专利名称：位置测量误差的校正和补偿的制作方法
技术领域：
本发明涉及对生命体内电信号的感测。更具体地讲，本发明涉及在使用阻抗测量 方法跟踪身体内物体的同时感测电信号。
背景技术：
多种医疗程序涉及将物体，诸如传感器、管子、导管、分配装置和植入物放入身 体内。目前已开发出跟踪此类物体的位置感测系统。例如，授予Wittkampf的美国专利 No. 5，983，126描述了使用电阻抗方法检测导管位置的系统，该专利的公开内容以引用方式 并入本文中。授予Govari等人的美国专利申请公开2006/0173251以及授予Osadchy的 2007/0038078描述了基于阻抗的方法，该方法通过流经探针上的电极与体表上多个位置之 间的身体的电流来读出探针位置，两专利均以引用的方式并入本文中。
发明内容
基于阻抗的位置测量方法通常假设关于位置感测系统元件之间的电流和阻抗的 某个理想模型。然而在实际过程中，测量会受到非理想条件的影响，例如阻抗会发生变化以 及电流会通过与患者身体相连的其他导电部件发生泄漏。如下文所述，本发明的实施例提 供用来进行校准和补偿位置感测系统必须实际操作的真实的非理想测量条件的方法和系 统。本发明的实施例提供用于感测体内物体位置的方法，该方法通过下列步骤实施 将物体放置于体内；测量在物体上至少一个第一电极与体表上多个第二电极之间流动的映 射电流；校准所述测量以便补偿所述测量的一个或多个非理想特征，所述非理想特征包括 与第一电极和第二电极之外的一个或多个医疗器械之间的系统相关电耦合造成的影响；以 及使用校准后的测量计算物体在体内的位置。根据本方法的一个方面，校准测量包括计算与系统相关的电连接的影响，以及计 算映射发生器感应的串扰。在本方法的一个方面中，计算系统相关电耦合的影响在将物体放置于体内之前进 行，该计算包括提供各自的贴片测量电路以测定流经第二电极的各自映射电流部分，给所 述贴片测量电路设置电旁路，然后使用所述贴片测量电路测定每个第二电极各自受到的串 扰信号。根据本方法的另一个方面，测定各自的串扰信号包括测定每个第二电极中承受的 电流与电压之间的相位，其中电流和电压分别耦合自连接到至少一个第一电极的发射器。根据本方法的又一个方面，一个或多个医疗装置包括连接到物体的消融仪以及位
5于体表上的第三电极，其中校准测量包括测量从至少一个第一电极经过消融仪和第三电极 延伸到体表上第二电极而不是根据需要直接从至少一个第一电极延伸到第二电极的路径 中流过的泄漏电流，并且其中计算所述位置在消融仪与身体相连的情况下进行。根据本方法的一个方面，校准测量还包括使第二电极与各自的体表接收器和体表 发生器相连，并且使用体表接收器和体表发生器来测定各个第二电极之间的贴片对贴片电 导率矩阵。本发明的另一个方面包括断开消融仪与探针之间的连接，测定从其中一个映射电 流的发生器经消融仪和第三电极流过的消融仪泄漏电流，测定第二电极处的消融仪泄漏电 流的各自分量，以及分别计算分量与消融仪泄漏电流之间的比率。本方法的另一个方面包括应用贴片到贴片电导率矩阵来对体表接收器测量的电 流进行频率补偿。本发明的其他实施例提供了用于实施上述方法的设备。
参照本发明示例方式的详细说明来更好地理解本发明，结合下列附图来阅读详细 说明，其中相同的元件用相同的附图标记表示，并且其中图1为了用于检测电活动异常区域并在活体心脏上进行消融手术的系统的图示， 该系统根据本发明所公开的实施例构造和操作；图2为图1中所示系统的基于阻抗的定位子系统的原理图，该子系统根据本发明 所公开的实施例构造和操作；图3为图2中所示子系统的身体电极接收器的电原理图，该接收器根据本发明所 公开的实施例构造和操作；图4为图2中所示子系统的消融仪过滤器的电原理图，该过滤器根据本发明所公 开的实施例构造和操作；以及图5为图2中所示定位子系统的原理图，该子系统根据本发明公开的实施例针对 串扰校准而构造。
