CN103732132A - 用于分析解剖学参数和功能参数的多功能导丝组件和系统 - Google Patents

用于分析解剖学参数和功能参数的多功能导丝组件和系统 Download PDF

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Abstract

描述了用于分析解剖学参数和功能参数的多功能导丝组件和系统。利用单一的导丝可以完成病变的功能的和解剖学的测量和识别。功能测量值诸如压力可利用其上的压力传感器获得，而解剖学测量值诸如腔的尺寸可通过利用电极获得。血管网络和狭窄病变可被模拟成等效电网络并且可基于测得的参数来解析。治疗计划选项可被构建，其中每个计划可对应于特定病变的子集的治疗。每一个治疗计划的解剖结果可被估算并且等效的、改进的电参数可以被确定。然后，每个计划的每一个电网络可以得到解析以确定每个治疗计划的功能结果并且全部治疗计划的结果可以呈现给医师。

Description

用于分析解剖学参数和功能参数的多功能导丝组件和系统
相关申请的交叉引用
本申请是2011年11月28日递交的美国专利申请13/305,630的部分继续申请，该部分继续申请本身是2011年6月13日递交的美国专利申请13/159,298的部分继续申请，后者要求2010年9月17日递交的美国临时专利申请61/383,744的优先权的权益，且还要求2010年6月13日递交的印度临时专利申请1636/CHE/2010的外国优先权的权益，这些申请的每一个通过引用方式全部并入本文。
通过引用方式并入
本说明书中提到的所有出版物和专利申请通过引用方式并入本文，达到如同以下的相同的程度：每个单独的出版物或专利申请具体地且单独地表明为通过引用方式并入。
发明的技术领域
本发明一般涉及可用于医疗程序的方法和系统，且更特别地涉及用于确定血管体腔的信息以及用于确定患者体内的血管或腔内的压力以便优化治疗选项的方法和设备。
发明背景
为研究人体内血管或器官（例如，心血管）的健康，能够测量那些血管或器官的某些内部特征或参数可能是重要的，这些内部特征或参数可提供与心脏病和疾病有关的细节使得可进行适当的治疗。用于测量血管或器官的尺寸的传统方法包括血管内超声（“IVUS”）或光学相干断层扫描（“OCT”）。在两种情况中，能量源（超声或相干光）和散射传感器（用于超声波或光）安装在导管上并沿身体腔的轴旋转以扫描腔的内部并映射出其轮廓，揭示其横截面积。但是，这些方法是非常昂贵的并且/或者是麻烦的。例如，IVUS的使用需要：使超声导管行进到目标区域，诸如腔；获得信息；取出导管；将使用导管获得的信息与血管造影片结合以提供关于血管的参数；然后继续诸如，例如但不限于支架递送程序的医疗程序。除了成本和时间劣势之外，对于患者这些程序也是不方便的。
已探索将基于电极的介入性仪器作为IVUS和OCT技术的替代方案。一些方法使用了其上设置有两个电极的导管，用于确定血管的横截面积。使用时，导管穿过血管行进到测量部位，并对电极施加AC电压，产生穿过血管内的血液的电流。测量阻抗。然后向腔内注射流体以用该流体替代血液，并进行第二次阻抗测量。然后使用多次阻抗测量值来确定在电极之间的血管的横截面积。为了结合血管成形程序使用这些导管，先使导管行进到治疗部位以进行血管横截面的测量。然后取出该测量设备并使气囊导管（balloon catheter）行进到阻塞部位以进行扩张术。因为该测量设备和扩张导管可能都难以行进到阻塞部位，所以不得不进行多次设备交换，这给该程序增加了更多的时间和复杂性。
还描述了具有可膨胀的气囊和多个血管测量电极的、尺寸敏感的血管成形导管。这些电极安装在导管的表面上并单独连接到导管的近端。该导管还包括无弹性的气囊。该气囊被调整成通过向管状构件的腔中引入合适的流体而膨胀，以便向着血管壁挤压狭窄的伤口。选择用于连接振荡器的输出端的一对电极，并选择用于感应由通过血管中的血液的传导产生的信号的第二对电极。该技术需要在使用电极进行测量的时候向膨胀器中注射具有已知浓度的流体，因而增加了该程序的复杂性。可能还需要对测量计时，因为流体注射为误差和程序复杂性提供了空间。如果在测量的时候注射的流体未完全清除掉血管中的血液，则可能影响到测量的可重复性。
因此存在对改进的系统和方法的需要以准确地测量腔参数，例如心脏的脉管结构中的腔参数。
另外，典型的成像技术提供了尤其是关于血管和心脏的非常有限的信息。例如，使用X-射线成像模式和待注射到血管中的造影剂的血管造影片提供了血管的简单二维快照。在与冠心病（coronary condition）相关的各种治疗所需要的侵入性程序期间，这些快照或图像被用来引导医师。例如，解除动脉的支架部署包括将导丝和支架递送导管沿着主动脉引入到预计的阻塞点，并随后部署支架。该程序严重依赖操作设备的医师的技能。通常，血管可能是弯曲的且具有可能未显现在2D快照中的转弯。操作者依靠其经验并基于2-D图像进行经过培训的估算以在部署支架前放置支架。这可能导致错误放置及由此而来的并不理想的治疗。为获得更准确的位置信息，获得腔轨迹的三维透视图可能是有用的。
某些方法已尝试使用超声技术产生流动结构及其流动腔的三维（“3D”）图像。例如，某些方法已使用多个2D切片来产生3D图像。这些技术是超声成像技术专用的，且因此为获得结果需要额外的设备。
某些方法使用了获得至少两个互补的图像以区分区域中的结构和功能的方法，使得可应用图像分割算法和用户互动编辑工具来获得部件在该区域中的3D空间关系。可使用至少两种互补的成像方法（例如，CT和MRI），基于识别存在的已知解剖学特征根据所述成像方法获得两个图像。然后一起使用这两个图像以形成高分辨率的3D图像。
使用提供内腔仪器诸如导管的图像，某些方法使用了由中空管道（尤其是血管）的内腔2D截面图像来重建3D数据记录的方法。制备中空管道的2D图像，并通过关于每一个2D截面图像考虑所述仪器在空管道中的已知相对位移的位置，通过计算机由该2D截面图像的图像数据重建3D图像数据记录。对于中空管道的单一截面，所描述的技术需要多个2-D图像。
某些方法使用了以确定的速度在腔中移动确定距离的仪器。这些方法在腔内记录了2D图像并创建了3D图像。
已知技术需要制备对获得3D腔评估和观察可用的多个图像。另外，在某些情况中，为了获得3D体积（VOLUME）形式的腔轨迹，彻底的程序上的变化可能是必要的，这些变化对于适应现有技术可能不是有益的。另外，所描述的成像程序可能是麻烦且复杂的，且因此，需要修改医疗程序来适应成像程序，有时这是不切实际的。仍存在对能准确地并在合理的时间量内提供血管的3D轨迹的方法和设备的需要，以使有技能的操作者能够以更大的自信进行复杂的侵入性程序。
一般地，使用多种类型的内腔仪器诸如血管内超声（“IVUS”）、光学相干断层扫描（“OCT”）、近红外光谱（NIR）以及其他腔测量仪器进行对血管腔的成像。通常这些内腔测量技术提供重要的参数信息，这些参数信息在临床决策制定中帮助从业者。例如，IVUS导管被用来对腔成像并确定腔的参数例如横截面积（“CSA”）。例如，当确定待被递送到受治疗者的支架的合适大小时，从业者使用该信息制定临床决策。
但是，该参数信息不是与所使用的成像模式，例如X-射线模式同步记录的。不会为了进一步的用途而保存参数被测量的相应位置。医师必须估算感兴趣的点（诸如，待部署支架的具有最小横截面积的区域）并将治疗用内腔设备引导到这些感兴趣的点。
已尝试融合由两种或更多种成像模式获得的图像以关于心脏或动脉的图像定位内腔仪器的位置。在该方面，迄今为止焦点是能够通过使用两种或更多种成像模式重建腔的3D图像或创建引导系统。但是，这些应用中的没有任何一个解决了内腔仪器的参数信息和位置信息的同步记录。
US2011/0019892提供了一种在视觉上支持电生理导管应用的方法。心脏中的感兴趣的区域的电解剖3D标测数据被可视化。在导管应用之前捕获感兴趣的区域的3D图像数据。通过分段从3D图像数据中提取感兴趣的区域中的物体的3D表面轮廓。通过登记来分配形成至少该3D表面轮廓的电解剖3D标测数据和3D图像数据，并通过将其彼此叠加来可视化。在导管应用期间为导管引导装置测量特征性参数。将这些特征性参数与至少一个预定的阈值比较，并将用于导管引导装置的监控数据生成为所述比较结果的函数。监控数据完整地显示并呈现在叠加的可视画面中。就首先制备感兴趣的区域的3D图，然后获得感兴趣的区域的3D图像，然后分段该3D图像以获得感兴趣的区域的3D轮廓并然后叠加到3D图上而言，本文描述的技术呈现出复杂性。通过使用导管单独地获得特征性参数。阈值被用来与特征性参数比较并然后获得并展示用于导管引导装置的监控数据。该技术是复杂的并使用阈值提供用于导管引导装置的某些监控数据。但是该技术未能同步记录用于准确引导医疗程序的参数信息与位置信息。
US2009/0124915描述了用于引导操作者将电极放置到分段心脏模型（“SGM”）上的方法。SGM被包括在显示屏上的图平面中。行进到正在跳动的心脏中的导管支撑一个或多个电极。在心脏的单次跳动期间，获得具有对应于电极位置的变黑部分的图像。该图像呈现在与SGM相同的图平面中。手动地或通过自动软件算法确认电极相对于SGM的当前位置。在关于每一个电极的当前位置处捕获代表跳动中的心脏的电生理信号的电物理（EP）数据。根据所确认的电极的当前位置对所捕获的EP数据应用信号处理算法，产生以所确认的电极位置标测的计算结果。该技术使用模拟方法，其中通过荧光引导装置追踪导管并对导管成像，且所追踪的图像用来确定导管电极在之前选择的心脏模型上的位置。然后在模型上的各个位置标测相应的EP数据。该技术提供了计算复杂性并再次使用了用于记录EP数据的预选模型。在预选模型上标测可能产生误差，因为心脏在任何给定的时间都处于动态运动中且该模型不可能呈现所成像的心脏的当前状态。
如本文以上所提到的，用于血管空间（冠状动脉、周围动脉、肾动脉、腹主动脉、神经血管等）内的诊断设备（IVUS、OCT、NIR、其他腔评估设备）提供了诊断参数但是并未将该信息与设备相对于参考系的位置整合，使得其他诊断或治疗设备可被引导到感兴趣的区域。
一般来说，具有大于70%狭窄的血管的血管再生由确认血管再生的经皮方法和外科手术方法治疗心绞痛的疗效的数据来支持。然而，当该决策涉及使临界病变（例如30%至70%狭窄）血管再生的决策时，该决策不是明显的。狭窄的功能评估可帮助引导这种决策。一种这样的功能测量是血流储备分数（FFR），其为在最大充血（最大生理流量）时狭窄远端区域的压力与主动脉压力的比。FFR是分数值，其表明有多少通过血管流动到心肌的脉管结构的血液因狭窄而受到损害。接近于1的值表明非常小的损害。下降的值表明损害的增加。FFR存在局部缺血阈值，其允许辨别功能上重要的病变。0.75以下的FFR几乎常常与诱导型局部缺血有关。
