标系是三维（x，y，z)笛卡尔坐标系，但 诸如极坐标系、球坐标系和柱坐标系的其他坐标系的使用也在本发明的范围内。
[0045] 如从上述论述中应该清楚的是，当表面电极对在心脏上施加电场时，用于确定心 脏内的电极的位置的数据被测量。电极数据还可以用于创建呼吸补偿值，呼吸补偿值用于 改善电极位置的原始位置数据，如在美国专利申请公布No. 2004/0254437 (现在的美国专 利No. 7, 263, 397)中所述，其全部内容通过引用包含于此。电极数据还可以用于补偿患者 的身体的阻抗的改变，如在美国专利No. 7, 885, 707中所述，其全部内容也通过引用包含于 此。
[0046] 因此，在一个代表性实施例中，系统8首先选择一组表面电极并且之后利用电流 脉冲驱动它们。在电流脉冲被输送的同时，测量和存储电活动，诸如剩余表面电极和体内电 极中至少一个所测量的电压。可以如上所示进行针对诸如呼吸和/或阻抗改变的假象的补 偿。
[0047] 在一些实施例中，定位/标测系统是如上所述生成电场的圣犹达医疗有限公司的 EnSite?Velocity?心脏标测系统、或依赖于电场的另一定位系统。然而，其他定位系统可 以与根据本教导的这种基于电场的定位系统结合使用，包括例如BiosenseWebster公司 的CART0导航和定位系统、NorthernDigital公司的AURORA?系统、或者Sterotaxis 的NIOB&?磁导航系统，所有这些系统利用磁场而非电场。在以下专利（其全部内 容通过引用包含于此）中描述的定位和标测系统也可以与本发明一起使用：美国专利No. 6, 990, 370 ;6, 978, 168 ;6, 947, 785