具体实施例方式下列描述中提供了许多具体细节，以便充分理解本发明的各种原理。然而对于本 领域的技术人员将显而易见的是，并非所有这些细节始终都是实践本发明所必需的。在这 种情况下，为了不对一般概念造成不必要的混淆，未详细示出公知电路、控制逻辑、以及用 于常规算法和进程的计算机程序指令的详细信息。系统架构。现在回到附图，首先参考图1，其为根据本发明所公开的实施例的系统10的图示， 系统10用于在活体40的心脏12上检测电活动异常区域并执行消融手术。具有尖端18的探 针或导管14为系统10的部件，其由操作员16穿刺皮肤并通过患者血管系统插入心脏的心 室或血管结构。操作员16使导管14的远端部分与心壁在要评估的目标位置处接触。接着 按照上述美国专利No. 6，226，542和No. 6，301，496以及共同转让的美国专利No. 6，892，091 中所公开的方法制备电活动图，这些专利均以引用的方式并入本文中。
电信号可以通过位于导管14远端18或附近的一个或多个电极32以及导线34从 心脏12传输到控制台24。起搏信号和其他控制信号可以从控制台24经导线34和电极32 传输到心脏12。电极32还用作基于阻抗的用来定位导管的定位系统的部件，这一点将在下 文讲述。连接线28将控制台24与体表电极30连在一起。另外，通过评估电活动图确定为异常的区域可通过施加热能来消融，例如，使射频 电流经导管内的导线34流过电极32，所述电极32向心肌施加射频能量。能量被吸收在组 织中，将组织加热到一定温度(通常约50°C)，在该温度下使其永久性丧失电兴奋性。此手 术成功时将在心肌组织中形成不传导的机能障碍，这切断导致心律失常的异常电通路。本 发明的原理可应用到不同心室，用于映射窦性心律，以及应用于存在多种不同心律失常现 象的情形。导管14通常包括柄部20，柄部具有合适的控制器，使得操作员16可按消融手术所 需操纵导管远端、将导管远端位置和取向。定位处理器22计算导管14的位置和取向坐标。控制台24包括发生器25，其输出端通过导线34连接到导管14外表面上的一个或 多个电极32。电极32至少为两用的，可用来将第一电信号通过连接到体表电极30的受试 者身体40传输到心脏12，以便最终用定位处理器22来进行评估。在一些实施例中，操作 员16可以发出第二电信号，其包含由消融能量发生器36发出的传给电极32的消融射频能 量，所述消融能量发生器36可集成在控制台24内。此类技术在以引用方式并入本文的共 同转让的美国专利No. 6，814，733中有所公开。如上所述，导管14连接到控制台24，这使得操作员16可观察和调节导管14的功 能。定位处理器22优选地为具有适当信号处理电路的计算机。连接了处理器以驱动显示 器29。信号处理电路通常包括心电图装置38，用来接收、放大、过滤和数字化来自导管14 的信号，包括通过电极32传递的信号。数字化信号被接收到控制台24中，并且在控制台24 中进行分析，以获得具有医疗意义的电信号。通过此分析获取的信息可用于生成心脏12的 至少一部分或相关结构，诸如肺静脉口的电生理学图。此图可用于诊断目的，诸如定位心脏 中的心律失常区域，或用于协助消融治疗。定位处理器22使用的其他信号从控制台24经由导线34和电极32进行传递，以 计算导管14的位置和取向。心电图装置38可以向控制台24提供ECG同步信号，该信号可以在显示器29上或 独立的显示器(未示出)上显示。系统10通常还包括参照位置传感器，其位于连接到受试 者体外的外用参比电极上，或位于另一个内置参比导管(未示出)上，所述参比导管被插入 到心脏12中并相对于心脏12保持在固定位置上。