最近，完整的FAME试验清楚地确立了有关临界病变的这一阈值。应注意，即使动脉是高度狭窄的，FFR值大于0.75也是可能的。这可能是由于某些原因。一个原因是，形成了某些侧支动脉，其携带血液到相同的脉管结构。另一种可能是，微脉管结构自身是患病的，且因此对血流是更加显著的瓶颈。另外，在极端情况下，心肌的相关部分可能已变得功能失调且具有显著低的生理流量需求。对功能上明显的病变进行血管再生治疗诸如支架术或血管形成术导致到心肌的血流增加且因此是有效的。然而，公认的是这种治疗没有对功能上不明显的病变产生临床益处。
因此，进行FFR测量来评估临界病变以便评估其临床重要性是被接受的并且是常规惯例。这种FFR测量利用压力传感器来进行，所述压力传感器靠近导丝的尖端安装。这些实施方式描述于现有技术中，例如，参见美国专利6,976,965、6,167,763和5,715,827，这些专利在此通过引用方式全部并入。用于确定压力以及其它生理参数的设备的其它实例还包括，例如，美国专利6,926,674和美国公开2002/0072880，其也在此通过引用方式全部并入。在典型的当前工作流程中，医师必须首先使用以上描述的压力线材完成FFR评估。如果发现病变需要治疗（FFR<0.75）然后评估病变以便确定支架尺寸以及放置，他必须使用病变评估技术诸如IVUS/OCT或借助于使用多频率电脉冲的病变评估设备，如专利美国专利申请13/159,298中所描述的（在此通过引用方式全部并入）。那么，IVUS/OCT或其它病变评估设备必须伸出血管以便然后引进合适的治疗设备诸如穿过线材的支架导管。支架被部署之后，如果医师必须核实准确的放置和部署，则他们必须在感兴趣的区域中再次插入腔评估设备。为了实现最佳治疗，因此医师可能必须仔细检查多个产品交换，这是麻烦的、昂贵的，并且展现出增加的程序时间以及对患者的风险。因此，非常希望拥有单一的设备，该设备能够进行FFR和病变评估以及消除对多次交换的需求并且简化程序。
理想的平台是多功能导丝，其具有压力传感器和电极的组合，所述电极放置在导丝的远端区域，所述导丝能够测量血管压力以及利用如美国专利美国专利申请13/159,298（在此通过引用方式全部并入）中描述的方法进行病变评估。
在本文所描述的这种结合有多个传感器的多功能导丝设备中，多根导线可能需要用于提供多种连接。然而，因为导丝通常具有相对小的直径，例如0.014英寸的直径，所以由于有限的空间而存在显著的挑战。
小型压力传感器已被开发用于放置在导丝内以便通过利用压力提供这种测量，所述压力是靠近导丝的远端区域或者在导丝的远端区域处定位的膜片（diaphragm）的偏差的函数。这些膜片包括作为压力传感器的压阻式微机电系统（MEMS），所述压力传感器被通过导丝的两根或更多根线材连接。由于压力传感器被整合到0.014英寸直径的导丝中，因此使用贯穿导丝的整个长度的多根铅丝由于有限的实际空间（real estate）而展现出组装挑战。
此外，长形的线材也可作为天线并且易受串扰和噪音渗透（noiseinfiltration）的影响。而且，在额外的部件被放置在导丝内或者沿着导丝放置的情况下，额外的电路或部件可使导丝组件进一步复杂化并且增加压力传感信号中的串扰和噪音的可能性。
另外，由于测量电路位于近端并且使用通过导丝的多根长形的线材在远端区域连接到压力传感器，来自压力传感器的物理测量值可能因多根线材所形成的寄生网络而被在电学上改变。任何寄生效应都需要被估算并且补偿以获得由导丝感测的远端区域压力的准确测量。由设备上的机械应力而引起的温度变化和物理变化使得寄生网络的效应可能是随时间变化的，这使准确补偿具有相当的挑战性。因此，压力测量值的准确性受到损害或者设备可能需要麻烦的校准试验。
因此，存在对帮助减少导线数目的解决方案的需求，而这些导线对贯穿整个长度是必要的。另外，还存在对帮助减小噪音、串扰的需求以及对减小大量的校准步骤的解决方案的需求。
在临床实践中，小于0.75的FFR阈值帮助引导对于单个病变的治疗计划/决策。然而，如果在血管网络中存在多个狭窄，则情形变得更加复杂，其中的某些可能在相同的动脉上，并且某些可能在分支下游。在这种情况下，不容易确定功能上重要的病变的治疗计划和决策，这些功能上显著的病变表明治疗在某些情况下是较不明显的。狭窄的FFR单独地用于确定功能意义可能是不合适的。例如，在主分支中的狭窄可掩饰狭窄下游的功能意义。因为狭窄展现出上游狭窄，所以下游的狭窄可能不会表现出功能瓶颈。然而，一旦上游狭窄被治疗，由于增加的血液流入，下游狭窄可能呈现出较大的功能意义。这是因为狭窄之间的压降不仅取决于缩窄（constriction）的量，而且还取决于流速，即，通过相同缩窄的较大的流速将导致较大的压降且因此导致较小的FFR。当存在具有变化程度的多个狭窄的分支和脉络时，情形变得更加复杂。在这种情形下，其中一种解决办法是治疗一个狭窄（其需要一些猜测）且然后确定其余的狭窄的功能意义。除了是次优的以外，这种方法还是麻烦的，因为它可能需要多次重复诊断和治疗。这些是使用FFR测量来做出多系列和分散式病变中的治疗决策的临床医生当前所面临的实践临床挑战。存在对在单一的诊断程序中确定单个狭窄中的每个的真实意义的强烈需求。
治疗一个或多个狭窄的真实的功能性意义可通过有多少心脏流动储备因治疗而改善来衡量。优选的治疗计划是使CFR最大化，同时保持治疗风险最低。换句话说，仅仅治疗组合后导致CFR的最显著的增加的那些狭窄。未被治疗的狭窄是CFR的改善量不值治疗程序自身的风险的一些狭窄。
因此，在本领域中存在帮助医疗从业者提供整合到其工作流中的有效的设备的不断的需求。另外，甚至更加有利的是，如果相同的设备可给他们提供充分的信息以引导他们对两者（在单一病变中或者当复杂的多系列或并行病变时）的临床决策以导致更有效的治疗，这就是本文所描述的本发明的理由。
发明概述
本说明书中提到的所有出版物和专利申请通过引用方式并入本文，如同以下的相同的程度：每个单独的出版物或专利申请被具体地且单独地指示为通过引用方式并入。
本公开内容的一个方面是确定关于血管体腔的信息的方法，该方法包括：以多个频率产生多频电信号；将该多频电信号传递到血管体腔附近区域中的多个激励元件；在所述多个频率中的至少两个频率处测量来自多个感应元件的、响应于所传递的信号的电信号；以及，使用在所述至少两个频率处测量的电信号来确定腔尺寸。
在某些实施方式中，测量步骤包括在所述多个频率中的至少两个频率处测量所述多个感应元件之间的电压。该测量步骤可包括在所述多个频率中的每一个频率处测量所述多个感应元件之间的电压。确定腔尺寸可包括将电压转化成一个或多个腔尺寸。
在某些实施方式中，确定腔尺寸包括在所述多个频率中的至少两个频率处使用电信号确定腔的横截面积。确定腔的横截面积可包括确定多个横截面积。该方法还可包括在血管体腔内移动多个激励元件，同时确定多个横截面积。确定横截面积可包括在沿血管体腔长度的各个位置确定包括多个横截面积的横截面轮廓。测量步骤可包括同时进行单一组的测量。该方法还可包括确定腔的最小横截面积和腔的参考横截面积，且还可包括识别阻塞区域。
在某些实施方式中，该方法不包括向血管体腔内注射流体。
在某些实施方式中，测量步骤包括同时在所述至少两个频率处测量电信号。
在某些实施方式中，激励元件还发挥感应元件的功能。
在某些实施方式中，确定腔尺寸包括反复地比较所测量的电信号和被模拟的电信号来确定腔尺寸。比较步骤可包括比较测量的电压和被模拟的电压。被模拟的电压可以用被模拟的腔尺寸为基础。被模拟的腔尺寸可以是腔的横截面积。
在某些实施方式中，比较步骤包括比较所测量的电信号和来自查询表的电信号。来自查询表的电信号可以是电压。
在某些实施方式中，产生多频序列脉冲包括产生具有预定的峰值-均方根（rms）比的多频序列脉冲。该比可以是约1和约2，例如约1.4，或约1。
本公开内容的一个方面是确定关于血管体腔的信息的方法，该方法包括：产生电信号；将该电信号传递到血管体腔附近区域的多个激励元件；测量来自多个感应元件的、响应于所传递的电信号的响应电信号；以及，确定腔尺寸，其中确定腔尺寸不包括测量第二响应电信号。
在某些实施方式中，测量响应电信号包括在多个频率处测量多个响应信号，例如电压。确定腔尺寸可包括将电压转化成一个或多个腔尺寸。在多个频率处测量响应信号可同时进行。
在某些实施方式中，确定腔尺寸包括确定腔的横截面积。确定腔的横截面积可包括确定多个横截面积。该方法还可包括在血管体腔内移动多个激励元件，同时确定多个横截面积。确定横截面积可包括在沿血管体腔长度的各个位置确定包括多个横截面积的横截面轮廓。
在某些实施方式中，测量步骤包括同时进行单独的一组测量。
在某些实施方式中，该方法还包括确定腔的最小横截面积和参考腔的横截面积。该方法还可包括识别阻塞区域。
在某些实施方式中测量响应信号不包括用流体替代血液的体积。
在某些实施方式中，确定腔尺寸包括反复地比较所测量的电信号和被模拟的电信号来确定腔尺寸。比较步骤可包括比较测量的电压和被模拟的电压。被模拟的电压可以用被模拟的腔尺寸为基础。被模拟的腔尺寸可以是腔的横截面积。比较步骤可包括比较所测量的电信号和来自查询表的电信号。来自查询表的电信号可以是电压。
本公开内容的一个方面是确定关于血管体腔的信息的方法，该方法包括：产生电信号；将该电信号传递到血管体腔附近区域的多个激励元件；测量来自多个感应元件的、响应于所传递的电信号的多个响应电信号，其中所述多个感应元件中的第一感应元件未与第二和第三感应元件相等地隔开；以及，基于所测量的电信号确定腔尺寸。
在某些实施方式中，第一感应元件轴向地设置在第二和第三感应元件之间。在某些实施方式中，传递步骤包括向第二和第三感应元件传递电信号。在某些实施方式中，传递步骤包括向多个激励元件传递多频电信号。测量步骤包括在所述多个频率中的至少两个频率处测量所述多个感应元件之间的电压。确定腔尺寸可包括将电压转化成一个或多个腔尺寸。确定腔尺寸可包括使用所测量的多个电信号确定腔的横截面积。确定腔的横截面积可包括确定多个横截面积。该方法可包括确定腔的最小横截面积和腔的参考横截面积，且可包括识别阻塞区域。
本公开内容的一个方面是适合确定关于血管体腔的信息的医疗设备，所述医疗设备包括：长形设备；以及，设置在所述长形设备上的多个激励元件和多个感应元件，其中所述多个感应元件中的第一感应元件未与第二和第三感应元件相等地隔开。
