CN101756701B - 电流定位追踪器 - Google Patents

Abstract

本发明涉及电流定位追踪器。本发明涉及一种方法，包括安放与患者的身体电接触的体电极，和在体内多个区安放具有映射电极的映射工具。方法进一步包括使用部位测量系统在每个区的不同位置追踪映射工具，以及为每个区生成位于区内不同位置处的映射电极和体电极之间的相应校准电流集。为每个区得出相应校准电流集和不同位置之间的相应关系，并且该关系被用于响应于不同的相应关系和调查工具电流确定调查工具的部位。

Description

电流定位追踪器

相关申请的交叉引用

本申请要求2008年9月30日提交的美国临时专利申请61/101,308的优先权，其通过引用结合于此。

技术领域

本发明一般地涉及对置于活体内物体位置的感测，具体地涉及对活体中探针的位置感测过程中经历的伪像的检测和补偿。

背景技术

许多医疗程序都涉及在体内放置物体，如传感器、管子、导管、分配装置及植入物。实时成像方法通常用来辅助医生在这些程序中使物体及其周围可视。但在大多数情况下，实时三维成像是不可能或不需要的。相反，通常用到的是获取内部物体实时空间坐标的系统。

Govari等人的美国专利申请2007/0016007公开了一种基于磁性和基于阻抗的混合型位置感测系统，所述申请的公开内容通过引用结合于此。该系统包括适于引入对象体腔内的探针。

Gilboa的美国专利6,574,498公开了一种确定不透明体空腔内工件位置的系统，所述申请的公开内容通过引用结合于此。该系统声称利用与初级场交互作用的换能器和几个与次级场交互作用的换能器。

Pfeiffer等人的美国专利5,899,860公开了一种确定患者体内导管位置的系统，所述申请的公开内容通过引用结合于此。校正函数是通过由接收到的位置信号得出的校准位置和已知的真实校准位置之间的差值确定出来的，其中由接收到的位置信号得出的导管位置依照校正函数在后继的测量阶段中得到校正。

发明内容

依照本发明的一个实施方式，提供了一种方法，包括：

安放体电极(body-electrode)，使其与患者的身体电接触；

在患者体内多个区中安放具有映射电极的映射工具(mapping-tool)；

用部位测量系统追踪在每个区的不同位置的映射工具；

对于每个区，生成位于区内不同位置的映射电极和体电极之间的相应校准电流集；

对于每个区，得出相应校准电流集和不同位置之间的相应关系，以便使得区的不同区具有不同的相应关系；

在患者体内的部位安放具有调查电极的调查工具(investigation-tool)，并在该部位的调查电极和体电极之间生成调查工具电流；以及

响应于不同的相应关系和调查工具电流确定该部位。

通常，体电极包括具有参考电磁(EM)传感器的参考体电极，该参考体电极限定EM坐标系和体坐标系，该方法包括将参考体电极的校准电流与来自参考EM传感器的参考信号比较从而将EM坐标系和体坐标系关联。

方法可包括确定体电极之间的相对阻抗，以补偿体电极和身体之间有效面积的改变。

方法可包括响应于身体的呼吸及体内器官移动中的至少一个，对校准电流滤波，从而生成经滤波的校准电流，其中得出相应关系包括响应于经滤波的校准电流形成关系。

在一个实施方式中，得出相应关系包括使包括不同位置的体积(volume)与所述关系相关联，并且确定部位包括验证所述部位位于所述体积内。通常，相应关系包括初级矩阵，而所述方法包括将所述体积分成子体积，并使相应次级矩阵与所述子体积相关联，每个相应次级矩阵与具有校准电流子集的不同位置的相应子集关联，并且其中确定部位包括响应于给定的校准电流集选取次级矩阵之一。通常地，所述部位包括由初级矩阵和至少一个次级矩阵确定出的调查工具的部位的加权平均值。

得出相应关系可包括在得出相应关系之前验证不同位置的数量超过不同位置的预设数量。

在备选实施方式中，生成相应校准电流集包括确定校准电流集是否与后继的校准电流集相对应，这是通过对与所述集和所述后继集关联的不同位置进行比较来确定的。该方法还包括当比较无效时将所述后继集用于形成关系，而如果比较有效时，则放弃后继集。

在一些实施方式中，调查工具不通过部位测量系统被追踪。

在公开的实施方式中，方法还可包括：

与调查工具同时的在患者体内另外的部位安放具有另外的调查电极的另外的调查工具；

生成体电极和另外的调查电极之间的另外的调查工具电流；以及

响应于不同的相应关系和另外的调查工具电流确定另外的部位。

部位测量系统可包括电磁(EM)追踪系统，荧光透视追踪系统，磁共振成像(MRI)追踪系统，和超声追踪系统中的至少一个。

通常，安放体电极可包括在患者身体上安放至少一个体电极。备选地，安放体电极可包括在患者身体内安放至少一个体电极。

通常，相应关系包括使相应校准电流集与不同位置关联的矩阵。

在公开的另外实施方式中，方法包括：

安放另外的映射工具，其使与身体的移动器官接触；以及

使用部位测量系统追踪另外的映射工具以生成另外的映射工具位置；

其中确定部位包括响应于另外的映射工具位置确定该部位。

依照本发明的另一个实施方式，提供了一种用于位置追踪的设备，包括：

调查工具，其具有导电电极，该导电电极被耦合以响应于施加于所述导电电极的驱动电压在患者体内生成电流；

烧蚀体体电极(ablator body electrode)，其与身体电接触式安放并配置成将烧蚀电流传送到身体；

体表面电极，其与身体电接触式安放，接收来自导电电极的相应体表面电流；以及

处理器，其响应于相应体表面电流确定调查工具的部位，同时对烧蚀体体电极对相应体表面电流的转移(diversion)进行补偿。

通常，对转移的补偿包括在传送烧蚀电流之前记录相应体表面电流，并利用记录的相应体表面电流确定部位。

备选地，对转移的补偿包括对烧蚀体体电极施加烧蚀体体电极驱动电压，并确定响应所述烧蚀体体电极驱动电压而形成的体表面电极中的校准电流。设备可包括烧蚀体，其配置成能够生成烧蚀电流，其中，对烧蚀体体电极施加烧蚀体体电极驱动电压包括经由烧蚀体施加所述烧蚀体体电极驱动电压。

设备还可包括烧蚀体导管，其中施加烧蚀体体电极驱动电压包括在将烧蚀体导管从烧蚀体上去耦合的时候，施加所述的烧蚀体体电极驱动电压。备选地，施加烧蚀体体电极驱动电压包括在将烧蚀体导管耦合到烧蚀体上的时候，施加所述的烧蚀体体电极驱动电压。

依照本发明的实施方式，另外提供了一种估算阻抗的方法，包括：

安放体电极，使其与患者的身体电接触；

在身体内的多个区安放具有导电电极的调查工具；

对于每个区，生成体电极之间的相应电极间电流；

对于每个区，生成导电电极和体电极之间的相应调查工具电流；以及

对于每个区，响应于相应电极间电流和相应调查工具电流确定每个体电极和身体之间的相应阻抗。

通常，生成相应电极间电流包括将电极间电流设置成具有不同相应频率的相应交流电流。

依照本发明的实施方式，另外提供了一种设备，包括：

体电极，其与患者身体电接触的安放；

映射工具，其具有映射电极，配置成安放在患者身体内的多个区中；

部位测量系统，配置成追踪每个区中不同位置处的映射工具；

调查工具，其具有调查电极，配置成安放在患者身体上的部位上，并在该部位上的调查电极和体电极之间生成调查工具电流；以及

处理器，对于每个区其生成区内不同位置处的映射电极和体电极之间的相应校准电流集，并对于每个区得出在相应校准电流集和不同位置之间的相应关系，从而使得这些区的不同区具有不同的相应关系，并且其中所述处理器配置成响应于不同的相应关系和调查工具电流确定该部位。