通过比较导管14的位置与参比导管的 位置，可准确确定导管14相对于心脏12的坐标，而与心脏运动无关。作为另外一种选择， 任何其他适合的方法均可用于补偿心脏运动。现在参见图2，其为根据本发明所公开实施例的基于阻抗的定位系统26的原理 图，该系统为系统10(图1)的组成部分，如图所示与患者身体42相连。此布置方法类似于 上述授予Osadchy和Govari的专利公开中所述的方法，但可根据本发明的原理修改来进行 操作。为便于说明，下文进行简要描述将多个体表电极30连接到受试者的体表44 (如皮肤)，所述体表电极30可为粘性 皮肤贴片。本文所指的体表电极30有时是指“贴片”。在心脏应用中，体表电极30通常围
7绕心脏分布，三个在受试者胸部，三个在背部。然而，体表电极30的数量并非关键因素，其 可以设置在体表44上大体在实施医疗手术位置附近的合适位置处。通常布置在控制台24(图1)内的控制单元46包括电流测量电路48和一个或多 个导管电极发射器50，发射器用来将电流以各自的工作频率通过一个或多个电极32传输 到一个或多个体表电极30。控制单元46连接到定位处理器22 (图1)。控制单元46连接 到消融仪54，所述消融仪54包括至少一个消融发生器52。经过体表电极30和消融仪体表 电极56的电流在具有消融发生器52的电路内流动，并且通过各自布置在身体电极接收器 58内的电流测量电路进行测量，本文有时将所述电流测量电路称为“贴片测量电路”。身体 电极接收器58通常结合在控制单元46内。作为另外一种选择，接收器也可以附连到体表 电极30。图2用测量电极60(圆形)和两用电极62(椭圆形)来代表导管电极。两用电极 62既用作消融电极，也用作测量电极之一。体表电极30经由贴片盒64连接到身体电极接收器58，贴片盒可防止系统被消融 电流和除颤电流所破坏。通常，系统被构造为具有六个身体电极接收器58。贴片盒寄生阻 抗66 (Z)是在生产过程中测量的，因此被称为先验。下面将讨论这些阻抗。通常，虽然为方便起见只示出了两个测量电极60，但使用了约80个测量电极进行 阻抗测量。通常具有一个或两个消融电极。通过在导管上的电极与体表电极30之间通入 电流，可以在定位系统26内确定导管在体内的坐标。控制单元46还可以控制包括消融仪54和两用电极62的消融电路。消融仪54通 常布置在控制单元46外部，并且包括消融发生器52。消融仪与消融仪体表电极56连接， 并且连接到消融仪过滤器68，在本实施例中，所述消融仪过滤器68显示为位于控制单元46 内。但并不是必须在此位置。开关70将消融仪电路构造成下述不同操作模式。电压测量 电路72设置用于测定导管电极发射器50的输出。观察图2，注意到，消融电路连接到其中 一个导管电极发射器50上。此连接的重要性将在下文名称为“消融泄漏训练阶段”部分中 讲述。现在参见图3，其为示例性身体电极接收器58(图2)的原理图，该接收器58根据 本发明公开的实施例构造和操作。.理想的是，体表电极30与地之间的阻抗应为零。实际 上该值并不为零，因而其会影响电流在体表电极30之间的分布。这种影响与频率有关，因 此其对每一个电极影响不同。通过下文讨论将显而易见的是，校正过程中各自频率的电流 会流过体表电极30。这使得无法根据用一个电极进行的映射来预测另一个电极的位置。优 选需要补偿的另一个影响是，由导管电极发射器50 (图2)产生的定位电流会通过消融发生 器52和消融仪体表电极56泄漏到体表电极30。校正和补偿程序的目的是，在体表电极30 的输入阻抗为零，并且没有消融仪54 (图2)的情况下估计流过的电流。注意到，身体电极接收器58包括体表电极发生器74、电流测量装置76和电压测 量装置78。在身体电极接收器58的不同实例中，体表电极发生器74可以分配到各自的频 率。作为另外一种选择，在身体电极接收器58的所有实例中，体表电极发生器74可以分配 到相同的频率，并且可以是时分复用的。参照图3描述的量如下i_体表电极下标。j_频率下标。该值表示经由体表电极j传输的频率fj。
