使用荧光检查和阻抗测量确定导管尖端3D位置和朝向的制作方法

使用荧光检查和阻抗测量确定导管尖端3d位置和朝向
技术领域
1.本发明一般而言涉及医学导航系统，并且更具体地涉及用于在介入性心脏和其它医学规程期间进行导航的系统。


背景技术：

2.解剖学导航系统在感兴趣的心室内提供导航导管的3d位置和朝向，并且在一些情况下，还可以被用于构造心室的3d图。但是，这些系统中的大多数对于购置和操作都是相当昂贵的，并且消耗大量的临床医生和技术人员资源来进行设置和操作。这些系统中的一些要求专门设计的导管，诸如带有内置传感器的导管，它们本身就是昂贵的。
3.例如，目前有数种经美国食品药品管理局(usfda)批准的3d心脏绘图系统正在使用中。其中包括biosense webster的系统和st.jude medical的(现由abbott laboratories拥有)ensite
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系统。这些系统利用昂贵的硬件和软件平台，并且要求具有内置传感器或自定义贴片集的昂贵且专有的导管。此外，由于其复杂性，其操作通常要求经过高度训练的应用专家。因此，此类系统虽然有效，但仅在有限数量的医疗和研究机构中可用，以在介入规程期间使用。
4.双翼荧光检查提供了另一种改善心脏可视化的方法，但它也相对昂贵、增加了对患者的辐射暴露，并且在电生理学(ep)实验室中也不常见。由于这几个限制，许多患有心律不齐的患者无法轻易获得重要的心脏介入规程，诸如心脏消融术。
5.另一方面，常规的荧光检查系统基本上可在所有心脏介入实验室中用于电生理(ep)导管和其它仪器的成像和实时导航，以及用于在介入规程期间放置导线和支架。除了初始购置成本外，此类系统几乎不要求持续的运营成本。另外，常规的荧光检查系统能够可视化任何类型的导管。但是，仅这些系统并不能提供对于心律不齐的测绘和消融至关重要的3d可视化功能。在规程期间获取的典型荧光镜图像中，只有可能沿着x
‑
y平面查看导管位置；无法识别z轴(深度)。因此，在心脏结构被映射的3d空间中没有深度感知。
6.最近，apnllc开发了其navik系统，其基本内容在标题为“automatically determining 3d catheter location and orientation using 2d fluoroscopy only”的美国专利9,986,931(sra等人)中公开，整个文档通过引用包括在本文中。
7.navik系统使用来自单平面荧光检查系统的实时二维(2d)荧光镜图像以及来自患者记录和监视系统的体表心电图(ecg)和心内电描记图(egm)信号来创建和显示感兴趣的心室的3d图。这个过程不要求特殊的导管或专门的技术人员，并且可以在接受的护理标准下使用荧光检查法进行适当操作。navik系统可以被用作现有ep实验室装备的附加资源，诸如常规荧光检查以及患者记录和监视系统。在navik使用期间，来自这些系统中的每个系统的实况图像和信号仍可供操作者使用，并且不会受到navik系统的操作的干扰。
8.在上面提到的sra等人的专利中公开的navik系统背后的基本构思是(1)认
识到单平面荧光镜图像的2d投影包含有关对象在3d中的位置的信息，以及(2)应用“像素级几何计算”以在给定单平面荧光镜图像的图像分辨率约束的情况下实现所需的准确度。从荧光镜图像中提取z轴(x,y,z坐标系中的第三维或深度维度)信息涉及应用使用软件算法的x射线圆锥投影和物理原理，并从这些2d图像生成导管的3d位置。导管尖端的3d位置是基于在荧光镜图像中检测到的(放大的)导管尖端的尺寸、从x射线源到荧光检查检测器的已知距离以及从初始化过程确定的导管尖端的已知宽度确定的。
9.sra等人定义的像素级几何计算是指保留原始像素强度值并允许对像素强度值执行统计计算的计算。由于像素强度不通过滤波器进行变换，因此可以对此类数据执行有意义的统计分析。(将滤波器应用于图像数据改变经过滤的图像中的像素强度值，并因此使图像数据中的一些信息丢失。)使用未过滤的数据和统计分析的结果是可以实现有用的子像素准确度。实际上，来自许多常规荧光镜的数据与“未加工的数据”足够接近，使得确实会出现准确度的超过n的平方根的改善(n是统计组合的剖面的数量)。因此，基于sra等人的专利的公开的navik系统已与其它成本更高的系统的准确度相媲美或更好。
10.但是，在某些应用中，有时期望将患者的x射线暴露量限制在navik系统可能需要的水平以下，或者期望在可能在难以用navik有效提取第三维的位置“看到”导管。以比navik可实现的更快的速度绘制或跟踪导管也可以是有帮助的。
11.利用导管电极与体表贴片之间的电阻抗的测量来确定3d相对位置的系统通过检查跨多个轴的阻抗的变化来估计这种位置。一般而言，这是使用跨患者放置的多个体表贴片以启用跨多个轴的阻抗读取来实现的，以实现对3d空间坐标集的估计。
12.磁跟踪是另一种用于导航患者体内导管的技术。使用这种技术的系统要求将电线圈放置在患者下方，以及需要其中嵌入线圈的特殊导管。由患者下方的电线圈产生的磁场由导管中的传感器线圈测量。不仅专用导管价格昂贵，而且在此类系统中发现了其它挑战，诸如(a)跟踪可能容易受到患者附近金属变化的影响，包括荧光镜的c型臂的移动和(b)适应c型臂的移动的系统的校准常常是复杂的。