依照本发明的实施方式，另外提供了一种用于位置追踪的方法，包括：

耦合具有导电电极的调查工具，以响应于施加于所述导电电极的驱动电压在患者体内生成电流；

安放烧蚀体体电极，其与身体电接触从而将烧蚀电流传送到身体；

安放体表面电极，其与身体电接触从而接收来自导电电极的相应体表面电流；以及

响应于相应体表面电流确定调查工具的部位，同时补偿烧蚀体体电极对相应体表面电流的转移。

依照本发明的实施方式，另外提供了一种估算阻抗的设备，包括：

体电极，其与患者的身体电接触式安放；

调查工具，其具有导电电极，配置成安放在身体内的多个区中；

处理器，其在每个区中被配置成：

生成体电极之间的相应电极间电流；

生成导电电极和体电极之间的相应调查工具电流；以及

响应于相应电极间电流和相应调查工具电流确定每个体电极和身体之间的相应阻抗。

本发明公开的内容将通过接下来对其实施方式结合附图一起进行的详细介绍而获得更加全面地理解，其中：

附图说明

图1A是使用混合式导管的位置感测系统的示意性绘图，而图1B表示了依照本发明的实施方式所述混合式导管远端的详细示图；

图2A是示意性例示操作位置感测系统过程的流程图，而图2B是依照本发明的实施方式的所述系统的简化框图；

图3是例示依照本发明的实施方式的位置感测系统中用到的参考贴片(reference patch)矢量关系的示意图；

图4是例示依照本发明的实施方式连接到患者身体上的烧蚀体的等效电路图；

图5是依照本发明的实施方式的有源电流部位(active current location)(ACL)贴片电路(patch circuit)的示意图；

图6是依照本发明的实施方式的冠状窦参考导管的部位的不同分量图；

图7是依照本发明的实施方式的滤波器频率响应图；

图8是例示依照本发明的实施方式的ACL追踪器模块部件的简化框图；

图9是示出依照本发明的实施方式用于限定调查区被分成的子体积的参数的图；

图10示出依照本发明的实施方式的位置感测系统中的处理器为了生成电流-位置映射(CPM)的矩阵所采用的步骤的流程图；

图11示出依照本发明的实施方式，处理器为了利用图10的流程图中所生成的CPM矩阵来生成导管位置而采用的步骤的流程图。

具体实施方式

概述

在本发明的实施方式中，有两类追踪子系统被用来测量物体的部位和取向，在此假设所述物体为位于患者体内的导管头来进行说明。

在此称为高级电流定位(advanced current localization)(ACL)追踪器子系统的子系统之一生成了来自导管头上电极的电流，并在放置于体表面上的大量贴片处，和/或安放在体内的导电元件处测量电流分布。电极的部位是通过电流分布计算得出的。

第二子系统可以是任何追踪系统，其以不同于ACL子系统的原理进行操作。通常当后者单独操作时第二子系统所提供的结果比ACL子系统所提供的更精确。可用到的第二子系统包括(但不限于)成像系统，如电磁(EM)系统、荧光透视检查系统、磁共振成像(MRI)系统以及超声系统。第二子系统还可包含以不同于ACL子系统的原理进行操作的追踪系统的组合。在两种子系统的结果之间形成了关系，并且所述关系被施加到ACL子系统的测量电流上从而增强其追踪准确度。例如，在说明书中关系假定为是基于矩阵的。

在以下公开的实施方式中，第二子系统包含EM追踪器子系统。EM追踪器用到了由在体外的定位垫(location pad)(LP)中的三个三线圈源生成的磁场，并且场测量由位于导管头中的EM传感器完成，用于计算导管头的部位。通常，EM追踪器通常以分别约1mm和1度的准确度提供导管头部位和取向。

在公开的实施方式的校准阶段，具有EM传感器和电极的映射工具在患者体内移动到多个位置。映射工具在此也是指混合式导管。对多个位置的EM测量和电流测量进行记录。EM测量被用来训练ACL追踪器根据电流测量确定部位，其准确度比单独用ACL追踪器确定的更高。ACL追踪器在训练以后可用在追踪阶段中追踪不具有EM传感器的调查工具(比如导管)的部位。

通常，许多这样的调查工具(在此也被称为非混合式导管)可通过对不同的非混合式导管施加具有不同相应频率的交流驱动电压同时被追踪。

在LP坐标中提供了EM追踪器部位测量，同时提供了与体坐标相关联的ACL坐标。为了使两个安放系统关联，要用到两个关联技术(correlationtechnique)：

(1)EM追踪器部位变换成体坐标系内的对应部位，这是由患者背部上三个贴片限定的。

(2)可使用内部参考导管来检测动态移动，移动通常主要是与呼吸有关。

在本发明的备选实施方式中，烧蚀体(ablator)被用在患者上。烧蚀体使用与人体电接触放置的烧蚀体体电极，其将烧蚀电流从烧蚀体传送到人体上。烧蚀体体电极使电流从体表面电极转移(divert)，如果不对电流转移进行补偿的话，所述转移将会引起处理器确定的位置出现误差。在校准过程中，处理器对电流转移进行补偿，通常是通过对烧蚀体体电极施加驱动电压，进而在体表面电极中生成校准电流。处理器用校准电流和通过烧蚀体转移的电流的测量，以校正否则会发生的所计算导管位置的误差。

EM-ACL追踪的一些方面在美国专利申请2007/0016007中有所介绍，该申请转让为本申请的受让人，并且其公开内容通过引用结合于此。本发明的实施方式改进了EM-ACL追踪系统的准确度。

系统的介绍

图1A是是使用混合式导管20的位置感测系统36的示意性绘图，而图1B是依照本发明的实施方式示出了所述混合式导管远端的详细示图。混合式导管在此还可指映射导管。职业医师56被假定操作系统36。

除非在下面的说明书中另有陈述，作为示例，映射导管20可被假定用于对象40的心脏38心室内的侵入性程序中。备选地，位置感测系统36可与类似导管20的探针一起用于其它体腔中。对象40位于磁场中，所述磁场例如是通过安放在对象下面含有磁场发射器线圈42的定位垫43生成的。线圈42所生成的磁场在位于导管20远端处的电磁(EM)传感器22的线圈24，26，28中生成电信号。电信号被传输到控制单元44中，其对信号进行分析从而确定出导管20的位置坐标和取向。备选地，磁场传感器22中的线圈可被驱动以生成磁场，其可由线圈42检测到。

控制单元44包括处理器46，典型的是带有适合的信号处理电路的计算机。处理器使用存储器47，其通常包含易失性和非易失性数据存储装置，其中存储着用于操作系统36的数据。处理器被耦合以驱动控制台52，其可提供导管20部位的视觉显示54。

控制单元44包含交流电流驱动器56I，其处理器46用于为位于映射导管20远端处的映射导管导电电极30，32，和34供电。处理器46将供给导管20的每个电极电流的交流频率设置成不同的。导管电极用导线连接，通过导管的插入管连接到控制单元44的电流电压测量电路。

控制单元用导线连接到体表面电极，在此也被称为体电极，其可以是本领域已知的任何类型的体电极，比如纽扣电极，针电极，皮下探针，或贴片电极。通常，体电极与对象40的身体表面电接触，并接收来自该身体表面的体表面电流。在下面的说明书中提及贴片电极或贴片的地方，应理解为本发明的实施方式可以使用上述的任何其他类型电极。

在一些实施方式中，一个或多个体电极可与对象40的身体电接触安放，并安放于对象40的体内。通常，例如通过被配置为具有与导管20中的线圈24，26和28相似的追踪线圈的这些体电极，控制单元44追踪那些位于体内的体电极的位置。除非另行说明，为了简明起见，下面的说明书都假定体电极位于对象40的身体上。本领域技术人员能够对说明书内容作出必要的变更，以覆盖位于对象40体内的体电极。