在某些实施方式中，第一感应元件轴向地设置在长形设备上的第二和第三感应元件之间。在某些实施方式中，第二和第三感应元件也是第一和第二激励元件。在某些实施方式中，所述长形设备是导丝，且其中所述激励元件和感应元件是电极。在某些实施方式中，所述长形设备是血管成形术气囊导管且其中所述激励元件和感应元件是电极。在某些实施方式中，其中所述长形设备是支架递送导管，且其中所述激励元件和感应元件是电极。
本公开内容的一个方面是提供适合确定关于血管体腔的信息的长形医疗设备的方法，所述方法包括：选择长形设备，所述长形设备上包括第一和第二电激励元件，其中第一和第二激励元件以在血管体腔直径的估算范围内的距离隔开；以及，将所述长形设备放置到血管体腔中。
在某些实施方式中，该方法还包括通过激励源来激励第一和第二电元件。长形医疗设备在其上可具有多个感应元件，该方法还包括测量来自所述多个感应元件的、响应于所述激励的响应电信号。
本公开内容的一个方面是用于确定3D体积形式的受治疗者的腔轨迹的方法，该方法包括：将多个标记体内地放置到腔内，其中每个标记通过初始标识表征；获得所述多个标记的图像；处理该图像以确定观察到的所述多个标记的至少一个子集的标识和所观察到的所述多个标记中的至少两个之间的间隔；基于所述多个标记的子集的观察到的标识、观察到的间隔以及初始标识确定3D体积形式的多个标记的至少一个子集的位置；以及，基于每个标记的位置确定3D体积形式的腔轨迹。每个标记的“初始标识”包括用于识别标记的参数，诸如特定标记的序号、标记的位置、离设备的至少一端（例如，远端或近端）的距离、离最接近的邻近标记的距离、标记的宽度、标记关于参考系的取向方向等及其组合。
在某些实施方式中，该方法还包括使所述多个标记穿过腔；追踪在不同位置观察到的标识和观察到的间隔；基于所述多个标记中的每一个标记的观察到的标识、观察到的间隔和初始标识确定每个标记在3D空间内的多个位置；以及，基于每个标记的多个位置确定3D体积形式的腔轨迹。该方法还可包括在心脏的不同相位标测观察到的标识；以及，确定3D体积形式的相位依赖的腔轨迹。该方法还可包括通过为每个标记确定当前观察到的标识以及将当前观察到的标识叠加到相位依赖的、3D体积形式的腔轨迹上，来确定每个标记在3D空间内的当前位置。该方法还可包括将参考贴片放置到受治疗者身上，诸如使用贴片来确定受治疗者姿态的变化或确定每个标记的位置。该方法还可包括使用参考贴片来确定成像系统的视角。该方法还可包括使用参考贴片来确定校准系数。所述多个标记可包括至少两个间隔开的电极。
本公开内容的一个方面是一种腔轨迹系统，所述系统包括：多个标记，其设置在内腔仪器上的预定位置处，所述仪器被配置成体内放置到血管体腔内；成像部件，其适合对所述腔内的内腔仪器进行成像；以及，处理部件，其适合处理图像以便为所述多个标记的至少一个子集确定至少一个观察到的标识和确定来自所述多个标记的至少一个子集的标记之间的观察到的间隔，并基于所述多个标记的子集的观察到的标识、观察到的间隔和初始标识来确定所述标记的至少一个子集在界定了腔的3D空间中的位置，基于每个标记的位置确定3D体积形式的腔轨迹。
在某些实施方式中，该系统还包括追踪内腔仪器在腔中的穿越移动的追踪模块。
在某些实施方式中，该系统还可包括同步相位成像设备以在心脏的不同相位标测观察到的标识，并确定3D体积形式的相位依赖的腔轨迹。处理装置可被配置成通过为标记的至少一个子集确定当前观察到的标识以及将当前观察到的标识叠加到3D体积形式的相位依赖的腔轨迹上，来确定标记的至少一个子集在3D空间内的当前位置。
在某些实施方式中，该系统还包括参考贴片，其被配置成放置在具有腔的受治疗者身上。参考贴片可用来确定受治疗者姿态的变化。参考贴片可用来确定每个标记的位置。参考贴片可包括以预定形式例如网格布置的多个校准电极。可以按照相对于成像装置的成像平面的预定取向来放置参考贴片。多个标记可包括至少两个间隔开的电极。
本公开内容的一个方面是腔位移测量系统，该系统包括：多个标记，其设置在内腔仪器上的多个预定位置处，所述仪器被配置成体内放置在血管体腔内；成像部件，其适合在位移穿过腔时为在内腔仪器上的多个标记的位置成像，并适合创建对应于所述多个标记在内腔仪器上的位置的多个图像帧；以及，处理部件，其适合处理所述多个图像帧以确定在图像帧之间内腔仪器的位移量。
本公开内容的一个方面是确定医疗设备在血管体腔内的轴向位移的方法，该方法包括：对在血管体腔内的长形医疗设备上的第一和第二标记成像；在多个图像帧中对在血管体腔内的第一和第二标记的轴向位移成像；以及，处理所述多个图像帧以确定医疗设备的轴向位移。
本公开内容的一个方面是用于获得相位依赖的3D腔轨迹的方法：使体内放置的多个标记在腔内穿越移动，其中每个标记通过初始标识表征；获得所述多个标记的图像；处理该图像以便为所述多个标记的每一个标记确定至少一个观察到的标识，和确定来自所述多个标记中的至少两个标记之间的观察到的间隔；追踪在不同位置处的观察到的标识和观察到的间隔；在心脏的不同相位标测观察到的标识；以及，基于心脏的相位以及观察到的标识和观察到的间隔确定3D体积形式的相位依赖的腔轨迹。
本公开内容的一个方面是获得用于诊断性地引导体内医疗程序的参考信息的方法，其中该方法包括：提供对应于腔的腔轨迹信息和对应于腔的参数信息；以及，组合所述腔轨迹信息与所述参数信息以获得用于诊断引导的参考信息。
在某些实施方式中，所述腔轨迹信息选自由2D图像和3D图像组成的组。在某些实施方式中，所述参数信息是至少一种压力、血液流速、横截面积及其组合。腔轨迹信息和参数信息可以是相位同步的。相位同步可使用ECG门控来实现。轨迹信息和参数信息可以是时间上同步的。时间上同步可使用共用时钟实现。
在某些实施方式中，参考信息被展现为参考图像或参考表或图形表现方式中的至少一种。
在某些实施方式中，参考信息还包括被标记的感兴趣的诊断区域。
在某些实施方式中，该方法还包括将参考信息展示在图形用户界面上。
在某些实施方式中，腔轨迹信息通过MRI、X射线、ECG、荧光镜检查法、显微镜检查法、超声成像及其组合中的至少一种中获得。
在某些实施方式中，参考信息通过显微镜检查法、超声、血管内超声（IVUS）、近红外光谱（NIR）、光学相干断层扫描（OCT）、血管光学摄像设备及其组合中的至少一种获得。
在某些实施方式中，参数信息包括使用多频激励信号并同时在多个频率中的每一个频率处测量响应信号而获得的横截面积。
在某些实施方式中，该方法还包括使用参考信息引导腔内的内腔仪器。
本公开内容的一个方面是用于在腔内将内腔仪器引导到感兴趣的区域的方法，该方法包括：将内腔仪器放置到腔内；提供关于所述腔的腔轨迹信息；提供关于所述腔的参数信息；组合腔轨迹信息和参数信息以产生关于该腔的参考信息；对腔中的内腔仪器成像以提供内腔仪器图像；将内腔仪器图像关联到参考信息上；以及，将内腔仪器引导至感兴趣的区域。
在某些实施方式中，使用了关于一视域的固定参考。关于该视域的固定参考可通过将不透射线（radio opaque）标记贴片附接到受治疗者身上来获得。关于该视域的固定参考可通过将不透射线标记贴片附接到物体上来获得。关于该视域的固定参考可通过对腔轨迹信息中的至少一个解剖位置的初始标记来获得。关于该视域的固定参考可通过使用成像系统的一组坐标获得。
在某些实施方式中，腔轨迹信息是2D图像或3D图像。
在某些实施方式中，参数信息可以是至少一种压力、血液流速、横截面积及其组合。
在某些实施方式中，腔轨迹信息和参数信息是相位同步的。相位同步使用ECG门控来实现。轨迹信息和参数信息可以是时间上同步的。时间上同步可使用共用时钟实现。
在某些实施方式中，参考信息被展现为参考图像或参考表或图形表现方式中的至少一种。
在某些实施方式中，参数信息使用内腔仪器获得。
在某些实施方式中，腔轨迹信息通过MRI、X射线、ECG、荧光镜检查法、显微镜检查法、超声及其组合中的至少一种中获得。参数信息可通过显微镜检查法、超声、血管内超声（IVUS）、近红外光谱（NIR）、光学相干断层扫描（OCT）、血管光学摄像设备及其组合中的至少一种获得。
参数信息可包括使用多频激励信号并同时在多个频率中的每一个频率处测量响应信号而获得的横截面积。
本公开内容的一个方面是诊断元件，其包括：至少两组间隔开的电极，其被配置成体内放置到接近心脏脉管结构中的感兴趣的体积空间处，其中来自至少两组间隔开的电极的至少第一组电极被配置成接收来自激励源的输入激励，且来自所述至少两组间隔开的电极的至少第二组电极被配置成接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号并将该响应电压信号传输到测量设备。
在某些实施方式中，诊断元件还包括支撑线材，该支撑线材包括远端和近端，其中所述至少两组间隔开的电极放置在支撑线材的远端，且激励源和测量设备放置在支撑线材的近端。远端可以是螺旋状缠绕的线圈。所述至少两组间隔开的电极可沿支撑线材的长度放置在预定位置处。支撑线材可以是单一的线材。支撑线材可包括被绝缘材料间隔开的多束线材（wirestrands）。所述多束线材可以按照选自以下组中的一个配置来提供，所述组包括：多丝绕线、一条或多条编织的线材、一对或多对双绞的线材、以及一对或多对绕线状双绞的线材。绝缘材料可以是聚合物。
在某些实施方式中，测量设备基于该测量设备接收的输出信号来计算至少第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号随响应电压信号变化，并且其中电压差随感兴趣的体积空间的腔尺寸变化。在某些实施方式中，电压差基于所述至少两个电极的空间分集。电压差可基于输入激励和响应信号的频率分集。电压差可基于脉管结构的组织分集(tissue diversity)。测量设备可被耦合到显示设备以显示腔尺寸。
在某些实施方式中，所述至少两个电极中的至少一个是分布式电极。在某些实施方式中，所述至少两个间隔开的电极中的至少一个包括一个或多个电极。所述一个或多个电极可按照以下配置中的至少一种来排列，所述配置包括直线配置、交错配置或空间配置。
在某些实施方式中，导管包括诊断元件，其中导管被进一步配置成确定主动脉瓣的横截面积并进一步确定关于生物假体瓣的假体大小。在某些实施方式中，诊断元件是气囊导管。气囊导管被进一步配置成确定主动脉瓣的横截面积并进一步确定用于生物假体瓣的假体大小。测量设备可基于由测量设备接收的输出信号计算第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号随响应电压信号变化，且其中电压差随气囊导管的气囊尺寸变化。