13.所有主要的心脏测绘系统都使用某种混合方法来提供导管定位。biosense webster的系统利用磁系统作为其主要形式，并用阻抗测量子系统来增强磁系统。st.judes的ensite
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系统和boston scientifics rhythmia hdx
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系统的定位方法都是通过磁子系统增强的阻抗测量。在这些产品的每一个中，阻抗子系统都是三维系统，使用阻抗测量来确定所有三个维度中的位置。
14.如上面所提到的，此类系统既复杂又昂贵，因此需要更具成本效益的心脏导航系统，特别是可以被世界上大量医院采用的导航系统。此外，由于这些系统常常使用荧光检查法来确认导管尖端位置，因此使用这些系统之一进行手术的患者通常会受到一定程度的x射线暴露。
15.常规的荧光镜系统具有重要的技术优势，因为在荧光镜检测器的平面(在本文中有时称为x,y平面)中，单帧荧光镜图像内的测量准确度非常高。对于分辨率为1000x1000像素且面积为20x20cm的典型检测器，像素之间的间隔为0.2mm，并且虽然存在诸如x射线量子统计噪声之类的噪声源，但是这种几何布置在检测器平面中提供高准确度。上面讨论的navik系统要求多个荧光镜图像来确定三维尺寸(在本文中称为z坐标、z维度、深度或
深度维度)，并且此类多个荧光镜图像是在navik系统的某些应用中x射线曝光量高的原因。
16.因此，需要一种心脏导航系统，该系统在x射线检测器平面的二维中利用荧光镜图像的高几何准确度，同时以既快速又限制患者的x射线暴露的方式捕获第三空间维度。本文公开的发明是一种混合系统，该系统结合了2d荧光检查法以捕获两个空间维度和患者躯干的心室内的电阻抗的测量以捕获第三空间维度。
17.通过以下描述和附图，本发明的这个和其它目的将变得清晰。
18.应当认识到的是，虽然适用于身体的其它区域，但是特别参考在心脏介入规程期间的3d导航来描述本发明。


技术实现要素：

19.本文公开的发明是一种用于确定患者心室中的导管尖端的3d位置和朝向的方法。导管具有远端部分(在本文中有时称为导管尖端)和与远端相邻的两个或更多个电极。该方法包括以下步骤：(a)将第一和第二体表贴片放置在患者上的位置中，使得心室位于第一和第二体表贴片之间，第一和第二体表电极限定深度维度；(b)在贴片之间驱动交流电流；(c)测量电极处的电压并基本上同时捕获心室的2d荧光镜图像；以及(d)根据图像和测得的电压确定导管远端部分的3d位置和朝向。
20.该方法的一些优选实施例包括将体表参考贴片放置在患者上，相对于参考贴片测量电压。
21.一些优选实施例具有以下特征中的一个或多个：交流电流具有恒定的峰
‑
峰振幅；第一体表贴片定位在患者胸部上，并且第二体表贴片定位在患者背部上；并且测量电压的步骤包括使用同步检测。在这些实施例的一些中，测量电压的步骤包括对电压应用goertzel滤波器。另外，在一些实施例中，goertzel滤波器的输出是具有实部和虚部的复数，并且通过计算实部和虚部的平方和的平方根将输出变换为实数，并且在这些实施例的一些中，在应用goertzel滤波器之前，对电压应用窗口函数。在一些实施例中，窗口函数是blackman窗口。
22.本发明方法的一些优选实施例包括校正荧光镜工作台位置和朝向以及c形臂角度的变化。
23.一些高度优选的实施例包括以下校准步骤：(i)将导管远端部分的一个电极定位在心室内的两个或更多个校准位置处，其中一些校准位置沿着深度维度与其它校准位置分开；(ii)仅使用荧光检查法确定每个校准位置中一个电极的空间坐标；(iii)测量在每个校准位置处的一个电极处的电压；以及(iv)据此计算深度与电压的关系。在这些实施例的一些中，确定一个电极的空间坐标包括从不同的角度捕获心室的两个2d荧光镜图像并且向其应用反投影计算。在这些实施例的一些中，确定一个电极的空间坐标包括以下步骤：(1)从单个角度捕获心室的数字化2d图像的流；(2)在数字2d图像的子集中检测一个电极的图像；(3)将保留原始像素强度值并允许对其进行统计计算的计算应用于数字2d图像，使用多个未滤波的未加工的数据横截面强度剖面并统计地组合所述剖面以估计图像维度，从而测量电极图像；(4)将锥形投影和径向伸长校正应用于图像测量；以及(5)根据经校正的2d图像测量计算电极的空间坐标。
24.在一些高度优选的实施例中，计算深度与电压的关系包括确定电压与校准位置的对应深度之间的线性回归关系。
25.一些高度优选的实施例包括将体表阻抗监视贴片放置在患者上、测量其上的电压，并监视患者的体阻抗。这些实施例中的一些包括当体阻抗的变化超过阈值时的重新校准步骤。
26.在本发明方法的一些优选实施例中，通过呼吸阶段来选通测量电压并捕获2d荧光镜图像，并且在一些实施例中，通过心脏阶段来选通测量电压并捕获2d荧光镜图像。
27.在一些优选实施例中，两个或更多个电极之一是消融电极，并且消融期间消融电极与电压测量电路系统电隔离。
28.本发明方法的一些高度优选的实施例包括捕获来自患者的ecg/egm信号，并用共同的定时信号对测得的电压、捕获的2d荧光镜图像和ecg/egm信号进行时间标记。这些实施例中的一些还包括用共同的定时信号对呼吸信号进行时间标记。