例如，在此的体表面电极可假定为包括粘性皮肤贴片60，62，64，66，68和70，在此通常被称为有源电流部位(ACL)贴片60P或用ACL贴片指数“i”来表示，其中i是1到6之间的整数。ACL贴片60P可放置在探针附近对象40的体表上任何方便的部位上。ACL贴片60P通常具有相应关联追踪线圈，与导管20中的线圈24，26和28相似。在本发明的备选实施方式中，体表面电极的数目可以发生变化。体表面电极接收来自映射导管电极的相异的映射电流，并且所述相异电流被分析以确定出导管20的部位或位置。导管20进而包含两个测量其部位的部件，一个部件在系统36的EM子系统中操作，另一个部件在系统36的ACL子系统中操作。导管20也可称作混合式导管。

控制单元44还包含电压发生器56V，其通过它们的连接导线连接到ACL贴片“i”上，并且处理器46用其测量ACL贴片的阻抗。

来自驱动器56I和发生器56V的电流通过以不同频率操作电流和电压的处理器46而区分开来。因此，针对向ACL贴片提供电压的发生器具有六种独特频率，并且针对向导管提供电流的驱动器具有多种其他独特频率。

系统36中可能存在一个或多个一般与导管20类似的其他混合式导管，其可像导管20被追踪一样被系统追踪。为了清楚起见，图1A中未示出其他导管。此外，系统36中还可存在其他非混合式导管，该非混合式导管包含一个或多个与电极30，32，和34类似的电极，但不包含传感器如传感器22。非混合式导管在此还可称为调查导管，调查导管的电极也可称为调查导管导电电极。系统36能追踪这些调查导管。例如，图1A中示出了一个这样的非混合式导管21。

在一个实施方式中，电流驱动器56I大约具有90个频率，因此系统36中就可以同时追踪高达90个导管电极。

系统36中，导管23被假定用来切除体40内的区，所述导管可以是混合式或非混合式导管。导管23在此也被称为烧蚀体导管。为了使烧蚀体导管23使用的烧蚀(ablation)电流能完成返回，烧蚀体体电极90(在此还称作烧蚀贴片90)被电贴附于人体40上。贴片90和烧蚀体导管23用导线贴附于控制台40的射频(RF)烧蚀体模块48上。控制台还包括开关25，其允许职业医师56操作模块48。

皮肤贴片(例如，在此假定包含三个粘性皮肤贴片80，82和84)通常被放置在对象40的背部用作位置参考。贴片80，82和84在此通常被称为参考贴片80R。每个参考贴片80R具有EM传感器，其一般与传感器22类似，并向处理器46提供其相应贴片的位置。参考贴片80R通过导线连接到控制单元44上。

系统36还可包括参考位置传感器，比如内置导管，其被插入身体40的移动器官(在此假定为心脏38)中，并相对于移动器官保持在基本固定的位置。在此，参考传感器被假定包含冠状窦参考导管(CSRC)27，并在此也被称为参考导管27。导管27典型的是混合式导管。通过将导管20的位置与参考导管27比较，导管20的坐标就相对于心脏被准确地确定，而不受心脏运动的影响。

通常，系统36包括其他元件，为了简明需要它们并未在附图中示出，并且在接下来的说明书中它们被认为是必要的。例如，系统36可包括ECG监视器，其被耦合以接收来自一个或多个体表面电极的信号，从而为控制单元44提供ECG同步信号。

图1A的配置是配置示例，其仅是为了概念清楚而选取的。在备选实施方式中，任何其他适合的配置也都可以使用。通常，处理器46包含通用处理器，其以软件编程以能够执行在此所介绍的功能。软件可通过网络以电子形式下载到处理器上，例如，或者也可以，可选地或另外地，被提供和/或存储于有形介质(如磁性、光学、或电学存储器)上。

图2A是示意性例示操作系统36的过程的流程图100，而图2B是依照本发明的实施方式的所述系统的简化框图。为了操作系统36，职业医师56或其他系统操作者首先在校准阶段101操作系统，之后在追踪阶段103操作系统。在两个阶段的每个步骤中执行的动作在下面都有详细介绍。如下所述，一些动作可在任一阶段执行。

在参考系(reference frame)关联步骤102中，对在EM参考系和有源电流部位(ACL)参考系下测量的坐标进行关联。EM追踪器子系统115在EM参考系下生成测量结果；ACL追踪器子系统117在ACL系下生成测量结果，在此所述ACL参考系还被称作体坐标系。EM追踪器子系统用线圈24，26，和28生成的电磁场测量部位。ACL追踪器子系统用通过ACL贴片60P的电流测量部位。

除非另有说明，流程图接下来的步骤都是在中间处理模块119中执行的，中间处理模块119包含体坐标系模块119A，烧蚀体贴片补偿模块119B，贴片电流校准模块119C，电流投影模块119D，暂时分解(temporal decomposition)模块119E，和贴片有效面积补偿模块119F。

在烧蚀体贴片补偿步骤104中，处理器46执行测量以确定如何补偿通过ACL贴片的测量电流，补偿是因为电流通过烧蚀体贴片发生的转移。处理器46通过在烧蚀体贴片和/或ACL贴片生成电流进行测量。

在ACL贴片校准步骤106中，处理器46用与步骤104中所用的电流相似的电流确定各个ACL贴片阻抗的差异。阻抗差异影响由处理器测量的ACL贴片中的电流。

在贴片补偿步骤108中，处理器46补偿ACL贴片有效面积的改变。所述改变通常是由一些因素引起的，如贴片导电性的改变，这通常是由出汗及贴片从患者皮肤上部分脱落引起的。处理器46用与步骤104和106中生成的电流相似的电流确定补偿系数。

在电流投影步骤110中，处理器测量ACL贴片中的电流，其是由注入到正被追踪的导管中的电流生成的，并且还将在步骤104，106和108中确定的调节施加到该电流中。

在暂时调节步骤112中，处理器补偿电流中的改变，该改变是由三个暂时因素引起的：漂移(drift)、呼吸和心跳。补偿是通过将不同的滤波器施加到步骤110所测量的电流中实现的。

最终ACL步骤114包含初始训练阶段，其中处理器存储来自上述步骤的电流数据和部位数据并生成关于电流和部位数据的矩阵。ACL步骤114在ACL追踪器模块121中执行。一旦获得足够的数据，处理器46就会将生成的矩阵施加到来自步骤112的电流数据中，以计算出导管20上电极的部位。处理器为心脏的不同“簇(cluster)”或区，生成相应矩阵以改进电流部位的准确度。

下面的说明书将详细解释流程图100中的每个步骤。

体坐标系

图3是依照本发明的实施方式例示参考贴片80R矢量关系的示意图。贴片的初始位置被表示成贴片80，82和84。移动后的位置被表示成贴片80’，82’和84’。

在体坐标系统模块119A中，处理器46将所述关系用于执行流程图100的参考系关联步骤102。如上所述，系统36包含两个追踪子系统：使用传感器如传感器22的EM追踪器子系统115，和使用通过贴片60P的电流的ACL追踪器子系统117。每个子系统在相应参考系下操作。EM追踪器子系统在EM参考系下操作，其一般相对垫43保持固定。ACL追踪器子系统在ACL参考系、体坐标系(BCS)下操作，体坐标系(BCS)一般被假定相对贴片80R保持固定。贴片80R使得在一个子系统中进行的测量能够转换到另一个子系统中。在校准阶段期间，参考贴片80R贴附于对象40的背部，从而对象相对于垫43的任何运动都以信号改变的形式反映在参考贴片的EM传感器中。

在校准阶段，处理器46分析来自参考贴片80R上的EM传感器的信号，从而为BCS确定出初始参考系。追踪阶段期间，处理器周期性地分析来自EM传感器的信号，从而确定出BCS参考系中部位和取向的改变。处理器能够检测到系统参数是否已经改变得超过预期量，并且在这种情况下可返回到校准阶段。

在校准阶段中，在时间patchInitTime(通常约为1秒)内，处理器以LP坐标(即相对于定位垫(LP)43测量的坐标)积累(accumulate)贴片80R的部位。

处理器随后计算出针对每个贴片的平均部位和标准偏差：

$\widetilde{\stackrel{\→}{P}}1=\frac{1}{N}\underset{i}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}\stackrel{\→}{P}{1}_i$