本公开内容的一个方面是有源导丝，所述有源导丝包括：远端，其包括至少两组间隔开的电极，其中所述远端被配置成被体内放置到接近脉管结构中的感兴趣的体积空间处；以及，近端，其被配置成耦合到测量设备和激励源。在某些实施方式中，远端是螺旋状缠绕的线圈。
在某些实施方式中，来自所述至少两组间隔开的电极的第一组电极用来向感兴趣的体积空间发送输入信号，且来自所述至少两组间隔开的电极的第二组电极用来接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号。测量设备可基于在近端接收的输出信号计算第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号随响应电压信号变化，并且其中电压差随感兴趣的体积空间的腔尺寸变化。电压差可基于所述至少两组电极的空间分集、输入激励和响应电压信号的频率分集和/或基于血管的组织分集。
在某些实施方式中，有源导丝是单一的线材。有源导丝可包括被绝缘材料间隔开的多束线材。所述多束线材可以按照选自以下组中的一个配置来提供，所述组包括：多丝绕线、一条或多条编织的线材、一对或多对双绞的线材、以及一对或多对绕线状双绞的线材。
本公开内容的一个方面是用于测量腔尺寸的诊断设备，所述诊断设备包括：诊断元件，其包括被配置成被体内放置到接近脉管结构中的感兴趣的体积空间处的至少两组间隔开的电极；激励源，其耦合到所述至少两组间隔开的电极的第一组电极；测量设备，其耦合到所述至少两组间隔开的电极的第二组电极；其中来自所述至少两组间隔开的电极的第一组电极被配置成接收来自激励源的输入激励，且来自所述至少两组间隔开的电极的第二组电极被配置成接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号并将该响应电压信号传输到测量设备。
在某些实施方式中，该设备还包括耦合到所述测量设备的处理器以基于在近端接收的输出信号计算第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号随响应电压信号变化，并且其中电压差用来计算感兴趣的体积空间的腔尺寸。处理器可以是所述测量设备的整体部件。处理器可被分成两个或更多个级别（level），其中所述两个或更多个级别中的至少一个位于主机内。该装置还可包括与处理器耦合的显示设备以显示腔尺寸。显示设备被配置成显示腔尺寸的可视2D表现方式。
一个方面是用于来自远程定位的多端口网络的测量值中的校准方法，该方法包括：提供激励和测量实体，用于激励远程定位的多端口网络和用于测量对应于所述远程定位的多端口网络处的多个远端电压的近端电压；提供连接网络，用于连接激励和测量实体与远程定位的多端口网络；提供多个已知负载网络，其与所述连接网络耦合；测量对应于已知负载网络的每个负载的多个电压；以及，基于所测量的对应于测量实体和连接网络的电压估算电学参数，其中电学参数被用于校准。
在某些实施方式中，电学参数是Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数中的至少一种。
在某些实施方式中，来自所述多个网络的每个负载网络产生至少三个电压测量值。所述多个负载网络可提供至少八种负载网络。
在某些实施方式中，远程定位的多端口网络是浮动网络。在某些实施方式中，该方法还包括使用电学参数对来自远程定位的多端口网络的测量值去嵌入。
一个方面是用于测量来自远程定位的多端口网络的多个实际电压的方法，该方法包括：提供激励和测量实体，用于激励远程定位的多端口网络和用于测量对应于远程定位的多端口网络处的多个远端电压的近端电压；提供连接网络，用于连接激励和测量实体与远程定位的多端口网络；提供多个电学参数作为对应于测量实体和连接网络的校准参数；用已知激励来激励远程定位的多端口网络；测量跨关于远程定位的多端口网络的至少两对端口的近端电压；以及，使用所述电学参数估算跨所述至少两对端口的实际电压，对近端电压去嵌入。
在某些实施方式中，电学参数选自由Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数组成的组。在某些实施方式中远程定位的负载网络是浮动网络。在某些实施方式中连接网络包括多条导线。在某些实施方式中远程定位的负载网络包括被体内放置在体腔中的至少三个远端电极。所述三个远端电极可放置在至少一条有源导丝或导管的远端。实际电压可用来确定关于体腔的一个或多个腔尺寸。
一个方面是用于对被体内放置在身体腔中的至少三个电极之间的所测量的远端电压去嵌入的方法，该方法包括：提供激励和测量实体，用于激励所述至少三个电极和用于测量对应于所述至少三个电极处的多个远端电压的近端电压；提供两个或更多个导体作为用于连接激励和测量实体与所述至少三个电极的连接网络，其中所述至少三个电极位于所述两个或更多个导体的远端；提供多个电学参数作为对应于激励和测量实体和连接网络的校准参数；用已知电压激励来激励所述至少三个电极；测量所述至少三个电极中的至少两对之间的近端电压；以及，使用所述电学参数估算所述至少三个电极的至少两对之间的实际电压，对近端电压去嵌入。
在某些实施方式中，电学参数选自由Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数组成的组。所述至少三个电极可放置在至少一条有源导丝或导管的远端。实际电压可用来确定关于体腔的一个或多个腔尺寸。
一个方面是用于对跨被体内放置在身体腔中的至少三个电极的、所测量的近端电压去嵌入的系统，该系统包括：激励和测量实体，用于激励所述至少三个电极和用于测量对应于所述至少三个电极处的多个远端电压的近端电压；两个或更多个导体，其被配置为用于连接激励和测量实体与所述至少三个电极的连接网络，其中所述至少三个电极位于所述两个或更多个导体的远端；以及，处理器，其用于估算作为对应于激励和测量实体和连接网络的校准参数的多个电学参数，并用于使用所述电学参数来估算跨所述至少三个电极的至少两对的实际电压，以对所述多个近端电压去嵌入。在某些实施方式中，电学参数选自由Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数组成的组。在某些实施方式中，所述至少三个电极放置在至少一条有源导丝或导管的远端。在某些实施方式中，实际电压用来确定关于体腔的一个或多个腔尺寸。
除利用导丝进行电测量以外，这种导丝同样还可以用于测量多种其它生理参数。例如，如以上所描述的，流体压力测量值可单独地在血管内被感测到或者与确定腔参数诸如横截面积组合在血管内被感测到。因此，如在以下进一步细节中所描述的，在多种构造中具有一个或多个电极的导丝可以任选地与流体压力传感器组合，以便不仅获得腔的尺寸还获得压力测量值，而不必在程序期间交换仪器。
基于血管内的压力传感器可以包括多种不同的传感器诸如MEMS传感器，所述传感器沿着导丝凹入并且具有膜片，所述膜片自身可由具有预定的电阻率值的硅酮结构形成。一般来说，这种导丝组件可包括长形的导丝体，靠近导丝体的远端或在导丝体的远端处固定的压力传感器，以及在导丝体内或沿着导丝体固定的并且与压力传感器电通信的处理器。
在使用中，导丝组件可以在患者身体的血管内血管内地前行，然后在所述血管内的流体压力可以通过压力传感器被感测到，所述压力传感器具有靠近导丝组件的远端或在导丝组件的远端处暴露的膜片，且然后流体压力可通过外部放置的定位在导丝体的外部的处理器来确定。如果这样的处理器可被定位在导丝组件内并且与压力传感器电通信，则由于所需的导体数目减少以及噪音和各种信号之间的耦合减小，存在实际空间减少的一些独特的优势。
在一个实例中，压力传感器组件可具有衬底或具有沿着晶片衬底形成的膜片的MEMS传感器晶片衬底。压力传感器和膜片可与引线绝缘，所述引线电附接到晶片衬底。一个或多个引线可包括导线，所述导线各自沿着其长度被绝缘体覆盖并且引线的每个末端可被焊接或以其它方式电连接到各自的顺序对齐的终止垫（termination pad）。这样的布置允许多根引线以交错对齐的方式被焊接到晶片，所述布置进一步允许沿着相对狭窄的晶片连接。另一个变化形式可包括终止垫，所述终止垫可以彼此邻近地以交错排列方式在晶片衬底的整个宽度形成。在这个实例中，凹槽、通道或沟可以沿着衬底从衬底的近端边缘导向到各自的终止垫来形成，以对齐并引导引线连接到衬底。
晶片衬底和压力传感器组件可被固定在压力传感器壳体内，所述压力传感器壳体形成为界定了槽或开口的圆柱体形状，所述槽或开口允许膜片暴露于流体以便感测流体压力。引线组件和终止垫可被绝缘体（例如，固定在焊接组件之上的热收缩或等效材料等）覆盖或包装，而衬底可被固定在传感器壳体内，例如，通过灌封材料诸如RTV、环氧基树脂或等效材料固定在传感器壳体内。由于衬底通过灌封材料邻近槽或开口定位，芯线的腔也可通过灌封材料来限定以允许当沿着血管内使用的导丝或在血管内使用的导丝内固定时芯线的通道通过传感器壳体。
在其它变化形式中，为了减少通过导丝并且到达压力传感器的线材或引线的数目，以及为了节省导丝自身内的空间，可以采取多种措施。一个实例是放置处理器，诸如ASIC（专用集成电路），所述ASIC是为特定用途定制的、直接在导丝内并且在压力传感器附近区域或邻近压力传感器的集成电路。通过将ASIC放置在导丝内，一个或多个引线通过导丝的整个长度的布线可以被消除。
另一种变化形式可包括在与压力传感器的衬底相同的衬底上直接形成的ASIC。由于ASIC直接接近压力传感器和膜片，电连接可在衬底之上而不是使用多根引线而直接地设置在两者之间。
在使用中，压力传感导丝组件可具有在导丝的末端处或者靠近导丝的末端沿着导丝体固定的压力传感器壳体，使得衬底的膜片通过槽暴露以便与周围流体接触。ASIC可固定在衬底的附近并且被电连接到衬底，例如，沿着导丝体或者在导丝体内电连接到衬底的附近区域。导丝组件还可包括穿过导丝和传感器壳体的芯线。导丝组件的远端卷曲体可从传感器壳体延伸到远端，而ASIC引线连接ASIC并且在近端穿过导丝体，所述导丝体可被用于在使用中连接到位于患者身体的外部的另一个模块，例如，额外的处理器、监视器等。
另一种变化形式可包括被配置为‘开关’的处理器，所述‘开关’切换传感器之间的连接。在这种情况下，仅需要一组导线穿过导丝的整个长度布线。如果两个传感器的同步操作是期望的，则输入和感测输出通过相同的一组导线以期望的频率多路传输。假如在工作流程中期望感测输出在不同的时间间隔，诸如在冠状动脉介入过程中的情况，开关发送信号以便按离散时间间隔来切换。