29.在用于确定患者体内的导管远端部分的3d位置的本发明方法的另一方面，远端部分包括电极，该方法包括：(a)将第一和第二体表贴片放置在患者上的位置中，使得感兴趣的身体区域位于它们之间；(b)在贴片之间驱动交流电流；(c)测量电极处的电压并基本同时捕获感兴趣区域的2d荧光镜图像；以及(d)根据图像和测得的电压确定导管远端部分的3d位置。
附图说明
30.图1是用于执行本发明方法的步骤的实施例的框图，该方法用于使用荧光镜图像数据和单轴电阻抗数据来确定患者的心室中的导管尖端的3d位置和朝向。
31.图2是荧光镜系统的几何结构的示意表示。
32.图3是被配置用于使用反投影确定物体的3d坐标的荧光镜系统的几何结构的示意表示。
33.图4是用于确定患者的心室中的导管尖端的深度坐标的单轴阻抗系统的实施例的示意表示。图4还用于描述这种系统的校准方法的一个实施例。
34.图5是如图4中表示的导管尖端的图。
35.图6a是描述图4的单轴阻抗系统实施例的操作的简化电路模型。
36.图6b是图示图6a的电路模型内的示例性值的表格。
37.图7a是图4的单轴阻抗系统实施例的示意表示，图示了替代校准方法的实施例。
38.图7b是图4的单轴阻抗系统实施例的放大部分的示意表示，图示了图7a的替代校准方法的变型的实施例。
39.图8是图示图7a和7b的替代校准方法的曲线图。
40.图9a是用于确定患者的心室中的导管尖端的深度坐标的单轴阻抗系统的实施例的功能框图。
41.图9b描述了goertzel滤波器的实施例，对于该滤波器，已经使用blackman窗口对输入电压进行了开窗。
42.图10是示意性地图示用于基本上同时测量电压并捕获图像的方法的实施例的框图，并且在这个实施例中，通过心脏和呼吸阶段对这些步骤进行选通以减少荧光镜图像内
的运动。
43.图11a
‑
11d是用于图10的实施例的示例性心脏和呼吸信号被组合以生成选通信号的图示。图11a图示了示出两个局部激活(r波)的示例性心脏信号。
44.图11b图示了图11a的示例性心脏信号，但是诸如当患者经历房颤时，具有十二个迅速发生的局部激活(r波)。
45.图11c图示了来自用于测量呼吸阶段的传感器的理想的示例性呼吸信号；图11c示出了一个呼吸周期。
46.图11d是通过组合心脏和呼吸信号而生成的选通信号的示意表示。
47.图12是跨患者的胸部的一部分的体阻抗的变化的理想化表示。
具体实施方式
48.图1是实施例10的框图示意表示，该实施例用于执行使用荧光镜图像数据和单轴电阻抗数据两者来确定患者的心室26中导管尖端28(参见图4)的3d位置和朝向的本发明方法的步骤。(系统结构和方法步骤在本文中都称为实施例10。)实施例10涉及各种形式的数据和信号的流，包括来自荧光镜系统12的心室26的单平面荧光镜图像im(t)、由单轴电阻抗系统14处理并从其输出的电压v(t)、来自患者心脏记录和监视系统(未示出)的体表心电图(ecg)和心内电描记图(cgm)信号c(t)、来自呼吸测量系统(未示出)的指示呼吸阶段的呼吸信号r(t)，以及提供通过其使实施例10中的信号同步的参考定时的定时信号t(t)。
49.被配置和编程为执行实施例10的步骤的可编程计算机16接收上述数据和信号，并将数字和图形信息提供给至少视觉显示器18，该视觉显示器向心电图专家呈现3d和其它相关信息，通过这些信息来执行心脏介入规程，诸如心脏消融。
50.其它数据可用于计算机16，诸如c型臂角度θ
c
和来自荧光镜系统12的指示x射线束相对于患者的位置/朝向的荧光镜位置和/或朝向d
t
、导管规格(诸如描述导管尖端28的导管类型/模型和几何数据)，以及来自校准过程20的校准数据。荧光镜系统12还可以提供包含工作台数据d
t
的信号，该工作台数据d
t
提供关于荧光镜工作台(未示出)的位置和朝向的信息。校准过程20在图1中被指示为单独的方框；虽然其方法步骤是在计算机16内执行的，但是校准过程20仅周期性地操作，因此在图1中与计算机16分开示出。
51.注意的是，在实施例10中，所指示的许多信号可以是数字化信号。在本文中，为了简化，将许多模拟和数字信号指示为时间t的函数(例如，f(t))，而不是将时间索引用于数字信号流。数字信号将在其描述中明确指出。例如，如稍后将描述的，导管电极信号v
c
(t)是由电极捕获的模拟信号，而v(t)是从单轴阻抗系统14输出的值的数字流。荧光镜图像流im(t)是由荧光镜系统12内的x射线检测器d捕获的数字图像强度值的二维阵列的流。
52.如上所述，本发明的混合荧光镜/阻抗导航方法利用x射线检测器d的平面的两个维度中的荧光镜图像的高几何准确度，同时以限制患者的x射线暴露的方式快速捕获第三空间维度(深度)，结合2d荧光检查法以捕获两个空间维度以及患者躯干22(参见图4)和其内部的电阻抗的测量以捕获第三空间维度(深度)。本发明方法的其它显著优点将在本文档中后面讨论。
53.图2是荧光镜系统12的几何结构的示意表示。如众所周知的，x射线源s以d2的源到检测器的距离将圆锥形的x射线辐射发射到x射线检测器d上。x射线束穿过患者，被患者体
内的组织和x射线不透明物体(诸如导管尖端28)吸收各种量。这样的物体o在图2中被示为在平面p
x,y
中，源到物体的距离为d1，并且这个距离d1(深度)由单轴阻抗系统14确定。
54.在图2中，物体o分别具有x,y维度u,v，而由于荧光镜系统12的几何结构，物体o在检测器d的平面中的图像i
d
分别具有x
i
,y
i
维度u
i
,v
i