${\stackrel{\→}{P}1}_{\mathrm{STD}}=\sqrt{\underset{i}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}\frac{1}{N}{({\stackrel{\→}{P}1}_i-\widetilde{\stackrel{\→}{P}1})}^2},---\left(1\right)$

其中i是样本指数(sample index)，

N是在时间patchInitTime内的样本数量

是样本值，

是每个贴片1的

的均值，以及

是的标准偏差。

如果每个

的值小于预设数值(通常为约1mm)，那么接受校准，在这种情况下所有均值的均值

被设为BCS的原点：

$\widetilde{\stackrel{\→}{P}}=\frac{1}{3}\underset{i}{\overset{3}{\mathrm{\Σ}}}\widetilde{\stackrel{\→}{P}}1---\left(2\right)$

每个贴片到原点的半径矢量也被计算出来留待进一步的使用：

$\stackrel{\→}{P}1\mathrm{init}=\widetilde{\stackrel{\→}{P}}1-\widetilde{\stackrel{\→}{P}}---\left(3\right)$

方程式(2)所定义的平均矢量和方程式(3)定义的三个矢量都在图3中例示了。除了原点之外，如方程式(2)所定义的，方程式(3)的三个矢量在平面内定义出三角形，在图中用贴片80，82和84之间的虚线表示，初始BCS的x，y和z轴用三角形定义。

在系统36的追踪阶段过程中，贴片80R可以移动，如贴片80’，82’和84’所例示的，并且处理器46周期性地(通常以一秒量级的时期)测量贴片的新位置。本发明的实施方式假定在校准阶段定义的轴像近似刚性体一样移动，并且处理器46确定在追踪阶段过程中轴从新的贴片80R位置的平移和旋转。确定之前，新贴片位置先要进行滤波以降低噪声，滤波通常包括以下类型的低通滤波器：

y_i＝ay_i-1+(1-a)x_i，    (4)

其中y_i，y_i-1是当前位置和先前位置的估值，

x_i是当前位置的测量值，而

a是0和1之间的系数。

通常，方程式(4)中的“a”被选择以便在确定当前位置估值

期间存在约为0.5s的有效时间常数。因此，由于身体运动通常是缓慢的，这样的时间常数不显著地影响系统36的性能。

经滤波的位置

用于确定坐标

的新原点矢量，基本如前方程式(3)所述。

通过本领域技术人员显而易见的方法，处理器46根据经滤波的位置

还可确定出旋转矩阵T，将轴的新取向与原始轴取向相关联，。处理器随后利用方程式(5)(下面)将每个导管头的部位测量量变换回原始BCS轴上。

其中T^T是T的转置，

是矢量，代表测量的导管头部位，以及

是导管头相对于原始BCS轴的矢量。

矢量

在ACL步骤114中计算，如下所述。

烧蚀体贴片补偿

如上参见图1A所述，控制单元44包含烧蚀体48，其通过烧蚀贴片90和烧蚀体导管23连接到对象40的身体上。烧蚀贴片和烧蚀体导管提供了到导管20和/或27的ACL电极和到ACL贴片60P的电流通路。在流程图100的步骤104中(图2)，使用烧蚀体贴片补偿模块119B，处理器46补偿转移到这些通路的转移电流，如下所述。

图4是依照本发明的实施方式例示连接到患者身体40上的烧蚀体48的等效电路图。电流驱动器56I包含驱动器56IA，其以频率f_A向烧蚀体导管头23注入电流。驱动器56I还包含驱动器56IB，系统36在追踪阶段通过该驱动器可以频率f_B将电流注入ACL电极中的一个，在此假定为电极30。通常，针对每个ACL电极都存在具有相应单独频率的单独电流驱动器，但为了简明，仅在附图中示出了一个这样的驱动器和电极。电流驱动器56IA和56IB都可由处理器46独立控制。如下详述，通过分析由驱动器56IB生成的电流引起的ACL贴片60P中的不同电流来追踪ACL电极。

烧蚀体48包含射频(RF)发生器120，职业医师56通过开关25来操作它以执行所需的烧蚀术。烧蚀体48被连接到烧蚀体贴片90上，并还经由带通滤波器122连接到烧蚀体导管23头的电极上。滤波器122作为对于来自发生器120的RF能量的低阻抗，且尽管其使得其他频率发生衰减，对于这些频率而言存在电流通路，该通路即使在开关25断开时也存在。从图4中显而易见，可能存在除ACL电极和ACL贴片60P之间的通路之外的电流通路。系统36为这些通路提供补偿，如下所述。

在校准阶段中，处理器46断开到烧蚀体导管头的开关124，从而不存在通过烧蚀体导管头23的电流通路。在这种情况下，所有来自驱动器56IA的电流经由烧蚀贴片90通过烧蚀体48流到ACL贴片60P。

处理器46以单频f_M(通常接近105kHz)操作电流驱动器56IA。在频率fM处，处理器测量由驱动器56IA传递的总电流和通过每个ACL贴片60P的电流，

中的i是贴片指数。对所有指数i，处理器46计算出用于频率f_M的一组比率：

$\left\{{\mathrm{\α}}_{i,f_M}\right\}=\frac{I_{{i,f}_M}}{{\tilde{I}}_{f_M}}---\left(6\right)$

贴片频率相关性(frequency dependency)在制造过程中从校准中已知。处理器46利用校准确定出包括f_M的范围内针对每个操作频率f_A的比率

组。通常，如果f_M为105kHz，f_A的范围是从大约100kHz到大约110kHz。

在追踪阶段过程中，除了烧蚀体120通过闭合开关25操作的时候，处理器46能够在每个不同的一般频率f下测量通过烧蚀体贴片90的漏电流I_ablator，f，处理器46使用其在系统36中对导管进行操作。不同的测量通常通过对通过贴片的测量电流执行快速傅里叶变换(FFT)进行。在操作烧蚀体120的过程中无法测量漏电流的实施方式中，处理器46可使用烧蚀术开始之前最近测量到的漏电流作为烧蚀术过程中漏电流的估值。

备选地，通过使用适当的滤波器，和/或其他本领域显而易见的硬件，处理器46甚至可以在操作烧蚀体120的时候对漏电流I_ablator，f进行测量。

还是在追踪阶段中，处理器46测量通过每个ACL贴片“i”的电流I_i，f。处理器在每个频率f处计算出估计电流以依照方程式(7)补偿通过贴片90发生的泄漏：

${\hat{I}}_{i,f}=I_{i,f}-{\widehat{\mathrm{\α}}}_i\left(f\right)\·I_{\mathrm{ablator},f}---\left(7\right)$

估计电流

用于贴片校准步骤106中，如下所述。

贴片电流校准

理想情况下，被测量的每个ACL贴片到地的阻抗为零，但这在实际中并非如此。如果阻抗不等于零，通过贴片的测量电流会在导管如导管20的预测部位导致误差，因此为了减少上述误差，处理器46使用贴片电流校准模块119C在贴片校准步骤106(图2A和2B)中对ACL贴片进行校准。所述校准对不为零的阻抗进行补偿，还对贴片间的阻抗的差异进行补偿。校准使得处理器46能够估计出贴片阻抗为零时会流通于贴片中的电流。

现在参加图5，其为依照本发明的实施方式的ACL贴片电路的示意图。

所有ACL贴片一般具有相似的电路。每个ACL贴片i包含除颤保护电路152和烧蚀保护电路154。两个电路在贴片与地之间串联连接。在图5中，以及对于下面的分析，针对每个贴片i而言：

j是频率指数，表示由贴片传送的频率f_j。

z_ij是除颤保护电路152的已知阻抗。通常，已知阻抗由贴片盒的制造商提供，或由对电路152的分析确定。

q_ij是烧蚀保护电路154的阻抗。如下所述，烧蚀保护电路的阻抗是在贴片阻抗校准过程中估计得出的。

E_i是来自电压源56V的电压，其以频率f_i驱动贴片i。

I_ij是在频率f_i下通过贴片i测量的电流。

V_ij是在频率f_j下贴片i上的测量的电压。

X_ij是在频率f_j下贴片i上的实际电压。

在对系统36的贴片阻抗校准程序中，处理器46使用相应电压源56V在对应频率f_i下向每个贴片i注入电流。注入的电流还被用于贴片有效面积补偿程序中，如下所述。

处理器应用上面引用的两个程序，也就是如上所述的校准阶段中的贴片阻抗校准程序，和贴片有效面积补偿程序。处理器还可使用追踪阶段中的两个程序。例如，如果处理器发现贴片阻抗q_ij不可估计，贴片阻抗校准程序就会在追踪阶段中执行。