另一种变化形式还可包括结合了一个或多个额外的传感器诸如电极的导丝组件。电极可被定位在沿着导丝体的任何位置，而且可以被定位在压力传感器壳体和ASIC的近端区域。电极中的一个或多个可被电耦合到ASIC同样地用于处理，或者它们可被电耦合到位于例如离导丝组件一定距离处的另一个处理器。这样的电极可用于提供额外的感测或检测能力，诸如对各种腔参数如腔的直径的感测。此方面的实例被进一步详细地描述于2011年11月28日提交的美国专利申请13/305,630以及2011年6月13日提交的美国专利申请13/159,298中，所述美国专利申请中的每一个在此通过引用方式全部并入。可选地，一个或多个电极可以通过多种模式（例如，RF、微波等）来激发并且用于对周围组织提供烧蚀处理以便治疗各种疾患诸如慢性完全闭塞、血管形成闭塞等。
导丝组件还可任选地结合或包括无线传输器或收发器，所述无线传输器或收发器被配置为例如经由远端线圈来无线地发射感测信息。这样的构造可以消除引线或线材从ASIC穿过导丝体的需要。而且，到ASIC和/或压力传感器壳体的电力可以从放置在患者身体的外部的外部源经由RF连接链路接收。无线传输到部件（例如，当定位在患者身体内时）的电力可从放置在导丝组件的附近区域的外部源通过患者身体来传输。电力可以经由远端线圈、近端线圈或两者的组合接收以便对导丝组件内的一个或多个部件中的每一个提供无线电力源。
由于导丝组件具有例如沿着导丝体、接近压力传感器壳体定位的电极组件和压力传感器这两者，电极被配置为在腔中以多个频率传递多频电信号，以测量响应于所传递的信号的在所述多个频率中的至少两个频率的电信号，并且以利用在所述至少两个频率下的测得的电信号确定解剖学腔参数。
一般来说，在利用由具有压力传感器和电极组件这两者的导丝获得的功能测量值和解剖测量值时，这些参数可被用于将血管网络模拟成等效电网络以便确定各种治疗计划。然后，优化的治疗计划可以基于如医师所确定的各种因素来选择。利用导丝组件，可以完成病变的功能的和解剖学的测量和识别。然后，等效电网络可以基于测得的参数来模拟和解析以获得电网络的未知参数。可能的治疗计划选项的列表可以被构建，其中每个计划可对应于特定病变的子集的治疗。治疗计划中的每一个的解剖结果可被估算并且等效的、改进的电参数可以被确定。然后，每个计划的电网络中的每一个可以得到解析以确定每个治疗计划的功能结果并且全部治疗计划的结果可以呈现给医师。基于治疗计划的结果，医师可基于风险回报权衡（trade-off）做出治疗的决定并且选择进行哪个治疗计划。
在由具有一个或多个狭窄病变的血管网络构造等效电网络时，主动脉压可被映射为电网络的电压源。这被连接在零电压电势和心门（ostium）之间。所有相关病变可在血管网络中被识别且然后每个病变在等效电网络中可被映射为不同的电阻。在所涉及的动脉的每一个的末端处的微脉管结构在电网络中可被映射为不同的电阻。动脉的健康分段（其提供相对低的电阻）可对应于电短路并且可被映射到电阻之间以及电压源和电阻之间的电连接。在微脉管结构末端处的电阻为零压力（零电压电势）并且在等效电网络中可被映射为零伏特。
附图简述
在所附权利要求中具体地阐述了本公开内容的特征。通过参考阐述了示例性实施方式的以下详述和所附的附图获得对本公开内容的特征和优点的更好理解，这些示例性实施方式中利用了本公开内容的原理，其中：
图1是设置在腔内的激励元件之间的电流通路的图示表示；
图2是示出了不同组织类型在一频率范围上的特征阻抗的大小的图形表示；
图3是示出了不同组织类型在一频率范围上的特征阻抗的相位的图形表示；
图4是示出了在一频率范围上可被提供给心脏组织的电流值的实例的图形表示；
图5描绘了当血管壁绝缘时的电流线。
图6描绘了当血管壁高度导电时的电流线。
图7示出了网状模拟的网络。
图7A示出了确定腔尺寸的示例性方法。
图8示出了腔的有限元（FINITEELEMENT）模型以及其中的医疗设备。
图8A示出了确定腔尺寸的示例性方法。
图8B示出了确定腔尺寸的示例性方法。
图9示出了产生并应用多频激励信号的示例性方法。
图10是示例性系统的框图表示。
图11示出了伪随机二进制序列的示例性实现方式。
图12A示出了时域中的示例性伪随机二进制序列。
图12B示出了时域中的示例性伪随机二进制序列中被放大的一部分。
图13示出了示例性伪随机二进制序列的功率谱密度。
图14示出了示例性伪随机二进制序列的相图。
图15示出了用于使用IFFT的正交频分复用（OFDM）序列的示例性实现方式。
图16示出了用于图14和图15的OFDM序列的时域信号。
图17示出了用于实施图15的OFDM频率响应。
图18示出了用于产生多频复合正弦曲线的示例性实现方式。
图19是示出了示例性的诊断元件和用于测量腔尺寸的相关电路的图示表示。
图20是示出了待与图19的诊断设备一起使用的激励和测量设备的实施方式的图示表示。
图21是根据示例性实施方式的一个方面的、以预定位置间隔开的电极的图示表示。
图22是分布式电极的图示表示。
图23是诊断设备的示例性实施方式的图示表示。
图24示出了来自测量设备的输出和血管造影片图像的叠加图像。
图25是诊断设备的示例性实施方式的图示表示，其示出了示例性的电子器件。
图26-33是有源导丝的几个示例性实施方式的图示表示。
图34是包括诊断元件的气囊导管的图示表示。
图35是根据示例性实施方式的、示出了来自脉管结构的原始数据的实例的图示表示。
图36是用于根据本公开内容的一个方面确定腔尺寸的示例性方法的流程图表示。
图37和38示出了确定3D体积形式的腔轨迹的示例性方法。
图38A阐明了对长形医疗设备例如导丝上的标记的识别。
图38B阐明了穿过多个帧追踪标记。
图38C阐明了由视角引起的电极相对间隔的变化。
图39示出了应用本公开内容的方法获得3D体积形式的腔轨迹的具体实施方式。
图40示出了本公开内容的示例性腔轨迹设备的图解视图。
图41示出了处于模拟使用状态中的本公开内容的示例性腔轨迹设备。
图42示出了其上具有标记的一个参考贴片的一种示例性设置。
图43示出了处于使用状态的、其上具有标记的一个参考贴片的示例性布置。
图44示出了其上具有标记的一个参考贴片的另一种示例性设置。
图45示出了腔轨迹系统的框图示意图表示。
图46示出了包括了在本公开内容的方法中所包括的示例性步骤的流程图表示。
图47示出了包括了在本公开内容的方法中所包括的示例性步骤的流程图表示。
图48是本公开内容的示例性系统的框图图示表示。
图49是具有端口电压和端口电流的2端口网络的图示表示。
图50是在远端区域具有多端口网络而在近端区域具有激励和测量实体的示例性实施方式的图示表示。
图51是在远端区域具有多端口网络而在近端区域具有激励和测量实体的另一个示例性实施方式的图示表示。
图52是用于测量来自身体腔的电响应的示例性实施方式的图示表示。
图53是具有用于获得来自身体腔的测量值的不同构造的另一个示例性实施方式的图示表示。
图54是被用于模拟图51和图52的系统的多终端实施方式的图示表示。
图55是可使用图53的实施方式的假设的多端口网络的图示表示。
图56是可使用本发明的方法的多端口网络的图示表示，其中存在6个自由度。
图57是具有示例性的3端口无源网络（6个复阻抗）的实施方式的图示表示。
图58是具有示例性的3端口网络的另一个实施方式的图示表示。
图59是关于本发明的示例性方法的步骤的流程图。
图60是显示具有标记的、通过导向导管插入的线材的另一个实施方式的图示表示。
图61是示出了标记之间的物理间隔的图示表示（非在2D图像中看到的表观距离）。
图62是示出了移动通过导向导管的标记的图示表示。
图63是示出了具有2个标记（A&B）的线材的图示表示。
图64是示出了具有移动通过腔的2个标记（A&B）的线材的图示表示。
图65是示出了连续帧的叠印（super-imposition）的图示表示。
图66是示出了标记的线性移动的图示表示。
图67是示出了基于所附接的离散的电元件的校准的图示表示。
图68是示出了使用不同尺寸的填充有导电流体的腔的校准的图示表示。
图69A和图69B是可被整合到导丝中的压力传感器的一种变化形式的相应的顶视图和横截面端视图。
图70A和图70B是可被整合到导丝中的压力传感器的另一种变化形式的相应的顶视图和横截面端视图，在所述导丝中导线的末端可以沿着通道、凹槽或沟定位。
图71A和图71B是沿着导丝定位的压力传感器的相应的顶视图和横截面端视图。
图72A和图72B是压力传感器壳体的一种变化形式的相应的顶视图和横截面端视图。
图73是直接结合了在导丝内并且与压力传感器直接电通信的ASIC的压力传感器的另一种变化形式的顶视图。
图74是压力传感器的另一种变化形式的顶视图，在所述压力传感器中ASIC块和传感器块可被直接整合到常规的衬底上。
图75是彼此电通信的ASIC块和传感器块的示意图。
图76是示出了压力传感器模块和ASIC芯片的相对定位的导丝的一种变化形式的局部横截面侧视图。
图77是示出了压力传感器模块、ASIC芯片和增加的额外的传感器诸如电极的相对定位的导丝的另一种变化形式的局部横截面侧视图。
图78是具有ASIC的导丝的另一种变化形式的局部横截面侧视图，所述ASIC可被配置为经由远端区域导丝线圈的至少一部分无线地传输和/或接收信息。
图79是导丝的又一种变化形式的局部横截面侧视图，在所述导丝中ASIC可被配置为经由远端区域导丝线圈、近端区域导丝线圈或两者的组合无线地传输和/或接收信息。
图80是在血管内血管内地前行的用于感测流体压力的导丝组件的实例。
图81是彼此邻近地沿着导丝定位的压力传感器组件和电极组件的一种变化形式的侧视图，且为了图示而示出了示例的电流线。
图82是电极组件的详细的侧视图。
图83是沿着导丝固定的压力传感器组件和电极组件的另一种变化形式的局部横截面侧视图。
图84A和84B是分支血管诸如主冠状动脉的实例，所述主冠状动脉具有左冠状动脉（LCA）和冠状动脉左前降支(LAD)，所述左冠状动脉（LCA）和冠状动脉左前降支(LAD)各自具有狭窄病变和对应的等效血管网络模型。
图85是可以如何通过变化半径的一系列圆柱体分段来接近血管腔以便确定等效总体电阻的实例。
图86A和图86B是具有超过一个狭窄病变的单一血管及其等效血管网络模型的实例。
图87A和图87B是附属于狭窄血管的血管及其等效血管网络模型的另一个实例。
图88A和图88B是从具有两处病变的狭窄血管分出的血管及其等效血管网络模型的另一个实例。
图89是示出了用于模拟血管网络并优化治疗计划的实例的流程图.