。从简单的三角学考虑，维度v简单地等于v
i
·
d1/d2，维度u等于u
i
·
d1/d2。如果从另一个测量(在这种情况下从单轴阻抗系统14)获知物体o的深度维度d1的值，那么可以从单个图像i
d
以相当的准确度确定物体o的x,y维度。可以确定平面p
x,y
中的维度(和坐标)的准确度取决于检测器d的结构和其它因素(诸如量子噪声)，还取决于确定d1的准确度。如上所述，荧光镜系统12在检测器d的平面内典型的像素间距离为0.2mm。因此，即使在距离d1的确定中仅具有适度的准确度，荧光镜系统12也在每个x射线图像中针对确定要确定的三个维度中的两个具有足够的准确度。
55.相比之下，sra等人公开的仅使用2d荧光检查法确定3d导管位置和朝向的上面提到的系统通过将上述关系式写为d1＝d2·
v/v
i
来确定d1。根据图像i
d
中的导管尖端28的宽度v
i
来计算深度d1对宽度v
i
的确定非常敏感。对于荧光镜系统12的7法式导管(直径2.33mm)和典型的成像几何结构，实现近似
±
4mm的深度准确度要求近似0.02mm的宽度v
i
的测量准确度。这种测量准确度是子像素，并且为了使用从图像i
d
中的一对边缘点进行宽度测量来实现这种子像素准确度，每个边缘点所需的误差为0.02mm/2＝0.01mm。与0.01mm的精度对应的像素的分数为0.01/0.2＝0.05像素或像素的大约1/20。因此，为了实现深度d1的这种准确度，sra等人的方法结合了许多宽度测量的统计计算以及多个图像的使用。
56.图4是用于确定心室26中的导管尖端28的深度坐标的单轴阻抗系统14的实施例的示意表示。示出了具有体表24的患者的躯干22。具有腔室壁26w的心室26在躯干22内，并且导管尖端28在心室26内。图5是导管尖端28的放大表示。导管尖端28具有远端电极e1(既可以用于电压测量又可以用于组织消融的电极)以及与尖端e1相邻的三个电极e2、e3和e4。电极e2、e3和e4被电极间空间s
1,2
、s
2,3
和s
3,4
隔开。这些电极的维度和间距是构成提供给如图1所指示的实施例10的已知数据的导管规格的至少一部分。
57.再次参考图4，示出了第一体表贴片30放置在躯干22的体表24的背面上，并且示出了第二体表贴片32放置在躯干22的体表24的胸部上，使得心室26在第一体表贴片30和第二体表贴片32之间。体表贴片30和32跨越限定单个维度的区域，该维度在本文被称为深度、深度维度、z维或第三空间坐标。驱动交流电流穿过体表贴片30和32之间的间隙，从而产生由体表贴片30和32之间的七个虚线表示的交流电场34。换句话说，深度维度z是沿着由体表贴片30和32限定并且平行于交流电场34的轴的位置的测量。实施例10还包括提供参考电极的体表参考贴片36，相对于参考电极，测量实施例10中的所有电压。而且，实施例10包括体表阻抗贴片38，其功能将在本文档的后面讨论。体表贴片30、32、36和38可以类似于在经皮电神经刺激(tens)中使用的贴片，通常由泡沫基质、导电层和水凝胶组成。导电层包括连接到引线的导电碳膜。此类特定的体表贴片并非旨在进行限制；可以采用任何合适的贴片。
58.图6a是简化的电路模型14m，其描述了图4的阻抗系统实施例14的功能。交流电源44提供通过包括心室26的躯干22的交流电流i(t)，从而在进行电压测量的区域中引起交流电场34。图6a的模型是简化，因为由于电场34所遇到的各种类型的组织的电气行为，电场34没有如其中所示那样简单，因为流过各种类型的组织的电流不同。但是，由于心室26在那个小区域内包含血液，因此可以假设在垂直于电场34的平面内，阻抗保持恒定，因此简化的模
型足以描述电场34的电气行为。
59.图6b是图示图6a的电路模型14m内的示例性值的表格，并且将在下面用于说明单轴阻抗系统14的功能。
60.应当注意的是，虽然单轴阻抗系统14确实是基于电阻抗的系统，但是进行的所有测量都是针对电压的并且不需要确定所涉及的各种阻抗的值。(在图6a的模型中，未示出在简化模型中示出为电阻器的阻抗46、48、50和52的值，但是对于图6b的表格的示例，假设电阻器46和52具有150欧姆的电阻值，并且电阻器48和50之和为10欧姆的电阻。)
61.还应当注意的是，采用交流电以最小化人体中导电流体与电极之间的交互的非线性影响。电压测量是峰值测量。
62.图6a的简化电路模型的电气行为是电气工程领域的技术人员众所周知的，因此不需要更详细地描述。但是，这种电路配置的结果是，如果在点40和42处已知电压v
40
和v
42
以及深度的值(沿着图6a中所指示的z维)，那么心室26中的电压v
c
在例如导管28的电极e2处确定电极e2的深度坐标。
63.参考图6a和6b，当电极e2在深度维度中在已知点40和42之间移动时，电极e2的深度z
c
的值随测得的电压v
c
线性变化。关系如下：
64.z
c
＝[(z
40
‑
z
42
)/(v
40
‑
v
42
)]
·
(v
c
‑
v
42
)+z
42
重写这个深度与电压的关系得出以下关系：z
c
＝a
·
v
c
+z
42
,其中a是标量值比例因子，单位为mm/mv(毫米/毫伏)。注意的是，在恒定的峰
‑
峰电流i(t)下，阻抗与电压成正比，因此比例因子a也可以以毫米/欧姆(mm/ω)为单位来确定。
[0065]
在上面的描述中，假设在比例因子a和深度z
c