电流在不同频率j下被注入，控制台52包含ADC(模数转换电路)，其处理器46进行多路传输以顺序测量V_ij的值并同时测量I_ij的值。

在贴片阻抗校准程序中，通常通过查找每个频率j下的

比，并在所测量的频率上找出最佳拟合(通常是最佳二次拟合)，处理器根据V_ij和I_ij的值估计q_ij的值。进而：

在追踪阶段中，处理器46测量了不同操作频率f下的I_ij及

的值。在接下来的分析中，方程式(9)的表达式是假定的。

以及    (9)

E_ij≡δ_ijE_j

其中

是频率f_j下所有贴片上测量的电压的总和，以及

δ_ij是克罗内克尔δ(Kronecker delta)。

对于以频率j驱动的特定贴片i来说，将欧姆定律应用于烧蚀保护电路154会得到：

V_ij＝E_ij+q_ijI_ij，因此

重新排列得到：

对于特定贴片i来说，将欧姆定律和方程式(10)应用于图5的完整电路将得到：

$X_{\mathrm{ij}}=E_{\mathrm{ij}}+(q_{\mathrm{ij}}+z_{\mathrm{ij}})I_{\mathrm{ij}}={\mathrm{\δ}}_{\mathrm{ij}}{E}_j+(q_{\mathrm{ij}}+z_{\mathrm{ij}})I_{\mathrm{ij}}=$

其中X_ij是在频率j下贴片i上的总电压。

方程式(11)的值将用于确定体电导矩阵σ，其中σ由矩阵方程式所定义：

-I＝σ□X，或σ＝-I□X^-1    (12)

其中I是贴片电流矩阵，而X是贴片电压矩阵。贴片电流还可被写做矢量s。方程式(12)中的负号是假定如下约定：正电流流进身体40，并且正电流流出人体时也会被测量。备选地，使用阻抗矩阵Im，与方程式(12)相似的方程式可写为使矩阵I和X相关联。

本领域技术人员会理解到系统电导矩阵σ’(其为体电导矩阵σ和贴片电阻矩阵R_k组合)将由下式给出：

σ′＝(Id+σ·R_k)^-1·σ    (13a)

其中Id是单位矩阵(identity matrix)

σ是方程式(12)中定义的电导矩阵，以及

R_k是贴片电阻的对角矩阵，对于传送频率f_k的导管来说，(z_ik+q_ik)是第i个对角线元素。

如果施加电压V到系统中，系统中流动的电流由下式给出：

$\tilde{s}={\mathrm{\σ}}^{\′}\·V={(\mathrm{Id}+\mathrm{\σ}\·R_k)}^{-1}\·\mathrm{\σ}\·V---\left(13b\right)$

其中V是电压矢量，而

是频率f_k下的测量电流矢量。

方程式(13b)表明

受贴片电阻影响。不依赖于贴片电阻进而不依赖于频率f_k的校准电流可被定义为：

$s\≡\mathrm{\σ}\·V=(\mathrm{Id}+\mathrm{\σ}\·R_k)\·\tilde{s}---\left(13c\right)$

其中s是校准的电流矢量

处理器46将由矢量s给出的每个贴片中的估计电流值传递给贴片有效面积补偿过程，如下所述。

贴片有效面积补偿

这部分的说明书将解释贴片补偿步骤108(图2A)，其中，处理器46在贴片有效面积模块119F中执行贴片有效面积补偿过程，该过程对ACL贴片i的有效面积的改变进行补偿。在本部分中，贴片60P通过被称作贴片i和贴片j来进行区分。引起ACL贴片有效面积发生改变的一些原因是贴片从患者身体40上部分剥落，以及皮肤电导率的改变，这通常是由出汗引起的。贴片有效面积补偿模型假定

R_ij＝G·C_i·C_j·d_ij    (14)

其中R_ij是贴片i和贴片j之间的阻抗，

C_i，C_j是贴片i和贴片j的有效面积

d_ij是贴片i和贴片j之间的距离，以及

G是比例常数，其尤其是媒质电导率的函数

实现面积补偿程序过程中，处理器46由源贴片j生成电流I_j，并测量从其他贴片中接收到的每个电流I_ij。处理器46对每个ACL贴片执行所述过程，因此处理器对N个贴片执行了共N(N-1)次电流测量。

任何两个贴片i，j之间的估计阻抗m_ij由下式给出：

$m_{\mathrm{ij}}=\frac{V_j}{I_{\mathrm{ij}}}---\left(15\right)$

其中V_j是驱动贴片j的电压。

由方程式(15)，归一化的估计阻抗由下式给出：

执行面积补偿过程中，处理器46使用方程式(16)计算并存储

的值。

在贴片j处生成的电流I_j以与贴片j和其他贴片间的阻抗成反比的方式在其他贴片间分配。因此，从源贴片j到接收贴片i的电流I_ij由下式给出：

$I_{\mathrm{ij}}=I_j\frac{1/R_{\mathrm{ij}}}{\underset{k,k\≠j}{\mathrm{\Σ}}1/R_{\mathrm{kj}}}---\left(17\right)$

将方程式(14)代入方程式(17)中得到：

$I_{\mathrm{ij}}=\frac{I_j}{G{C}_i{C}_j{d}_{\mathrm{ij}}\underset{k,k\≠j}{\mathrm{\Σ}}1/\left(G{C}_k{C}_j{d}_{\mathrm{kj}}\right)}=\frac{I_j}{C_i{d}_{\mathrm{ij}}\underset{k,k\≠j}{\mathrm{\Σ}}1/\left(C_k{d}_{\mathrm{kj}}\right)}---\left(18\right)$

将I_ij的值代入方程式(16)并化简，得到：

其中n是从1到N的整数，且N为ACL贴片的数目。

方程式(19)可写为：

$\underset{n,n\≠j}{\mathrm{\Σ}}({\hat{m}}_{\mathrm{ij}}-{\mathrm{\δ}}_{\mathrm{ij}})C_n{d}_{\mathrm{nj}}=0---\left(20\right)$

如上所述，处理器46已确定出相对阻抗

的值。

在方程式(20)中，贴片间距离d_ij可通过使用其相应相关的追踪线圈进行测量(且当i＝j时，d_ij＝0)

方程式(20)是N(N-1)方程组，具有N个未知数，也就是值C₁，C₂，...，C_N。方程式(20)组可用于查找C_i的相对值。方程组是 $A\·\stackrel{\→}{C}=0$ 类型，其中A是N(N-1)×N的矩阵，其取决于和d_ij，而其中

是表示C_i的N个值的矢量。A的奇异值分解法(SVD)分析或N×N矩阵A^TA的本征矢量分析法提供

的解，这是本领域所公知的。

假定处理器46对矩阵A^TA进行本征矢量分析，处理器选出具有最小本征值的本征矢量。通常，对于矩阵A和A^T，

和d_ij值被类似于方程(4)的滤波器滤波，其中滤波器被调节成具有10秒量级的时间常数。最小本征矢量对应于6区域C_i的归一化值，在此称为Ea_i。通常，处理器46以可由操作者56设定的周期周期性地计算Ea_i的值。在一种实施方式中，周期是1秒量级的。

由方程(13c)得到的估计电流矢量s，给出了ACL贴片内电流I_i的6个相应值。为补偿贴片有效面积Ea_i，处理器46生成每个电流的归一化值：

其中(In6)是六维电流矢量。

归一化去除了导管电极的区中的有效电阻改变所引起的影响，如由电极与组织接触，电极周围材料不均匀性，和/或将电流注入导管电极的源的不稳定引起的改变。

电流投影

由方程(21)给出的6个电流仅具有五个自由度，这是由于它们的总和总是1。为了避免在对电流进一步的分析中出现奇异点，在电流投影步骤110中所述6个电流通过使用投影矩阵J被转换成电流投影模块119D中的五个独立量。投影矩阵J通过矩阵正交化得到，