Zij-贴片盒64(图2)的先验已知阻抗。该量可以在制造过程中固定，或在生产后 的程序中确定。在任何情况下，其都被视为已知的稳定量。Qij-电压测量中不包括的、经由体表电极的传输路径的元件的先验已知阻抗。-电压测量中包括的、经由体表电极的传输路径的部件的先验已知阻抗。Ei-以频率&驱动体表电极i的电压源(未知)。Iij-频率为fj时，在体表电极i处测量的电流。Vij-频率为。时，在体表电极i处测量的电压。图3中未示出的其他量包括Cvij-先验已知电压校正常数；和Ciij-C先验已知电流校正常数。量qi j和ri j也称为“体表接收器寄生阻抗”。现在参见图4，其为消融仪过滤器68(图2)的电原理图，图中示出了陷波滤波器 80和电流测量元件82。正常操作时，陷波滤波器80会阻止流过测量电极60 (图2)的大部 分电流经消融仪54和消融仪体表电极56泄漏。电流测量元件82测量流经消融仪54的残 余泄漏电流。此测量用于正常操作过程中的消融仪泄漏补偿。串扰校ιΗ。现在参见图5，其为根据本发明公开的实施例构造的用于校正串扰的定位系统 26(图2)的电路原理图。身体电极接收器58连接到大致模拟身体阻抗的电阻84网络。每 个电阻84的电阻值均为约lOOhm。电阻网络代替了如图2所示正常操作时与体表电极30 的连接。串扰校正正常情况下只进行一次，或者在制造完成后进行，或者在首次现场安装 过程中进行。串扰校正过程中，省略了消融仪54(图2)。开关70闭合。导管电极发射器 50全部开启，并且其输出接地。同时测量导管电极发射器50的电压。计算测量的串扰电流 和发射器电压的比率
I
κ -JL八々· 一厂
VJ其中Iij-贴片i处来自电极j (频率f」)的电流测量值。Vr电极j发射器的测量电压(频率fj)。保存下列校正数据，以进行串扰补偿Xij三Abs (Iij)-贴片i处来自电极j (频率fj)的绝对串扰值。= Jrg( 贴片i处来自电极j的电流与电极j处的电压之间的相位。训练阶段。再次参见图2。可以利用结合在定位处理器22(图1)中的软件程序进行后续计 算。另外或作为另外一种选择，也可以使用定位处理器22内的硬件工具进行计算。正常运行过程中，发射器电压以及电压与总电流输出之间的相位关系均保持稳 定。因此可以偶尔进行训练。作为另外一种选择，通过将系统作为患者手术的预备措施进
9行训练，操作员可获得串扰补偿精度的更高信度。再次参见图1，在校正的训练阶段，电极32的至少一个应位于映射空间内，即心脏 12的心室内。定位系统26经由此电极传输电流，并且系统在第一模式下工作，其中发射器 电压与所得的贴片电流一起测量。下面讲述涉及消融仪泄漏电流测量的第二(正常)工作 模式。在训练阶段过程中，开关70 (图2)闭合。训练阶段几乎与频率无关。因此有必要 仅仅关于测量电极60的其中之一进行训练。在5秒以上的时间内，对发射器电压和贴片电流之和的比率求平均值。接着计算 发射器电压与总电流(贴片电流之和)之间的相位
/Λ φνη = Arg
Vi
Σ 其中
e_为发送电极。
Ve-为测得的发射器电压。
Ii6-贴片i处来自发送电极的电流测量值。
下面讲述这些测量结果的用途。
在线操作。
在系统正常工作过程中，按照下列公式对每个发送电极的串扰电流进行计算
‘ (
其中
-串扰校正常数(定义如上)。