的计算中已知点40和点42的z坐标。这些值是校准方法的结果，其中通过将电极e2定位在心室26内两个或更多个校准位置处来确定电极(例如，电极e2)的z坐标，这些校准位置沿着z维度与其它校准位置分开。(为此以及在以后的描述中对电极e2的这种使用是示例性的，并且不旨在进行限制；可以使用任何电极。)然后，荧光镜系统12被用于确定每个校准位置中的电极e2的空间坐标，同时基本上同时捕获电极e2处的电压。然后，如上所述，这个信息被用于计算深度与电压的关系。
[0066]
本文档中公开了三种校准方法。上面已经关于图6a描述了其中的第一种方法。在这种校准过程中，将点40和42(电极位置)分别尽可能地分别定位在靠近心室26的顶部(前部)和底部(后部)的点处，并且使用荧光镜系统12(见下文)确定电极e2的3d位置。然后使用上面给出的a的关系确定比例因子a。
[0067]
图7和8中图示了第二种校准方法。图7a是阻抗系统实施例14的示意表示，其图示了替代校准方法的实施例。如图7a中所示，电极e2位于心室26内的多个点54处，使得在点54的组中表示各种z坐标值。如前所述，荧光镜系统12被用于确定电极e2的3d位置，并且特别是每个位置54的z坐标。在图8的示例性曲线图中图示了这些测量，其中将点54的组绘制为z坐标对电压，并且通过对点54进行线性回归来计算直线56，以便确定由线56表示的深度与电压之间的关系z＝a
·
v+z0。
[0068]
在校准期间，可以以至少两种方式仅使用荧光检查法确定电极的3d位置。第一种方法包括通过从不同角度捕获心室26(和电极e2)的两个二维荧光镜图像的两点的每个点并对其应用反投影计算来确定心室26中两个位置处的电极e2的空间坐标(x，y，z)。反投影计算的细节对于数学领域的技术人员是众所周知的，因此在此将不进行描述。不过，通过图
示的方式，图3示意性地图示了荧光镜系统12bp(在反投影模式下使用的荧光镜系统12)的几何结构，其中两个c型臂位置之间的角度差θ使得检测器平面d1中的2d测量x1，y1和检测器平面d2中的测量x2，y2足以在数学上解析心室26中两个位置中的电极e2的3d位置。
[0069]
再次参考图4以及图3，用电极e2在点40处捕获荧光镜图像，并将荧光镜系统12的c型臂定位成使得x射线源s由源s1表示并且检测器d由检测器d1表示。然后，用电极e2在点40处捕获荧光镜图像，并将荧光镜系统12的c型臂定位为使得x射线源s由源s2表示并且检测器d由检测器d2表示。
[0070]
在这样从不同角度捕获电极e2的两个荧光镜图像之后，将电极e2移动到点42并从不同角度捕获电极e2在点42处的两个荧光镜图像，这次是首先用在源s2和检测器d2处配置的荧光镜系统12，然后用在源s1和检测器d1处配置的荧光镜系统12。现在，对于每个点40和42测得的x,y坐标对x1,y1和x2,y2，有足够的数据来使用反投影计算确定两个点40和42的3d坐标。
[0071]
基本上与捕获每个图像同时进行电压测量，使得在图像捕获时尽可能最好地了解电压测量。而且，可以采用以心脏阶段和/或以呼吸阶段进行选通，以便不仅使荧光镜图像内的模糊最小化，而且使得在不同时间拍摄时每个点40(和42)的3d坐标尽可能地对于从不同c型臂角度是相同的。
[0072]
在上面提到的sra等人的参考文献中详细描述了用于在校准期间确定电极的3d位置的替代方法。这种替代方法包括以下步骤：(a)从单个c型臂角度θ
c
捕获心室26的数字化2d图像流；(b)在数字2d图像的子集中检测电极e2的图像；(c)将保留原始像素强度值并允许对其进行统计计算的计算应用于数字2d图像，使用多个未滤波的未加工的数据横截面强度剖面并统计地组合所述剖面以估计图像维度，从而测量电极e2的图像；(d)将锥形投影和径向伸长校正应用于图像测量；以及(e)根据经校正的2d图像测量值计算电极的空间坐标。如上所述，电极e2的使用在本描述中是示例性的，并且无意于进行限制。还应该注意的是，sra等人的参考文献中描述的方法的初始化要求在上述操作之前进行反投影处理。
[0073]
在这种替代方法中，荧光镜系统12的c型臂角度θ
c
在校准期间保持不变，并且在心室26内的两个或更多个位置处确定电极e2的3d位置。可以如图4中所示使用电极e2的两个位置执行校准，或者可以如图7a中所示在多个位置执行校准(所示的十个位置包括导管尖端28上的位置)。在每个这样的点处，从上述方法步骤中找到第三维度(深度维度)，并将其用于如上所述的深度与电压关系的计算中。
[0074]
还是如上所述，基本上与捕获每个图像同时进行电压测量，以使得在图像捕获时尽可能最好地了解电压测量，并且可以采用以心脏阶段和/或以呼吸阶段进行选通。
[0075]
图7b是如图4中所实施的单轴阻抗系统14的一部分的示意图示，图示了图7a的替代校准方法的变型的实施例。图7b是这种部分的放大，示出了心室26和腔室壁26w、交流电场34以及具有如图5中所示的四个电极e1、e2、e3和e4的导管尖端28。在使用图7a描述的替代方法的这种变型中，导管尖端28尽可能与电场34对准，并且如图7a和8中所示，四个电极e1、e2、e3和e4是四个点54。以这种方式，单个荧光镜测量周期(例如，通过反投影周期或通过sra等人参考文献的周期)被用于确定对应的深度z1、z2、z3和z4，如图7b中所示。然后使用来自这种校准方法的可用点54寻找比例因子a，如图8中所示。此外，替代校准方法的这个变型实施例可以应用于多于一个荧光镜测量周期，使得例如，如果所使用的导管具有如图5和7b中