图90A至90D是可以被模拟以供使用的各种血管和病变构造的实例。
图91A至91L示出了具有结合的压力传感器和电极组件的导丝可以如何在血管内前行以便在确定治疗选择时评估狭窄区域的压力和腔的特征的实例。
发明详述
本文描述的设备、系统和方法将成像、精确的物理测量和组织表征以与其他标准诊断技术，例如但不限于血管造影术、IVUS、光学相干断层扫描（OCT）、近红外光谱学（NIR）和FFR（“血流储备分数”）相比更小的印迹和更低的成本组合起来。本文描述的技术还可披露较一些其他诊断方法更多的解剖学细节并提供各种用途方面的多个优点。
本文的公开内容提供了用于确定血管体腔或血管的尺寸，例如横截面积的设备、系统和方法。如本文所述的血管体腔指的是循环系统的身体腔，如具有血液作为流体在所述腔中流动的动脉或静脉，且通常是指血管。如本文所用的“尺寸”包括但不限于横截面积、直径、半径、长轴/短轴及其任何派生参数。本公开内容的多个方面可作为独立的系统或方法应用，或作为更大的诊断或治疗设备或程序的一部分应用。应当理解本公开内容的多个方面可被单独地、共同地或彼此结合地理解。除非本公开内容明确地另外说明，否则在一个或多个实施方式中描述的特征可并入到其他实施方式中。
在某些实施方式中，这些系统和方法可确定横截面积以确定腔内何处的横截面积处于最小值，并由此确定何处存在阻塞。在某些实施方式中，本公开内容提供支架在脉管结构的阻塞区域内的准确放置和扩张，最小程度地需要或不需要使用额外的诊断工具来确定并确认支架的尺寸选择、放置、覆盖范围及与血管壁的适当附着。因为血管造影片可导致不准确且主观的肉眼估计，本文的实施方式解决了支架在动脉、其他血管或其他腔中的位置错放。位置错放可包括纵向错位和/或轴向错位。在纵向错放情况下，支架被放置得过远或过近，在某些情况下留下未被覆盖的斑块（PLAQUE）。在其他情况中，支架长度可能不足以覆盖伤口的长度，也留下未被覆盖的斑块。另外，如果气囊膨胀得过远或过近，气囊扩张后可在支架边缘处导致对血管的损伤。在轴向错位中，支架与动脉的比可以小于0.9。也就是说，支架未膨胀至期望的动脉直径的至少90%。在另一种形式的轴向错位情况下，支架与动脉的比可以大于1.3，意味着支架膨胀到超过期望的动脉直径的130%。
在某些实施方式中，确定腔参数例如横截面积提供了对脉管结构中阻塞的位置的准确、实时的确定且还表明了膨胀的气囊或支架的尺寸。但是，在身体的任何其他合适的部分，本文的系统和方法可用于任何其他合适的程序，例如以下描述的TAVI程序。
在某些实施方式中，可确定阻塞的位置或其他感兴趣的解剖学区域，且可追踪其他诊断设备相对于该感兴趣的解剖学区域的移动。例如，在某些实施方式中，相对于参考点识别并记录阻塞，以致于可追踪支架导管相对于该阻塞位置的移动。其他已知方法可用来识别该感兴趣的解剖学区域。
本公开内容的第一方面确定血管体腔的信息。这些实施方式包括在被放置到血管体腔或器官（本文中“腔或器官”通常简单地称为“腔”）内的激励元件之间传递电流，并在血管体腔内使用多个传感器或感应元件测量一个或多个也称为响应信号的响应电信号，以便确定一个或多个腔参数，例如腔的一个或多个横截面积。在示例性方法中，激励信号是多频信号，且响应信号是同时在多个频率处测量的响应电压（这通常被本文称作“频率分集”）。然后使用跨多个频率测量的响应信号来确定一个或多个腔参数，例如一个或多个横截面积。在某些实施方式中，设置在长形医疗设备上的激励元件未沿该设备彼此等距地间隔开，且该概念通常被本文称作“空间分集”。
如本文所用的非限制性的以下术语：“长形医疗设备”、“诊断设备”、“递送设备”、“导丝”、“导管”可互换地使用以指相同或相似的设备。
本文的方法利用了各种身体元件例如血液、血管壁、脂肪组织、钙化组织等的不同频率依赖性的电学特征来确定腔参数。图2是各种组织类型在某个频率范围108内的阻抗大小106的图形表示。提供了关于主动脉110、血液112和脂肪（平均浸润的）114的、相比于频率（HZ）的阻抗大小（以DB计量的VIN/IIN绝对值）。VIN表示电压而IIN表示电流。关于血液、组织（主动脉血管）和脂肪所示的阻抗大小（以DB计量的VIN/IIN绝对值）的图表明，当跨感兴趣的体积空间（例如，1立方毫米）串联应用不同频率处的激励（例如，正弦电流（AC），或任何其他波形）时，阻抗大小随着占据该体积空间的身体材料的类型而变化。
图3是各种组织类型在一频率范围126上的阻抗相位124（以度计）的实例的图形表示。线128表示组织（例如，主动脉血管）跨100HZ至100MHZ的频率范围的阻抗相位（以度计量的VIN/IIN角）；线130表示血液跨一频率范围的阻抗相位（以度计量的VIN/IIN角）；线132表示脂肪跨一频率范围的阻抗相位（以度计量的VIN/IIN角）。VIN表示电压而IIN表示电流。关于血液、组织和脂肪所示的阻抗相位（以度计量的VIN/IIN角）的图表明，当跨感兴趣的体积空间（例如，1立方毫米）串联应用不同频率处的激励（例如，正弦电流（AC），或任何其他波形）时，阻抗相位取决于占据该体积空间的身体材料的类型。
用来激励激励元件的电激励序列被设计成以便用跨越合适的频率范围的多个频率同时激励腔。优选地选择各种身体元件（例如，血液、脂肪、斑块、组织）表现出明显不同的频率依赖性的电学特征的频率范围，例如在图2和图3中所示的范围内。这些差异促成了所测量的频率依赖性信号中的独特特征，这有助于准确地估算腔尺寸。
图1阐明了在血管体腔内具有电极T1-T4的示例性长形医疗设备的表示图。电流被示为在激励电极T1和T2之间沿电流线54穿过。如所示，某些线仅延伸穿过腔内的血液，且某些线穿过血液和血管壁。应当理解，另外的组织例如脂肪组织或钙化脂肪组织可沉积在腔壁上以致于某些线穿过血液、腔组织、脂肪组织、钙化脂肪组织等中的一个或多个。终端T1和T2之间的总电流是所有单独的电流线的总和。在该实施方式中为电极的终端T1、T2、T3和T4适合测量电压。这提供了三个独特的电压V1、V2和V3（例如，T1和T3之间、T3和T4之间及T4和T2之间的电压）。存在测量这3个独特电压的替代方式。例如，终端T2可用作共同的参照物，且可在T1和T2之间、T3和T2之间及T4和T2之间测量这3个独特的电压。该替代测量实质上是之前提到的测量V1、V2和V3的实例的线性组合，且它们携带相同的信息。测量所选择的电压的具体方法取决于实现的方便性和每种类型的测量中存在的噪音程度。
从图1中，明显地，电流线拥挤在电极附近，并远离该电极呈扇形散开。这有效地增加了在激励电极（也称为两端口阻抗）之间所测量的阻抗。所测量的两端口阻抗将明显大于通过对计算导电介质的圆柱形截面的电阻或阻抗使用的公式确定的阻抗，所述公式为Ρ*L/A（其中Ρ是介质的电阻率，L是圆柱形部分的长度且A是横截面积）。在某些情况中，观察到比公式计算出的阻抗大几倍的值。有时称作接触阻抗或电极边缘效应的额外阻抗，其根据电极的几何形状和电极所处的介质的电导率。即使腔的横截面积增加至非常大的值，两端口阻抗未下降到特定值以下。为减轻接触阻抗的效应，使用4点阻抗测量，其使用了远离激励电极且更近地隔开的电极。参考图1，可以看到在电极T3和T4之间电流线简直平行于轴。4点测量将是在电极T3和T4之间进行的测量，其中激励发生在外部电极T1和T2之间。但这并未完全降低电极几何形状的影响，除非激励电极被放置成非常远地间隔开。另外，在血液以外（壁和周围组织中）流过的电流量也受电极几何形状的影响，其不可通过4点测量补偿。因此在计算中，本文的方法中遵循的途径将包括电极的几何形状的影响。虽然这些方法未尝试确定任何阻抗，但作为替代使用了在感兴趣的区域中各个位置处的电压分布以确定横截面积。这些电压分布受电极几何形状和腔尺寸影响。如以下描述的，通过建立包括电极几何形状的等效电学模型，在腔的横截面积的计算中这些因素被自动地计及。
激励电极的空间分集提供了更为准确和稳健地估算的腔尺寸。参考图1，一部分电流穿过腔而一部分电流穿过腔壁。如果电极被间隔成彼此接近，则大多数电流穿过腔，而极少的电流穿过壁。在这种情形中，所观察到的电压变得对壁边界不敏感，且因此对腔尺寸也不敏感。另一方面，如果电极被过远地间隔开，则大多数电流流过壁。在这种情形中，电压变得对腔尺寸中的微小变化不敏感。在某些实施方式中，最佳的间隔存在于使得约一半的电流流动穿过腔而剩余的电流流动穿过壁时。这通常导致期望的对腔尺寸变化的敏感性。最佳间隔取决于组织的腔尺寸和电学特征。如通用的拇指法则，对于组织的典型电学特征，已经验性地发现T1和T2之间的最佳间隔约等于腔的直径，但是所述间隔不局限于此。对于固定的电极间隔，应关于潜在腔尺寸的整个操作范围对该电极间隔进行优化。在这种情况下，间隔被优化成操作范围的中间处的值，以致于在该操作范围中灵敏度始终是较好的。在替代方法中，许多组电极被设置为其间具有不同的间隔。一组被选择用于依赖期望的腔尺寸的程序。可选择地，第一次测量使用默认的一组电极进行。基于该测量，选择第二组电极以获得对腔尺寸的更为准确的估算。