Φν/Ι-电极发射器与电流之间的相位(参见下文)。 Iij-频率为fj时，在贴片i处测得的电流。 通过减去估计的串扰电流进行补偿 值Qij用于下文的讨论中。身体阻抗估计。如下文所述，身体阻抗矩阵的估计对于消融仪泄漏补偿和频率补偿都十分重要。测量结果表示为DFT (离散傅立叶变换)结果用Qij (串扰补偿之后)表示Iu的 测量值，Pj表示G的测量值。贴片到贴片电导率矩阵预估。将贴片上的电压表示为Xu (对于贴片i和频率fj。还将集成在身体电极接收器 58(图2)内的各自体表电极发生器74表示为多频率Ei1 ε δ ^E1(实际意味着贴片i只发送频率fP。故有
Vii = EyrijIij
由此可得
现在贴片上的电压可估算为
=44+(QH) 利用下式可由测量结果Qij计算出Iij的值Iij = Ciij · Qij现在可以计算贴片电压 [贴片电流和电压通过患者身体阻抗矩阵建立联系(与频率无关) 按照惯例，流进身体的电流为正，但测量的是从身体流出的电流，因此采用负号。 在矩阵形式中-I = σ · X。患者身体的阻抗矩阵用σ = -I · Γ1估算，其中，I表示电流 矩阵，而不是单位矩阵σ = -[Ciij · Qij] □ [XijF1接着对σ进行一些另外的修正，其中在最后对σ进行转置
消融仪贴片补偿。
在这一部分中，所有电流均为“实测电流”，也就是说，贴片电流的DFT值乘以对应
的校正常数C^，/}，消融仪泄漏电流的DFT值则乘以对应的校正常数Ο/;，。再次参见图2，消融仪54连接到患者和定位系统26。开关70闭合。消融仪电极 通常位于导管14的尖端18 (图1)处，并且与两用电极62相对应。并非流入两用电极62 的所有电流都会经由患者身体42流入体表电极30。导管电极发射器50产生的部分电流也 会进入消融仪54，并通过消融仪体表电极56进入患者身体42，最终流入体表电极30。测量 电极60也会受到影响。其电流分量会经过下列路径经过两用电极62和消融仪输入电阻 器进入消融仪54和消融仪体表电极56，最终流过体表电极30。消融泄漏训练阶段。继续参考图2。定位系统26的消融泄漏训练阶段开始于体表电极30和消融仪体 表电极56就位时。消融泄漏训练过程中，开关70打开，使得本来会由对应的导管电极发射器50向两 用电极62传输的所有电流都从消融仪体表电极56经消融仪54强制流向体表电极30。流 过体表电极30的电流
(P为贴片的下标；(消融电极)的频率)与消融仪体表电极56的电流
-起测量。这些电流之和应等于消融发生器52的输出电流，误差在20%以内
计算频率补偿电流
现在可使用上述贴片到贴片电导率矩阵ο的估计值计算每个工作频率下的电流
=(l + a-Rf Y ·If
Jk \Jk / /Ml
12
I-单位矩阵。σ -如上所述估计的贴片到贴片电导率矩阵。对角矩阵，其中(rik+qik+zik)为第i个对角元素(导管发射频率fk)。然后计算每个频率下的消融电流比率 其中A为向量的P分量。撒ap力应在预定义时间(30秒)内求平 均值。ιΗ常操作。继续参考图2，在系统正常工作过程中，开关70闭合，并且假设消融仪54之后可以 随时工作。将流过体表电极30 /；^‘的电流与流过消融仪体表电极56 /丨的电流一起进行测 量。利用初始阶段估计的参数，按下列方式进行补偿 将所得的补偿电流= jg传递到频率补偿模块，该模块可以作为例行程序
或硬件模块在定位处理器22 (图1)内实现。频率补偿。身体电导率矩阵的公式为 其中σ 分解为如下的导管分量和贴片分量e_从导管电极发出的总电流(如果由IV的电源激发)S-贴片处从电极接收的电流的向量σ -按照上述方法估计的贴片到贴片的电导率矩阵。令矩阵^^表示频率fk下的电极和贴片电阻( 为以电极和贴片电阻为对角元素 的对角矩阵)。将分解为导管(没有电阻)和贴片部分， 其中&是以(zik+qik+rik)为第i个对角元素的对角矩阵。
最终的电导率矩阵(身体+贴片电阻)由下式给出 再次将电极和贴片分解，可以得到
补偿计算。
用消融补偿后的电流代替^可得到如下频率补偿后的电流