$\left(\begin{array}{cccccc}1& 1& 1& 1& 1& 1\\ 0& 1& 0& 0& 0& 0\\ 0& 0& 1& 0& 0& 0\\ 0& 0& 0& 1& 0& 0\\ 0& 0& 0& 0& 1& 0\\ 0& 0& 0& 0& 0& 1\end{array}\right),$

仅取结果矩阵的后五行矢量。

正交化之后，正交化矩阵的后五行给出：

$J=\left(\begin{array}{cccccc}-\frac{1}{\sqrt{30}}& \sqrt{\frac{5}{6}}& -\frac{1}{\sqrt{30}}& -\frac{1}{\sqrt{30}}& -\frac{1}{\sqrt{30}}& -\frac{1}{\sqrt{30}}\\ -\frac{1}{2\sqrt{5}}& 0& \frac{2}{\sqrt{5}}& -\frac{1}{2\sqrt{5}}& -\frac{1}{2\sqrt{5}}& -\frac{1}{2\sqrt{5}}\\ -\frac{1}{2\sqrt{3}}& 0& 0& \frac{\sqrt{3}}{2}& -\frac{1}{2\sqrt{3}}& -\frac{1}{2\sqrt{3}}\\ -\frac{1}{\sqrt{6}}& 0& 0& 0& \sqrt{\frac{2}{3}}& -\frac{1}{\sqrt{6}}\\ -\frac{1}{\sqrt{2}}& 0& 0& 0& 0& \frac{1}{\sqrt{2}}\end{array}\right)---\left(22\right)$

根据方程(21)的电流因此依照公式(23)投影到五个电流当量(current-equivalent)：

(In5)＝J·(In6)      (23)

除了对方程(23)进行归一化之外，在电流投影步骤110中，处理器46还归一化了呼吸指示符。呼吸指示符是对由患者呼吸引起的ACL贴片之间的电阻改变的测量，且处理器使用所述指示符在步骤112中提取出与呼吸频率对应的频带。呼吸指示符在属性上与贴片有效面积(C_i)一般相似，并且用方程式(20)可得到指示符的表达式。根据方程式(20)，

$C_i=\frac{{\hat{m}}_{\mathrm{ij}}}{d_{\mathrm{ij}}}\underset{n}{\mathrm{\Σ}}{C}_n{d}_{\mathrm{nj}},(i\≠j)---\left(24\right)$

在j上对方程式(24)取平均，并大体上假定d_ij＝1(i≠j)；d_ij＝0(i＝j)，我们针对贴片i定义呼吸指示符RI_i为：

假定RI_i写成N维矢量

可写成N×N矩阵M，对角线处为0，而

可写成矩阵D，由方程式(26)给出：

$D=\left(\begin{array}{cccccc}0& 1& 1& 1& 1& 1\\ 1& 0& 1& 1& 1& 1\\ 1& 1& 0& 1& 1& 1\\ 1& 1& 1& 0& 1& 1\\ 1& 1& 1& 1& 0& 1\\ 1& 1& 1& 1& 1& 0\end{array}\right)---\left(26\right)$

这种情况下，处理器46从前一个估计值RI_i，l-1和新测量量依照两步过程迭代估计新矢量RI_i，t：

$\stackrel{\→}{{\mathrm{RI}}_{i,t}}=M^T\·D\·{\mathrm{RI}}_{i,t-1},$ 然后

${\mathrm{RI}}_{i,t}=\frac{\stackrel{\→}{{\mathrm{RI}}_{i,t}}}{\underset{i}{\mathrm{\Σ}}{\mathrm{RI}}_{i,t}}---\left(27\right)$

其中t是表示RI_i，t和RI_i，t-1顺序次序的参数。

矢量RI_i，t是六维的，但仅具有五个自由度(与方程(21)中的电流相同)。如下方程式(28)所示，通过乘以矩阵J，由方程(27)得到的RI_i的值以与方程(21)电流相同的方式被进一步转换，以给出五个贴片呼吸当量(respirationequivalent)。

(RI_i5)＝J·(RI_i6)       (28)

暂时分解

本发明的实施方式基本上可以在患者身体的任何区操作，并且所有这些区都体现出至少一些移动。心脏环境尤其是动态的，心脏的运动影响了ACL贴片的电流测量。影响到测量的显著机制是心跳和呼吸过程。也可能会影响到电流测量的较慢的过程是参考导管的漂移，通常是CSRC27的移动(图1A)。

现在参见图6和图7，其中图6是CSRC的部位的不同分量图，而图7是依照本发明的实施方式的滤波器的频率响应的图。图6中的图形表明了沿使对CSRC部位的呼吸影响最大化的方向上进行的暂时分解。图形针对动物案例，但所述分解与发生在人的案例中的情况通常相似。线230表示测量部位(减去其平均值)，其被分解为三个信号。第一信号线232主要表示心跳分量，第二信号线234表示呼吸效应，而第三信号线236表示部位漂移。

在暂时调节步骤112(图2)中，步骤110的ACL电流测量和具有这样的检测器的导管中的EM检测器的部位测量，被进行滤波从而确定出图6中所示的漂移，心跳和呼吸分量。在暂时分解模块119E中，处理器46根据电流和部位测量量对这些分量进行滤波，并传递经滤波的值以便在ACL追踪器中进行处理，如下所述。未滤波值以及滤波器提取的值也可供ACL追踪器使用。

漂移分量通过使用非常低的低通滤波器进行计算，典型的是具有约为10秒量级的时间常数的滤波器。低通滤波器可通过使用方程(4)形式的方程式来实现。漂移分量在此被称为Ydr₁。

呼吸分量通过向电流和部位测量量使用有限脉冲响应(FIR)滤波器计算。FIR滤波器起到了低通滤波器的作用，并且在图7中例示了适当滤波器的频率响应。由下面的方程式(29)给出形式的FIR滤波器可用于生成频率响应。

其中k是核函数(kernel)，具有j个值k_j，

x_i是电流和部位测量量，

以及

FIR(x_i，k)是经滤波的值。

呼吸分量是FIR的输出减去漂移分量，也就是说它是FIR(x_i，k)-Ydr₁。

为了去除测量部位中的心跳分量，可使用窗(window)为1秒的低通滤波器。这使得每个部位测量量和对应的暂时分解输出之间存在大约半秒的过程延迟。这导致导管20的任何移动与对视觉显示54(图2)的对应更新之间存在半秒延迟。

在流程图100的ACL步骤114中(图2A和2B)，所有在暂时分解步骤中进行的测量量都被传递到ACL追踪器模块121。

ACL追踪器

在ACL步骤114中，ACL追踪器模块121用步骤112中生成的暂时分解电流测量量计算出导管(如导管20和导管21)的部位。步骤112中生成的测量量合成为电流-位置映射(CPM)矢量

图8是例示ACL追踪器模块部件的简化框图，而图9表示了依照本发明的实施方式用于限定被调查的区被分成的子体积的参数的图。

ACL追踪器模块包含两个部件，自适应CPM估计过程300和CPM应用过程304。CPM应用过程304进一步包含簇选取模块308，和CPM应用模块306，其功能如下所述。

自适应CPM估计过程使用来自任何混合式导管的测量量计算CPM矩阵，其中所述测量量被包括在矢量

中，所述导管具有EM传感器和相关电极，如导管20。在本发明的实施方式中，为每个子体积400(在此也被称作所调查的区的簇体积或簇)计算相应的矩阵。被调查区依照为特定的簇水平(cluster level)设定的分辨率被分成不同大小的簇。进而，在低分辨率水平下，所述区可被分成16个簇，每个簇都具有矩阵。而在较高的分辨率下，所述区可被分成1024个簇，其都具有相应矩阵。