在图1的示例性实施方式中，仅将电极T3和T4用于测量。但是，更多的电极是可能的。图1中所示的两个电极仅是示例性的。这些电极的位置被示为大致均匀间隔在激励电极T1和T2之间。在替代实施方式中，测量电极可交错使得其在T1和T2之间未严格地均匀隔开。发现这种不对称提供了另外的腔信息。例如，当在T1和T2之间仅使用一个测量电极（例如，T3）且T3正好放置于T1和T2中间时，在T3和T2之间测量的电压将正好是T1和T2之间电压的一半。这种电压测量独立于腔尺寸，且因此未提供任何额外的信息。另一方面，如果单个的测量电极（例如，T3）放置得略偏离T1和T2之间的中心，则T3和T2之间的电压值取决于腔尺寸。一般地，如果在激励电极之间存在均匀间隔的许多测量电极，则约一半的测量将不提供任何额外的信息，而约一半将提供额外的信息。因此，略微不对称的电极间隔可被选择以将在使用最小数目的测量电极时所获得的信息最大化。
必须紧记接触阻抗和机械与解剖学限制来选择对应于T1和T2的激励电极的尺寸。由于机械限制和解剖学的缠绕性质，血管表现出保持尽可能小的尺寸。但是如果尺寸被限制得太小，则电极的接触阻抗将变成影响电压测量的主导因素。因为接触阻抗在很大程度上独立于腔尺寸，所以这降低了电压测量对腔尺寸的灵敏度。基于实验，发现合适的电极尺寸是具有约1至2平方毫米的外表面积的尺寸。但是这不意味着不符合该范围的尺寸是不合适的。将存在对腔尺寸估算的准确度和机械性质之间的权衡。
图4示出了在一频率范围上可提供给心脏的示例性电流值的图形表示。例如，通过心脏的最大容许电流（以毫安培计）可在该频率范围内变化。如所示，通过心脏的最大容许电流还可根据该电流是以异常不连续的方式、异常的连续方式还是以正常的连续方式应用而变化。本文描述的待运行的实施方式被设计为使用容许安全限值之内的激励电流。在某些实施方式中，激励可在某个特定的频率处或在特定组的频率处应用。在某些其他实施方式中，激励可在一频率范围上应用。在某些实施方式中，所述范围可以是40KHZ至10MHZ。一般地，该频率范围被选择以提供感兴趣的区域的电网络的组成元件的电学性质的最大差异。
因为血液、血管壁、脂肪组织和钙化组织各自具有不同的频率依赖性的电学性质，所以所使用的总的电流以及所测量的三个电压具有这样的值，即其大小、相位和频率依赖性取决于流动穿过血液和血管壁的电流的相对比例。总的来说，频率依赖性测量取决于多个因素，其中包括血液的频率依赖性电学特征、血管的直径（DBLOOD）、壁的频率依赖性电学特征、壁的厚度（TWALL）以及电极的几何形状和间隔。参考图1的实例，一旦一频率范围上的V1、V2和V3（或根据电极数目测量的任何其他数目的电压）的值被确定，通过下述方法以高度的准确度估算DBLOOD是可能的。可选地，在该过程中，还可估算血液的电学特征。这可提供另外的有关于血液的物理性质例如血细胞比容的临床值。
确定腔尺寸的一些现有技术的方法具有严重的缺陷。例如，一种现有技术的方法尝试使用仅由两个终端组成的设备估算腔直径。该方法使用了过于简单的对血液和壁的电学表现法并需要注射用于测量的第二流体。当激励电流流经终端时使用了单一频率，且因此未通过一频率范围进行激励。通过血液的电路由单一电阻抗表示。通过壁的电路由并联阻抗表示。该方法包括进行最少两次测量-第一次测量是在现有条件下，且第二次测量在用盐溶液替代血液之后进行，所述盐溶液的电导率明显不同于血液的电导率。在该方法中，进行了两个假定：通过壁的并联电路的阻抗在两次测量中未改变；以及两次测量中“血液”电路的阻抗与介质的电导率成反比。换句话说，阻抗Z=K/Σ，其中Σ是血液或盐水的电导率而K是常量，该常量的值取决于血管的直径和电极的几何形状。Z的值不取决于血管壁的电学特征。
对于上述现有技术的方法，存在基本问题。首先，通过壁的并联电路不是由单一类型的组织构成的。如可从图1看出的，包括血管壁的电路具有许多以不同角度穿过血液和血管壁的电流线。另外，在动脉的病态部分中将存在不同程度的具有不同形态（钙化的、未钙化的、纤维的等）的斑块。因此，“并联电路”的总阻抗将还取决于正常动脉和病态动脉中的其他斑块组织中的血液的电学特征。因为血液被盐水替代，所以，在第二次测量期间，并联电路的阻抗将改变。第二个问题是不明显的但可能更为关键。血液电路独立于壁的特征的假设是错误的。作为该问题的例证，图5和图6描绘了对于这两种极端情况的电流线—图5中所示的第一种情况发生在血管壁绝缘（即，壁的导电率比血液低得多）时。图6中所示的第二种情况发生在壁高度导电时。对比这两幅图，看到对于图6中所示的第二种情况，电流线具有明显不同的形状。这些线朝着大多数电流传导发生的壁被牵引。结果是，传导电流的血液的体积空间减少，导致“血液电路”的阻抗有效增加。
在该在前方法中，壁的电导保持不变，而腔中介质的电导改变。但是当壁的电导率变化时的影响是相同的（即，相对电导是重要的因素）。虽然已使用极端电导率来阐述了这一点，但在大多数情况下甚至在相对电导率适度地变化下，这种影响虽不太明显但无论如何是存在的。客观地使用电磁（EM）模拟来证实这些观察是直截了当的。
除了以上指出的现有技术的方法的缺陷之外，其亦未改变激励频率（即，频率分集），也未利用空间分集。缺乏频率分集通常导致对各种类型的组织之间不理想的辨别或不可辨别。缺乏空间分集导致减少的稳健性。其还减弱了对电极几何形状的影响的敏感性。电流线拥挤在电极附近，并渐渐地远离这些电极外跨。本质上该效应可通过沿线材的轴测量沿多个点的电压而被捕获。
如以上指出的，当激励频率改变时不同类型的组织（或在身体中发现的非组织）在电压和电流关系方面具有不同的属性。例如，如图2和图3中所示，血管、血液和脂肪组织在电压和电流方面各自具有不同的属性。在某些示例性实施方式中，本文的方法和系统同时提供了多个频率处的激励信号并测量由该激励信号产生的电响应（即，频率分集）。这些方法和系统允许这些测量同时进行，这允许这些测量在心跳的同一相位期间，例如在收缩相位或在舒张相位期间进行。这克服了与在不同时间进行的叠加的多次测量有关的困难以计及心跳相位。使用本文所述的方法进行的一些示例性的测量包括，例如但不限于腔尺寸、腔的特定区域如脂肪区、狭窄区、阻塞区、动脉的性质、血压、血液流速、组织和类似性质及其组合。
在某些实施方式中所测量的信号是在多个传感器，例如电极之间测量的电压。例如，参考图1，在具有多个频率的电信号流过终端T1和T2后，在各个频率处测量电压V1、V2和V3，但是可基于传感器的数量测量任何数目的电压。如以上参考空间分集描述的，终端T1、T2、T3和T4还被隔开使得对腔尺寸变化的测量的灵敏度最大化。然后使用V1、V2和V3的频率响应来估算腔尺寸，例如腔直径。
在其中要确定一个或多个腔横截面积的一个实施方式中，使用网状网络来对腔区域中的电路进行模拟。图7中描绘了一个这样的实例。存在各自表示组织的单元元件的两种类型的电学元件、血液元件和腔壁元件。该网状网络是近似于传导电流的连续介质。为减少近似误差，可选择更精密的网。在所需要的准确性和计算复杂性之间权衡。近似度越精确，所需要的计算复杂性越大。以其最粗糙的形式（具有最小的精确度），网被缩减为用于血液的一个元件和用于壁的一个元件，这是之前已经尝试的方法。不用说，这是一种过于粗糙的近似。
在网状网络中，每个血液元件的阻抗是腔横截面积的线性函数并与血液的导电率成反比。在替代规划中，血液元件的阻抗可被保持独立于腔尺寸，但是元件的数量将基于腔尺寸而改变。后者实际上是不方便的，因为电网络的拓扑结构不是恒定的，且腔尺寸所允许的变化是离散步长的而不是随意的。相似地，腔壁元件具有取决于壁厚度以及壁的导电率的阻抗。另外，腔壁可具有多个层。对于更精确的模型，其他类型的元件可被添加到该网状网络。例如，与脂肪组织或钙化组织相关的元件被包括在该模型中。另外，还可构建3维网以获得更好的模拟准确度。
考虑到该网状网络和在某个频率范围上测量的电压V1、V2和V3，腔尺寸被如下迭代地求解并如图7A中所示。获得电压测量值VM1、VM2和VM3后，假设关于血液、组织、腔尺寸和壁尺寸的具体的频率依赖性电模型参数。然后，使用所假定的参数，求解等效电网络并获得电压V1、V2和V3。然后，对比模型电压与实际观察到的电压。如果差不是最小值，基于这些差对所有参数进行校正并重复求解步骤。当差最小时，可基于收敛的几何参数阐明腔尺寸。这些步骤可使用标准拟合技术例如诸如但不限于最小二乘方拟合方法例如GAUSSNEWTON法、最陡下降法和LEVENBERG-MARQUARDT法实施。
在其中要确定腔尺寸的第二个实施方式中，使用电磁（EM）模拟工具模拟包括血液和腔壁的腔区域。EM工具使用了有限元方法（“FEM”）来把腔区域分解成更小的元件（例如，具有四面体形状）。图8中描绘了分解有限元的一个实例。考虑到腔区域中的身体材料的电磁性质，该工具应用电磁麦克斯韦方程来求解整个腔区域内的所有电压和电流。与对网状网络描述的方法相似的迭代法可用来确定腔尺寸。图7A和图8A的差别是求解等效EMFEM模型并获得关于给定参数的电压V1、V2和V3的步骤。
在上述两种迭代法中，腔尺寸被合理地假定为在电极附近大致恒定。典型的电极间距在几毫米的量级内。这意味着腔尺寸被假定为在沿腔的轴的几毫米内大致恒定。在大多数实际情况中，腔尺寸在几毫米的轴横移范围内不会显著改变。在这些几毫米内的变化的情况中，所估算的腔尺寸将是沿轴的腔尺寸的局部平均值。局部平均值将代表两个激励电极之间的中点。在典型的程序中，测量电极将穿越血管的长度，并在多个地方进行测量。因此将估算关于血管的不同区域的腔尺寸。