所示的四个电极，那么对于每个这样的测量周期，生成四个校准点，并且在三个这样的周期中，生成十二个校准点。
[0076]
在方法实施例10的正常操作期间，为了确定导管尖端28的朝向及其位置，在导管尖端28上的多于一个电极处进行电压测量。例如，可以全部测量电极e1、e2、e3和e4处的电压，并且由于这些电极中每个电极的z坐标都可以从在校准期间确定的深度与电压的关系找到并且每个电极的x,y坐标可以从与电压测量基本同时捕获的荧光镜图像中找到，因此众所周知的三角关系可以被用于确定导管尖端28的朝向。
[0077]
如上所述，荧光检查系统12的c型臂可以旋转到除ap(前/后)或垂直位置以外的位置，诸如图4中所示的朝向，患者躺在与体表贴片30平行并且z坐标垂直于荧光检查台并与电场34对准的荧光检查台上。如果c型臂处于ap位置，那么x,y平面垂直于z轴。但是，当出于各种原因c型臂未定向在ap位置时，检测器d的平面不垂直于z轴，并且检测器d的平面中的x坐标和y坐标的测量需要被变换以便获得导管尖端28的x,y,z坐标的有用集合。
[0078]
这种坐标变换所需的计算是数学领域的技术人员众所周知的，因此在此无需详细描述。对于导管尖端28上电极的3d位置的每次确定，已知量为：(1)检测器d的平面中x和y的值，(2)荧光镜系统12的c型臂的角度θ
c
，(3)由工作台数据d
t
提供的荧光镜工作台的位置和朝向，以及(4)与ap患者位置对准的坐标系中的z的值。许多当前可用的荧光镜系统(诸如荧光镜系统12)提供具有工作台数据d
t
的信号，该数据易于让计算机16进行此类计算，并且当调整荧光镜的位置和/或朝向dt时以及当改变c型臂角度θ
c
时，将更新适当的坐标变换。在这种坐标变换之后，导管尖端28上的电极的3d位置是已知的。然后，对导管尖端28上的多于一个电极的测量也产生导管尖端28的3d朝向。
[0079]
图9a是用于确定心室26中的导管尖端28的深度坐标的单轴阻抗系统的实施例14的功能框图(在上面也通过附图标记14引用)。如上所述，交流电流i(t)经由体表贴片30和32流过躯干22。在图4
‑
6b的示例中，i(t)是具有6khz的频率和340μv的峰振幅的正弦电流。
[0080]
在图9a的实施例中，单轴阻抗系统14包括fpga 80(现场可编程门阵列)，以在单轴阻抗系统14内快速执行多个计算。在图9a中，这些计算函数被指示为(a)正弦信号的直接数字合成84，其在被滤波时导致驱动电流i(t)，(b)应用于经滤波和数字化的导管电极信号v(t
i
)的blackman窗口函数102，(c)应用于blackman窗口102的输出的goertzel滤波器104，以及(d)软核心处理器82。这些功能中的每一个将在下面描述。fpga 80的使用并非旨在进行限制；其它电路元件和可编程设备也可以被用于执行在fpga 80中实现的功能。
[0081]
驱动电流i(t)由直接数字合成过程84生成，该过程产生具有高度准确的频率和阶段的数字合成的正弦曲线。然后，这种正弦信号由模数转换器86转换成模拟信号，并在缓冲放大器88中进行缓冲和滤波，以平滑掉合成的正弦信号的阶梯部分。最后，来自缓冲放大器88的经滤波的输出在通过体表贴片30和32施加到躯干22之前经过隔离变压器90和两个电阻性负载92。跨躯干22施加驱动电流i(t)的结果是，由于包括心室26的躯干22内的电阻抗分布，在以上关于图4
‑
6b所述的在导管尖端28上的电极上产生了导管电压信号v
c
(t)(例如，e1、e2、e3和e4)。
[0082]
导管电压信号v
c
(t)在滤波器94中被滤波，滤波器94提供低通和高通滤波和保护，以限制来自心脏消融的能量并允许从起搏和去纤颤脉冲中恢复。(如图5中所示，心脏导管尖端28可以是心脏消融导管的尖端，并且当使用电极e1进行消融时，单轴阻抗系统14的电
路由此与这种消融过程隔离开。)
[0083]
来自滤波器94的输出由缓冲放大器96缓冲，通过低通滤波器(设置在10khz，这种设置不旨在进行限制)以减少信号噪声，然后在模数转换器98中转换成电压值的数字流，作为blackman开窗goertzel滤波器100的输入，该滤波器包括blackman窗口函数102和goertzel滤波器104。滤波器实施例100使用同步检测来评估来自a/d转换器98的数字电压。同步检测的优点是能够从可以包含大量噪声的信号中提取低电平信号。来自a/d转换器98的输出是中间数字电压值v(t
i
)的流，在本文所示的示例中，该中间数字电压值v(t
i
)是每秒被采样64000次的电压值的流。(这个采样率并非旨在是限制性的；其它合适的采样率也是可能的。)
[0084]
滤波器100被配置为在特定目标频率下测量信号，同时在很大程度上忽略其它频率下的信号部分，从而测量信号v(t
i
)中最重要的部分。如第9
‑
3节中所示，将blackman窗口函数102应用于块中的每个样本v(t
i
)。blackman开窗goertzel滤波器100是应用同步检测的一个示例，并且不旨在进行限制；其它配置在本发明的范围内。例如，除blackman滤波器102以外的其它窗口函数可以与goertzel滤波器104组合，并且也可以采用其它基本上不同的同步检测方法。
[0085]