其中取绝对值将复数转化为实数。 I-单位矩阵。
σ-上文估计的贴片到贴片电导率矩阵。
Rft ~以(rik+qik+zik)为第i个对角元素(导管发射频率fk)的对角矩阵t ζ-消融泄漏补偿后的电流。
所得向量为补偿后的与频率无关的测量值，其只取决于电极位置关。
本领域的技术人员应意识到，本发明不限于上文所具体示出和描述的内容。更确 切地说，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合，以及本领域技术人员在阅 读上述说明后可想到的不在现有技术范围内的变形形式和修改形式。
1权利要求
一种用于感测身体内的物体位置的方法，所述方法包括下列步骤将探针放入体内；测量在所述物体上至少一个第一电极和所述身体表面上多个第二电极之间流动的映射电流；校正所述测量，以补偿所述测量的一个或多个非理想特征，所述非理想特征包括与所述第一电极和所述第二电极之外的一个或多个医疗器械之间的系统相关电耦合造成的影响；以及使用所述校正后的测量计算所述探针在所述身体内的所述位置。
2.根据权利要求1所述的方法，其中校正所述测量包括计算系统相关电耦合的影响， 以及计算映射发生器感应的串扰。
3.根据权利要求2所述的方法，其中计算系统相关电耦合的影响在将所述探针放入所 述身体内之前进行，并且包括下列步骤提供各自的贴片测量电路以测定流过所述第二电极的所述映射电流的各自部分； 给所述贴片测量电路设置电旁路；以及在这之后使用所述贴片测量电路测定所述第二电极各自受到的串扰信号。
4.根据权利要求3所述的方法，其中测定各自的串扰信号包括测定每个所述第二电极 中所承受的电流和电压之间的相位，所述电流和电压耦合自分别与所述至少一个第一电极 相连的发射器。
5.根据权利要求2所述的方法，其中所述一个或多个医疗装置包括连接到所述探针的 消融仪，和位于所述身体表面上的第三电极，其中校正所述测量包括计算从所述至少一个 第一电极经过所述消融仪和所述第三电极延伸到所述第二电极的路径内各自的泄漏电流， 并且其中计算所述位置在将所述消融仪连接到所述身体并且连接到所述映射电流的其中 之一的发生器时进行。
6.根据权利要求5所述的方法，其中计算各自的泄漏电流包括 断开所述消融仪与所述探针的连接；测定从所述映射电流的其中之一的所述发生器流出的经过所述消融仪和所述第三电 极的消融仪泄漏电流；以及计算所述消融仪泄漏电流和所述映射电流之间在所述映射电流的各自工作频率下的关系。
7.根据权利要求5所述的方法，其中计算各自的泄漏电流包括 断开所述消融仪和所述探针的连接；测定从所述映射电流的其中之一的所述发生器流出的经过所述消融仪和所述第三电 极的消融仪泄漏电流；以及测定所述消融仪泄漏电流在所述第二电极处各自的分量；以及 分别计算所述分量和所述消融仪泄漏电流之间的比率。
8.根据权利要求5所述的方法，其中计算各自的泄漏电流在将所述探针放入所述身体 内之后进行，并且包括测定流经所述第二电极的每个所述映射电流和所述映射电流的总和 之间的比率。
9.根据权利要求8所述的方法，其中测定所述比率在所述第二电极内的所述映射电流的各自工作频率下进行，并且还包括从所述工作频率的一部分推广至其他工作频率。
10.根据权利要求1所述的方法，其中校正所述测量值还包括将所述第二电极连接到 各自的体表接收器和体表发生器，并且使用所述体表接收器和所述体表发生器测定所述第 二电极之间的贴片到贴片电导率矩阵。
11.根据权利要求10所述的方法，还包括应用所述贴片到贴片电导率矩阵对所述体表 接收器测得的电流进行频率补偿。