鉴于在CPM估计过程中构建的矩阵需要花费时间来建造，对于ACL步骤114而言存在初始化周期，在所述周期内处理器46接收来自分解步骤112的初始数据。对于特定簇来说，一旦处理器已经为该簇收集了足够的数据，处理器能够为该簇生成矩阵。所生成的矩阵作为CPM数据302存储在存储器47中(图1A)。

CPM应用使用生成的矩阵以及针对阴极电极的电流测量量实时地计算出每个电极的部位。所述计算是依照下面的方程式实现的：

其中

是由暂时分解电流测量量建立的CPM矢量，

A是特定簇的矩阵，以及

是电极的位置矢量，其在上述方程式(5)中被涉及。

CPM矢量

通常具有下面四组元素：

(i)针对映射导管对应于由方程(23)所得出的值的5个电流元素，以及

(ii)6个贴片呼吸指示符

对应于由方程(28)所得出的RI_i值。

除了上述元素之外，如果用到的是参考导管，如CSRC27，那么矢量

还可包含：

(iii)5个参考导管电流元素，以及

(iv)3个参考导管部位元素。

在(ii)(iii)(iv)组中的元素是上述暂时分解之后所得出的值，也就是说，减去了针对(ii)组的漂移分量，减去了(iii)和(iv)组中的呼吸分量。

处理器用呼吸指示符

生成呼吸描述符，其是指示测量量在何时处于呼吸周期的值。

一旦患者如图1A所示被安放并将贴片i贴附之后，通常初始地生成呼吸描述符。在呼吸训练周期期间(通常为30秒量级)，处理器46累积呼吸指示符

的值。

一旦累积好呼吸指示符，处理器就对指示符进行主要分量分析(PCA)，以找出具有最大本征值的元素之间的方向，如下：

$\stackrel{\→}{R}\mathrm{dir}=$

由方程(31)给出的取向被用于计算呼吸描述符的值，如下：

其中RD_i是第i个贴片的呼吸描述符。

RD_i的平均值及值的范围计算如下：

$\mathrm{RDmean}=\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{n}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{RD}}_i;\stackrel{\→}{R}\mathrm{Drange}=\mathrm{Max}\left({\mathrm{RD}}_i\right)-\mathrm{Min}\left({\mathrm{RD}}_i\right)---\left(33\right)$

平均值及范围被用来计算RD_i的归一化值RDn_i，其范围为0到最大值ClNo，如下方程(34)所示。如下所述，CLNo是定义了更新支持器(update holder)的分辨率的数字，通常大约为5。

${\mathrm{RDn}}_i=\frac{{\mathrm{RD}}_i-\mathrm{Rmean}+\frac{\mathrm{Rrange}}{2}}{\stackrel{\→}{R}\mathrm{range}}\mathrm{ClNo}---\left(34\right)$

RDn_i的值存储在存储器47中。

图9例示了用来定义簇体积400的参数。所使用的参数是在EM追踪器参考系(图3)中测量的矢量。每个簇体积400都是以其左后底角(left-rear-bottomcorner)402作为参照，其在此也被称为簇原点，对于簇中包含的任何点而言其为具有x，y和z的最低值的矢量Clp_RL。簇体积400由其中心Clc、距离中心的直线长度Cls和簇分辨率水平矢量Clr_RL(其定义出分辨率水平RL处的簇的边的长度)定义。

针对分辨率水平RL＝1(最粗糙的分辨率)，用mm测得的Clc和Cls以及Clr_RL的典型默认值为：

Clc＝(0，0，280)

Cls＝(150，150，200)

Clr_RL＝(50，20，5)。对于对应于更高的分辨率的更大值的RL，Clr_RL的坐标值减小。

Cls和Clr_RL的默认值对应于以下体积：其为具有300mm×300mm×400mm尺寸的盒子。该体积分成具有更小尺寸的等大小的簇。对于上面给出的默认值在盒子里存在6×15×80个簇。

对给定的部位Pi来说，相关簇的簇指数可通过计算下面的表达式得到：

$\mathrm{Cldim}=2\frac{\mathrm{Cls}}{{\mathrm{Clr}}_{\mathrm{RL}}}+\left(\mathrm{1,1,1}\right)$

ClRng＝(Cl dim_y Cl dim_z，Cl dim_z，1)      (35)

在表达式(35)中：

Cldim是矢量(Cldim_x，Cldim_y，Cldim_z)，其中矢量坐标对应于每个维度中簇的数目；

矢量的除法是通过将矢量分子的每个元素除以矢量分母的对应元素而估算出来的，因此，例如， $\frac{\left(\mathrm{20,30,40}\right)}{\left(\mathrm{5,6,4}\right)}=(\mathrm{4,5},10);$

在最后表达式中的矢量乘法是点积，或标量积。

假定簇指数为Clx_i，RL，可通过递归应用以下表达式查找出簇原点：

Clx_i，RL＝Clx_i，RL-1

$\stackrel{\→}{C}{l}_{\mathrm{pRL}}=q{\mathrm{Clr}}_{\mathrm{RL}}+\mathrm{Clc}-\mathrm{Cls}$

其中Clinx具有初始值Clx_i，RL。

上面提到的更新支持器是标记用于更新簇CPM矩阵的部位的指数。该指数防止了来自部位的多个测量值被用于计算矩阵。更新支持器指数(Uh1)如下计算：

$\mathrm{Uhl}=$

图10示出依照本发明的实施方式处理器46为了生成CPM矩阵所采用的步骤的流程图500。在导管20生成每个测量量的时候在自适应CPM估计过程300中执行流程图的步骤。

初始步骤502中，接收来自任何混合式导管的测量量，处理器将所述测量量形成为CPM矢量

，如上所述。

在第一更新支持器步骤504中，用方程式(37)计算出针对测量量的更新支持器指数。

在第一条件506中，处理器通过检查指数是否已经保存在存储器47中来检查更新支持器指数是否已存在。如果指数存在，放弃测量且流程图结束。如果指数不存在，那么在保存步骤508中，指数和测量量都保存在存储器47的缓存310(图8)中。测量量保存为矢量

在簇相关步骤510中，测量量与对应的簇相关。通过依照方程式(35)根据测量量计算对应簇指数实现该相关。测量量与该簇指数相关。

然后，用方程式(36)计算簇原点

根据该点，所有存在的最邻近簇(可能总数达到26个)的簇原点都可通过使用方程(38)来找到：

$\stackrel{\→}{C}{\mathrm{lp}}_{\mathrm{RL},n}=\stackrel{\→}{C}{\mathrm{lp}}_{\mathrm{RL}}+d_n{\mathrm{Clr}}_{\mathrm{RL}},n=1...26,$

d_n＝{{-1，-1，-1}，{-1，-1，0}，{-1，-1，1}，{-1，0，-1}，

{-1，0，0}，{-1，0，1}，{-1，1，-1}，{-1，1，0}，{-1，1，1}，

{0，-1，-1}，{0，-1，0}，{0，-1，1}，{0，0，-1}，

其中                                                                 (38)

{0，0，1}，{0，1，-1}，{0，1，0}，{0，1，1}，{1，-1，-1}，

{1，-1，0}，{1，-1，1}，{1，0，-1}，{1，0，0}，{1，0，1}，

{1，1，-1}，{1，1，0}，{1，1，1})

根据方程(35)，可根据

的值计算出所有最邻近簇的簇指数。

本步骤中的计算适用于RL的所有值。

在第二更新支持器步骤512中，邻近簇的更新支持器指数通过使用步骤502中所接收到的测量量和方程(37)来计算，如果更新指数尚未被占有(occupy)，就将测量量放入缓存310中，并保存该指数。如果该指数已经被占有，不采取任何动作。

在第二个条件514中，估算每个簇Clx的更新指数的数目M。如果M比预设值(通常为40量级)大，那么在簇矩阵步骤516中用方程式(39)计算簇的CPM矩阵A：

$A_{\mathrm{Clx},\mathrm{RL}}={[{\stackrel{\→}{m}}_1;{\stackrel{\→}{m}}_2;...{\stackrel{\→}{m}}_M]}^{-1}\·[{\stackrel{\→}{p}}_1;{\stackrel{\→}{p}}_2;{\stackrel{\→}{p}}_M]---\left(39\right)$