图9b给出了goertzel滤波器104的实施例100的详细描述，已经使用blackman窗口102对其输入电压进行了开窗。实施例100的描述在图9b中被划分为五节9
‑
1至9
‑
5，并且基于图4
‑
6b的示例一般性地以及参考示例性值(在括号中)进行描述。第9
‑
1节给出了用于实施例100的操作的参数，并且第9
‑
2节给出了预先计算的goertzel滤波器常数k1至k5的集合。在每n/r
s
秒发生的实施例100的每个应用中，将n个电压值的组作为块来进行处理。在该示例中，每0.01秒处理一次640个值的块。(这个示例的这种块尺寸和其它参数值不旨在进行限制；许多其它参数集在本发明的范围内。)
[0086]
第9
‑
3节描述了blackman窗口102对由a/d转换器98生成的中间数字电压值v(t
i
)流的应用。blackman窗口102被应用于数据块中的n个中间数字电压信号值。窗口函数的使用对于数字滤波领域的技术人员是众所周知的，并且blackman窗口102是在数字滤波器的设计中经常使用的窗口函数的集合当中。第9
‑
3节中示出的blackman窗口参数值与确切的blackman滤波器的参数值非常接近。此处给出的值不旨在进行限制；其它参数集也在本发明的范围内。
[0087]
图9b的第9
‑
4节给出了goertzel滤波器104内所需的每样本计算。blackman窗口函数102的特性之一是b(1)＝b(n)＝0，从而确保样本值s(1)＝0和s(n)＝0。而且，对于goertzel滤波器104，初始内部滤波器值q0(1)、q1(1)和q2(1)都等于0。对于i＝1至n(640)的计算顺序进行，并且滤波器输出如第9
‑
5节中所示进行计算。滤波器输出是具有实部和虚部的复数，如图所示，并且最终的期望值(本文中称为“量值”)是实部和虚部的平方和的平方根。
[0088]
第9
‑
5节还包括曲线图103，其示出了针对如图4
‑
6b中所示的示例的如图9b中所给出的计算的结果。在这个示例中，量值被称为v(t)，对于从51mv到54.4mv的导管电极输入电压值的单轴阻抗系统14的输出，峰值在6khz处。曲线图103示出最终输出v(t)与输入电压线性相关。最终输出v(t)是数字值流，在该示例中每0.01秒输出一个数字值，该数字值流被提供给计算机16，以供最终确定沿着单轴阻抗系统14的轴的位置。
[0089]
图10是示意性图示用于基本上同时测量来自单轴阻抗系统14的电压并捕获来自荧光镜系统12的图像的方法的实施例60的框图。在实施例60中，计算机16内的同步模块16s(参见图1)将时间参考t(t)与以下相关联：(a)来自荧光镜系统12的捕获的荧光镜图像i(t)的流，(b)来自单轴阻抗系统14的电压测量v(t)的流，以及(c)ecg/egm信号c(t)，因此来自图像i(t)的电压v(t)、信号c(t)和x,y坐标的每次测量都共享相同的定时参考，由此不仅确保图像和电压测量基本上是同时进行的，而且还确保规程(例如，心脏激活映射)的所有必要信号都基于相同的定时信号被时间标记t(t)。提供呼吸信号r(t)所需的相同时间标记。注意的是，在图1的实施例10和图10的实施例60中，符号v(t)可以表示在多于一个电极处测得的电压。换句话说，v(t)可以是由从多个电极测得的电压组成的向量量。以相同的方式，ecg/egm信号c(t)也可以是信号的多分量向量。
[0090]
如实施例60中所示，定时信号t(t)是选通模块16g和同步模块16s两者的输入，因此是实施例60中包括ecg/egm信号c(t)和呼吸信号r(t)在内的每个信号(和图像)的公共参考，这些信号在实施例60中是选通模块16g的输入。定时信号t(t)的源可以是计算机16或外部设备，诸如用于捕获ecg/egm信号c(t)的装备(未示出)。这种外部装备在心脏病学领域是众所周知的，并且在本文不需要描述。在所有情况下，定时信号t(t)本质上是所有信号都参考的主时间。
[0091]
作为说明该方法中涉及的各种信号的时间标记的角色的示例，荧光镜系统12可以以7.5fps(帧/秒)或每133ms(毫秒)的速率捕获2d图像im(t)；单轴阻抗系统14可以每10ms输出电压v(t)，并且ecg/egm信号c(t)可以以1000sps(样本/秒)的速率流传输。此外，呼吸信号r(t)可以以不同的速率流传输。基于公共定时信号t(t)对所有此类信号进行时间标记确保理解每个信号都与其它所有信号具有适当的关系。这个示例频率集合中的特定频率不旨在以任何方式进行限制。
[0092]
在实施例60中，除了建立基本同时的电压测量v(t)和图像捕获im(t)之外，相对于心脏和呼吸阶段对荧光镜图像im(t)进行选通，以减少荧光镜图像内的运动，该荧光镜图像被处理以在x射线检测器d的平面内获得x,y坐标。可以通过基于心脏信号c(t)和呼吸信号r(t)从捕获的图像im(t)的流中选择图像和/或在预期满足选通准则的时间选择性地捕获图像来实现选通。
[0093]
图11a
‑
11d是示例性心脏信号c(t)和呼吸信号r(t)被组合以在选通模块16g内生成选通信号g(t)的图示。图11a图示了示例性心脏信号c(t)，其图示了两个局部激活(示出了两个r波)。注意的是，与电压信号v(t)一样，心脏信号c(t)的符号也可以表示通常被捕获的多个心脏信号，因此c(t)可以是向量信号，并且图示的图是这种向量的一个分量。在图11a
‑