12.一种用于感测物体位置的设备，包括 探针，所述探针适于插入受试者体内；至少一个第一电极，所述至少一个第一电极布置在所述探针的远端附近； 多个第二电极，所述多个第二电极适于连接到所述身体表面的各个位置处； 至少一个电极发射器，所述电极发射器连接到所述第一电极，用于在所述探针上的所 述第一电极和所述身体表面上的所述第二电极之间传输映射电流；以及适用于测量所述映射电流的控制单元，所述控制单元用于校正所述测量，以补偿所述 测量的一个或多个非理想特征，所述非理想特征包括与所述第一电极和所述第二电极之外 的一个或多个医疗器械之间的系统相关电耦合造成的影响，并且用于利用所述校正后的测 量计算所述探针在所述身体内的所述位置。
13.根据权利要求12所述的设备，其中校正所述测量包括计算所述系统相关电耦合的 影响，以及计算映射发生器感应的串扰。
14.根据权利要求13所述的设备，其中计算所述系统相关电耦合的影响在将所述探针 放入所述身体内之前进行，并且包括下列步骤提供各自的贴片测量电路，以测定流过所述第二电极的所述映射电流的各自部分； 给所述贴片测量电路设置电旁路；以及在这之后使用所述贴片测量电路测定所述第二电极各自受到的串扰信号。
15.根据权利要求14所述的设备，其中测定各自的串扰信号包括测定每个所述第二电 极中所承受的电流和电压之间的相位，所述电流和电压耦合自分别与所述至少一个第一电 极相连的发射器。
16.根据权利要求13所述的设备，还包括消融仪和位于所述身体表面上的第三电极， 其中校正所述测量值包括计算从所述至少一个第一电极经过所述消融仪和所述第三电极 延伸到所述第二电极的路径内各自的泄漏电流，并且其中计算所述位置是在将所述消融仪 连接到所述身体并且连接到所述映射电流的其中之一的发生器时进行。
17.根据权利要求16所述的设备，其中计算各自的泄漏电流包括 断开所述消融仪与所述探针的连接；测定从所述映射电流的其中之一的所述发生器流出的经过所述消融仪和所述第三电 极的消融仪泄漏电流；以及计算所述消融仪泄漏电流和所述映射电流在所述映射电流的各自工作频率下的关系。
18.根据权利要求16所述的设备，其中计算各自的泄漏电流包括 断开所述消融仪与所述探针的连接；测定从所述映射电流的其中之一的所述发生器流出的经过所述消融仪和所述第三电 极的消融仪泄漏电流；以及测定所述消融仪泄漏电流在所述第二电极处各自的分量；以及分别计算所述分量和所述消融仪泄漏电流之间的比率。
19.根据权利要求16所述的设备，其中计算各自的泄漏电流在将所述探针放入所述身 体内之后进行，并且包括测定每个所述映射电流和流经所述第二电极的所述映射电流的总 和之间的比率。
20.根据权利要求19所述的设备，其中测定所述比率在所述第二电极内的所述映射电 流的各自工作频率下进行，并且还包括从所述工作频率的一部分推广至其他工作频率。
21.根据权利要求12所述的设备，其中校正所述测量还包括将所述第二电极连接到各 自的体表接收器和体表发生器，并且使用所述体表接收器和所述体表发生器测定所述第二 电极之间的贴片到贴片电导率矩阵。
22.根据权利要求21所述的设备，其中所述控制单元可用于应用所述贴片到贴片电导 率矩阵来对所述体表接收器测得的电流进行频率补偿。
全文摘要
用于感测物体在身体内位置的方法和系统方法，所述方法和系统方法包括将探针放入所述身体内；测量在所述探针上的至少一个第一电极和所述身体表面上的多个第二电极之间流动的映射电流；校正所述测量，以补偿所述测量的一个或多个非理想特征，所述非理想特征包括与所述第一电极和所述第二电极之外的一个或多个器械之间的系统相关电耦合造成的影响；以及使用所述校正后的测量计算所述探针在所述身体内的所述位置。
文档编号A61B5/06GK101912265SQ20091020640
公开日2010年12月15日 申请日期2009年11月12日 优先权日2008年11月12日
发明者D·奥萨德奇, M·巴-塔 申请人:韦伯斯特生物官能公司