其中

是混合式导管的测量部位，而是针对更新指数n(n＝1，2，...M)在上面参照方程式(30)介绍过的CPM矢量。

通常，针对每个簇计算两个CPM矩阵A，一个使用用参考导管如CSRC27的测量量，一个没有参考导管测量量，然后流程500结束。

如果在条件514下，M不大于预设数目，流程图500结束。

通常，流程图500中的计算在多个阶段得到检查，以确认计算结果是前后一致的(self-consistent)。例如，在簇相关步骤510中，如果存在的邻近簇少于预设数目(例如4个)，就会假定发生了错误并且步骤502的测量量不被接受。对流程图的操作而言其他的前后一致检查对本领域技术人员来说是显而易见的。

图11是示出依照本发明的实施方式处理器46为了利用流程图500中所生成的CPM矩阵来生成导管位置而采用的步骤的流程图600。流程图使用也被用来生成CPM矩阵的测量量。

初始步骤602与初始步骤502(图10)一般相似，其中接收来自混合式导管的测量量，并由处理器将所述测量量形成为CPM矢量

如果测量量

是来自导管的第一测量量，那么在位置计算步骤604中，在簇选取模块308中选取了簇的最低分辨率，RL＝1。依照方程式(40)做出对位置的估计

${\widehat{\stackrel{\→}{p}}}_1=\mathrm{Min}({\stackrel{\→}{m}}_1\·A_{\mathrm{Clx},1}-\stackrel{\→}{C}{\mathrm{lp}}_1\left(\mathrm{Clx}\right));\mathrm{Clx}=1...M---\left(40\right)$

其中Clx是CPM矩阵A_Clx，1的簇指数，其假定为从1到M变化；以及

是具有依照方程式(35)计算出的指数Clx的簇的簇原点。

在第一个条件603中，方程式(40)的值通过验证下式来检查以确保其位于簇体积(簇指数为Clx)内：

$\left|\right|{\widehat{\stackrel{\&RightArrow;}{p}}}_1-\stackrel{\&RightArrow;}{C}{\mathrm{lp}}_1\left(\mathrm{Clx}\right)\left|\right|<\sqrt{3}{\mathrm{Clr}}_1---\left(41\right)$

方程式(40)和(41)被施加到输入的测量量上，直到表达式(41)有效为止，产生第一有效位置估计

。

对后来的测量量

来说，也就是指在后来的测量步骤605中，确定位置的有效性通过评估紧接在先的位置估计值之间的差值以及验证该差值未超过预设值来检查。如果差值被超过，就放弃测量量。

在分辨率水平步骤606中，用方程式(35)计算针对所有分辨率水平RL簇指数。此外，用关于方程(38)在上面描述的过程识别出邻近簇指数n。

在多部位步骤608中，对步骤606中识别出的簇而言有效的CPM矩阵A被用来依照方程式(42)确定测量量

的估计位置

${\stackrel{\widehat{\&RightArrow;}}{p}}_{i,\mathrm{RL},n}={\stackrel{\&RightArrow;}{m}}_i\&CenterDot;A_{\mathrm{RL},n}---\left(42\right)$

在最终部位估计步骤610中，在方程式(42)中确定的值通过使用高斯加权系数(Gaussian weighting factor)而被加权：

$w_{\mathrm{RL},n}=\frac{1}{\sqrt{2\mathrm{\&pi;}}{\mathrm{CLr}}_{\mathrm{RL}}}{e}^{-\frac{{(\stackrel{\&RightArrow;}{C}{\mathrm{lp}}_{\mathrm{RL},n}-{\widehat{\stackrel{\&RightArrow;}{p}}}_{i-1})}^2}{{\mathrm{Clr}}_{\mathrm{Rl}}^2}}---\left(43\right)$

依照方程式(44)，处理器46用加权系数来形成所有水平下全部簇的最终加权和，生成最终估计部位：

应当理解到上述实施方式是通过示例的方式陈述的，并且本发明并不仅限于上述所特别示出及介绍的内容。相反，本发明的范围包括如上介绍的各种特征的组合和子组合及其变型和修正，这些能够被本领域技术人员看到前述说明时被想到并且这些并未在已有技术中公开。

Claims (16)

1.—种用于确定患者身体内的部位的设备，包括：

体电极，其被安放为与所述患者身体电接触；

映射工具，其具有映射电极，被配置成安放在所述患者身体内的多个区中；

部位测量系统，被配置成追踪每个区中不同位置处的映射工具；

调查工具，其具有调查电极，配置成安放在所述部位上，并在该部位上的调查电极和体电极之间生成调查工具电流；以及

处理器，其对于每个区生成区内不同位置处的映射电极和体电极之间的相应校准电流集，并对于每个区得出在相应校准电流集和不同位置之间的相应关系，从而使得所述多个区内的不同区具有不同的相应关系，并且其中所述处理器配置成响应于不同的相应关系和调查工具电流确定该部位，

其中得出相应关系包括使包括不同位置的体积与所述关系相关联，并且其中确定部位包括验证所述部位位于所述体积内。

2.依照权利要求1所述的设备，其中体电极包括具有参考电磁EM传感器的参考体电极，所述参考体电极限定出与所述参考电磁EM传感器关联的EM坐标系和与所述参考体电极关联的体坐标系，并且其中处理器配置成将参考体电极的校准电流与来自参考电磁EM传感器的参考信号进行比较从而将EM坐标系和体坐标系关联。

3.依照权利要求1所述的设备，其中处理器配置成确定体电极之间的相对阻抗，以补偿体电极和身体之间有效面积的改变。

4.依照权利要求1所述的设备，其中处理器配置成响应于身体的呼吸及体内器官移动中的至少—个对校准电流滤波，从而生成经滤波的校准电流，并且其中得出相应关系包括响应于经滤波的校准电流形成该关系。

5.依照权利要求1所述的设备，其中相应关系包括初级矩阵，并且其中处理器配置成将所述体积分成子体积，并使相应次级矩阵与所述子体积相关联，每个相应次级矩阵与具有校准电流子集的不同位置的相应子集相关，并且其中确定部位包括响应于给定的校准电流集选取次级矩阵之一。

6.依照权利要求5所述的设备，其中所述部位包括由初级矩阵和至少—个次级矩阵确定的调查工具的部位的加权平均值。

7.依照权利要求1所述的设备，其中得出相应关系包括在得出相应关系之前验证不同位置的数量超过不同位置的预设数量。

8.依照权利要求1所述的设备，其中生成相应校准电流集包括确定校准电流集是否与后继的校准电流集相对应，该确定是通过对与所述集和所述后继集关联的不同位置形成比较。

9.依照权利要求8所述的设备，其中处理器配置成当比较不超过预设值时，将所述后继集用于形成该关系，而如果比较超过所述预设值时，则放弃后继集。

10.依照权利要求1所述的设备，其中调查工具不由部位测量系统追踪。

11.依照权利要求1所述的设备，包括：

具有另外的调查电极的另外的调查工具，其与该调查工具同时的、在患者身体中另外的部位安放；

以及其中处理器配置成：

在体电极和另外的调查电极之间生成另外的调查工具电流；以及

响应于不同的相应关系和另外的调查工具电流确定另外的部位。

12.依照权利要求1所述的设备，其中部位测量系统包括电磁EM追踪系统，荧光透视追踪系统，磁共振成像MRI追踪系统，和超声追踪系统中的至少—个。

13.依照权利要求1所述的设备，其中安放体电极包括在患者身体上安放至少一个体电极。

14.依照权利要求1所述的设备，其中安放体电极包括在患者身体内安放至少一个体电极。

15.依照权利要求1所述的设备，其中相应关系包括使相应校准电流集与不同位置关联的矩阵。

16.依照权利要求1所述的设备，还包括：

另外的映射工具，其被安放为与身体的移动器官接触；

以及其中处理器配置成使用部位测量系统追踪另外的映射工具以生成另外的映射工具位置，并响应于另外的映射工具位置确定该部位。

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