11d的示例中，心脏信号c(t)是标量信号，呼吸信号r(t)也是标量信号。这种示例并非旨在进行限制。
[0094]
图11b图示了图11a的示例性心脏信号c(t)，但是诸如当患者正在经历心房纤颤时迅速发生十二个局部激活。图11c图示了来自用于测量呼吸阶段的传感器(未示出)的理想化的示例性呼吸信号r(t)的一个呼吸周期。用于捕获呼吸阶段的各种传感器和技术是众所周知的，并且在本文不需要描述。
[0095]
再次参考图11a，图示了具有r波间隔62的两个qrs复合体，r波间隔62是相继r波之间的时间(以及心动周期长度)。图示了心脏选通准则的一个示例，在这种情况下，是准则
64，这是r波间隔62内的时间段，该时间段在r波发生之后r波间隔62的大约30％到80％之间(在舒张期期间)。图11b图示出了期间满足选通准则64的十一个这样的时间段(也标记为64)。
[0096]
再次参考图11c，呼吸信号r(t)表示最大吸气68和最小呼气70之间的呼吸移动。图示了示例性呼吸选通准则72。准则72定义了时间段74，在该时间段期间，呼吸阶段在最大吸气68与最小呼气70之间的差的最小呼气70之上近似10％的预定分数内。心脏准则64和呼吸准则72都不旨在进行限制；此类准则的其它值以及其它形式的准则也是可能的。
[0097]
图11d是由选通模块16g通过组合心脏选通和呼吸选通的结果而生成的示例性选通信号g(t)的示意表示。如此处所示，选通信号g(t)是一系列六个时间段，在这六个时间段内都满足心脏准则64和呼吸准则72。包括选通信号g(t)的时间段的序列表示期间图像流im(t)的图像内的运动低的适当时间，因此在这种图像内测量x,y坐标的最佳机会。
[0098]
图12是跨患者的躯干22的一部分的体阻抗的变化的理想化表示，该体阻抗由于呼吸而变化，并且在规程期间由于向患者中添加盐水而更加缓慢。如图4中所示，单轴阻抗系统14包括体表参考贴片36和体表阻抗贴片38。体阻抗或经胸阻抗随着吸气而增加，并且这种振荡变化以理想化的方式由体阻抗曲线图110的正弦特点表示。随着盐水的添加，体阻抗的变化要慢得多，并且这种变化或漂移由平均阻抗110av表示，如点线所示。
[0099]
通过监视体表阻抗贴片38处的电压以与测量导管电极电压v
c
(t)相同的方式来测量体阻抗。实际上，在图9a中，用于测量体阻抗的电压可以简单地是电压v
c
(t)的向量中的附加电压；这种体阻抗电压与来自正被测量的导管电极电压的电压一起只是向量v
c
(t)中的另一个分量。
[0100]
当体阻抗随时间改变并且这种改变超过体阻抗阈值t
bi
时，本发明的方法重新校准比例因子a。这被示为峰吸气阻抗值i
p1
与达到阈值t
bi
的i
p2
之间的差。阈值t
bi
可以是在最近的校准之后测得的体阻抗值i
p1
的百分比(例如，10％)。这样的阈值确定不旨在是限制性的；重新校准可能有益的其它指示也在本发明的范围内。
[0101]
与当前的导航系统相比，本发明的方法具有许多明显的优点。与使用磁阻抗和电阻抗的和ensite
tm navx
tm
系统相比，除了荧光镜图像固有的2d准确度的明显优势外，单轴阻抗系统14还具有许多优点有助于本发明的方法。其中一些优点如下：(1)单轴阻抗系统14比多轴阻抗系统更容易补偿测量异常。(2)与多轴阻抗系统的横向电流路径相比，面向ap的单轴电流路径34(与电场34相同的附图标记)受肺的影响更小。(3)面向ap的单轴电流路径34是最短路径，并且跨躯干22的三轴阻抗最低；对于以总阻抗的百分比表示的误差，较小数目的百分比将导致较小的误差。(4)由于漂移引起的体阻抗随时间的变化与总阻抗成比例，从而对于最短轴的越低的总阻抗，绝对漂移越小。(5)在三轴阻抗系统中，有问题的轴是脖子到腿的轴，这是因为阻抗的量值以及贴片在可以移动的人体各部分上的移动倾向改变电流路径。单轴阻抗系统14避开这个轴。(6)单轴阻抗系统14需要较少的体表贴片和较短的设置时间，因此具有更少的设置误差和贴片变松的机会。
[0102]
当在心脏测绘规程中与由apnllc开发的navik系统(在sra等人的参考文献中进行描述)进行比较时，在为给定量的患者辐射暴露产生图点时，估计本发明的混合氟/阻抗方法的效率是navik系统的五倍。低辐射暴露、准确度和随之而来的生成测绘点的快速速度的这种组合在医学导航技术中提供了重要的进步。为了生成一定数量
的图点的临床目的，用于确定患者心室中导管尖端的3d位置和朝向的本发明的混合荧光/单轴阻抗导航方法将要求navik系统所需辐射的五分之一。
[0103]
在混合荧光/单轴阻抗系统的操作期间，荧光镜图像的固有准确度被用于使用腔室顶部和底部的点来校准阻抗，而不是使用常规3d阻抗系统的体表电极。以这种方式，本发明的方法避免了由在体表贴片和心室之间的不均匀的组织引入的误差。使用本发明的校准方法提供了更好的性能，因为阻抗值固定在腔室的边界处或附近，并且由于从电场的角度来看组织介质(血液)相对均匀，因此具有改进的腔室内线性度。
[0104]
最后，并且也许是最重要的，可以生成心脏图的总速度提供了巨大的改善。在非常快速地获取单轴阻抗数据的情况下，因为可以从单个帧可靠地确定导管尖端的x,y坐标，所以在心脏舒张期间有可能在大部分帧上基本生成图点。因此，使用本发明的方法可以实现非常快速的心脏测绘。
[0105]
虽然已经结合具体实施例描述了本发明的原理，但是应当清楚地理解，这些描述仅仅是通过示例的方式进行的，并且不旨在限制本发明的范围。