在上文描述并示出在图7A、8A和8B中的迭代法中，应注意到还要与腔尺寸一同确定身体元件的电学特征。这些特征包括血液和壁的导电率。这些电学特征还可作用输出以推断临床参数例如阻塞区（例如，钙化的阻塞区）（如果有的话）的血细胞比容和特征。
例如，如图7中所示，EM方法是用于腔区域的、比网状电网络准确得多的模型。但是，该方法在计算上也是非常复杂的。EM模型中的求解步骤通常会需要大量的时间。为加速计算，可采取改良的方法。在改良的方法中，EM工具在用于患者体内之前离线使用以计算关于可能的许多组几何参数和频率依赖性电学模型参数的电压分布。关于其进行EM模拟的参数的值覆盖这些参数的整个操作范围。关于离散（且明智而审慎地选择的）参数值进行EM模拟并创建查询表。对于未明确模拟的参数值，进行插值法。在极少情况下，参数的值可能位于已进行EM模拟的范围之外。在这些情况下，进行外推法而不是内插法。虽然外推法通常具有比内插法大的误差，但是在这些情况下，已发现其不影响腔尺寸估算的准确度。因此使得甚至在实际进行任何测量之前可得到对应于任何一组可能参数的EM模拟结果。查询表的创建是一项费时的任务，而且是可任意地使用大量的计算资源离线进行的任务。一旦查询表被创建，则EM模型中的求解步骤在计算上变得更简单。对于给定的参数值—关于腔壁的几何尺寸以及频率依赖性的电学模型参数—从查询表中读出相应的电压V1、V2和V3。可能的是需要内插法或外推法来获得关于给定组的参数值的电压值。由此获得的值V1、V2和V3将相当于如果要关于给定组的参数值运行全部的EM模拟的话所获得的值。图8B阐明了创建关于电压响应的查询表的流程图（图左侧的流程图）和使用查询值确定腔尺寸的方法的流程图（图右侧的流程图）。
在又一实施方式中，对应于腔中的特定位置的测量值在一定持续时间内被收集，其中持续时间被保持使得在给定的时间窗内不存在电极的显著的纵向移动。在该时间窗期间，电极可由于诸如以下的外部因素而在血管中侧向移动：心脏的抽吸运动、呼吸、患者的运动，以及由医疗从业者推动线材。在这种情形下，一些测量值将在携带电极的线材的轴接近于腔的中心时得到，而其它一些测量值将在线材偏离中心时即线材接近于血管的腔的内壁时得到。有利的是选择对应于电极接近于腔的中心轴的情况的测量值。在本发明的这个方面中，对应于中心情况的测量值被识别并选择。
用于识别并且拒绝对应于极度偏离中心的电极位置的测量值的方法之一是创建多个电极之间的测量电压的统计分布并且识别对应于低偏离中心的电极的测量值的子集。对于在腔中金属支架已被植入的位置，对应于偏离中心的电极的电压测量值将导致较小的值。在这种情况下，在电压测量值的最大值附近的测量值的子集被选择为腔测量值。测量值的这一子集对应于低偏离中心的电极的例子。另一方面，在没有金属支架的区域的测量期间，当电极偏离中心时将获得更大的电压。在最小电压附近的测量值的子集将对应于低偏离中心的电极。
在同时传递某个频率范围内的脉冲的实施方式中，可在任何频率范围上进行测量。测量可在任何频率范围上进行，其中所得的关于各种组织类型的图在形状上有所变化。例如，如图3中的阴影区域134中所示，对于主动脉、血液和脂肪的阻抗大小和/或相位曲线的形状在该频率范围上变化。可在一频率范围内以任何程度的频率步长进行测量。步长可保持不变或可在该频率范围上变化。在某些实施方式中，测量在约40KHZ至约10MHZ下进行，其中血液、脂肪和其他组织类型的阻抗的频率特征表现出明显差异。
图2和图3中所示的阻抗大小和/或阻抗相位可能是可伸缩的。例如，如果关于1立方毫米的组织类型进行测量，且如果关于2立方毫米的同一组织类型进行测量，则在频谱上各处关于同一组织类型的测量值将是某个系数乘以第一个测量值。在另一个实例中，如果关于组织类型的第一个量的第一组测量在相同的频率范围上产生特定的曲线，则关于同一组织类型的第二个量的第二组测量可产生为第一条曲线的伸缩形式的曲线。该组织的一种或多种尺寸的差异可产生要被第一组测量值乘以的系数。
阻抗大小和/或阻抗相位也可以是累加性的。例如，如果对第一种类型的组织的第一个量进行测量，对第二种类型的组织的第二个量进行测量，并对第一种和第二种类型的组织的组合进行测量，则关于所述组合的测量可包括累加在一起的第一组测量和第二组测量。在某些实施方式中，第一和第二组测量可通过一个或多个系数加权。在另一个实例中，如果对第一种组织类型的第一组测量在一频率范围上产生特定的曲线，且对第二种组织类型的第二组测量在同一频率范围上产生第二条曲线，则对第一和第二种组织类型的组合的第三组测量可在同一频率范围上产生第三条曲线，该第三条曲线可能是第一条曲线乘第一个因数加上第二条曲线乘第二个系数。所述系数可以是1，小于1或大约1。在某些实施方式中，伸缩只发生在大小而不是相位中。
在某些实施方式中，对于在某个频率范围上对组织类型的组合进行的阻抗大小和阻抗相位测量的组合，可能存在特定尺寸的一组组织类型，其将产生阻抗大小和阻抗相位测量值的组合。因此，在该频率范围上进行的阻抗测量可产生各种组织类型的尺寸。这些尺寸可用来确定腔尺寸，例如血管横截面积。因此，利用该组合的独特性可将单位电学性质转化成环境的体积空间数据。
在其中要在一频率范围上进行刺激的某些实施方式中，使用了伪随机二进制序列（“PRBS”），而在某些实施方式中，使用了正交频分复用（“OFDM”）序列，下文更详细地描述了这两种序列。
在某些实施方式中，激励信号穿过多个电极传递到脉管结构的目标区域中。图9示出了示例性的方法10。该方法包括在步骤12产生具有接近一（即，1）的预定的峰值-均方根（RMS）比（“PAR”）的多频序列脉冲。
由于进入感兴趣的区域的峰值容许电流的限制，激励水平（即，激励的能量）被限制。考虑其中可注入到身体内的最大电流是IMAX的情形。可被安全注入的电流的RMS值是IMAX/PAR，如果PAR高的话，IMAX/PAR降低。这反过来导致成比例地降低了来自腔的对应于激励信号的电响应的信噪比（“SNR”）。较低的SNR导致较差的最终估值的精确度。
在某些实施方式中电学硬件具有有限的动态范围。接收链设计必须调节其增益以保持峰值信号个例低于其动态范围。对于具有高PAR的信号，其将导致接收链中总的信号能量的降低。作为例子，PAR为2意味着接收链在较其之前工作的信号强度低2倍的信号强度下工作，且其可产生最多6DB的SNR劣化。
具有相对较高的PAR值的设计不一定阻止系统运行。由于SNR的降低，其可能潜在地使系统更不准确。具有较低的PAR是优选的。但是，可在更低的SNR上运行或具有非常高的动态范围（增加复杂性和设计成本）的系统仍可在具有相对高的PAR值的情况下工作。
在某些实施方式中，具有多个频率和期望的PAR（即接近一的PAR）的激励通过产生伪随机序列构建。不期望被任何理论束缚，已知在FS采样下产生的长度L的伪随机序列将包含具有从0（该频率对应于DC频率）至FS/2的频率（步长为FS/L）的离散的无假频（UN-ALIASED）的音调。每个频率（除了DC）下的功率被相等分布，而同时单独音调的相位在-
至+上均匀分布。
实现激励的一种示例性方法将是使用具有低噪音的数模转换器（“D/A”或“DAC”）。具有以上指出的要求的D/A是本领域已知的，且可有效地和本文的公开内容一起使用。D/A采样率必须是所需要的最大激励频率的至少两倍。D/A转换器输出的基础形状是宽度等于两次连续采样之间的时间差的矩形脉冲。本领域技术人员将应理解如果输出伪随机序列的D/A转换器在两倍于期望的最大频率（FH）下采样，则其将产生为基础伪随机序列的频率形状与矩形脉冲的频率形状的乘积（即，在FS下具有第一零点的SINC函数）的频率形状。
基于具有基础矩形形状的伪随机序列的激励的显著优点是其PAR为一。这导致关于信号的给定峰值振幅的RMS信号功率最大化。存在关于电学硬件性能另外的优点。在该实现方式中，D/A转换器的输出只具有两个水平（-A和A），其中A是激励的振幅。传输链的线性度是不相关的，因为非线性度只对信号产生的增益误差和偏移误差。接收链设计还通过较低的PAR被简化，因为动态范围和线性度要求不是太苛刻。基于矩形脉冲形状（其持续时间TS=1/FS）的这样一个激励的另一个主要的优点是可用单一位激励来激励D/A，同时将与触发多位有关的数字噪音最小化。基于矩形脉冲形状的方法的次要缺点是由SINC响应的转降所引起（在FH=FS/2下最多约4DB）的在较高的感兴趣的频率处的小的下降，SINC响应导致用于信道估算的信息的SNR成比例下降。但是这种用于信道估算的SNR下降不影响系统性能。在替代实现方式中，产生接近Δ函数的基础脉冲形状可能是可行的，在这种情况下，频率特征将是在各频率上平坦的。但是，这与增加的PAR有关。D/A转换器输出需要被有效地过滤以防止在感兴趣的带以外的带发射。可使用具有在感兴趣的区域处的通带的无源或有源模拟滤波器完成过滤。过滤导致小而尚且不显著的PAR增加，并且PAR将仍保持基本接近一。
在其他实施方式中，激励序列被构建成重复的正交频分复用（OFDM）序列。OFDM序列由在从感兴趣的低频开始到感兴趣的高频的所有频率上相等的振幅组成。被激励的频率的数目与高频（FH）与低频（FL）的比成比例，而频率间隔与所选择的感兴趣的最低频率（FL）相同。基础OFDM序列的持续时间与其最低频率呈反相关。通过适当选择每个频率的相位，OFDM序列的PAR可被设定为低至接近一的值。在某些实施方式中，OFDM序列的PAR被保持为低于1.4。基于OFDM的序列是数目为2的幂的多个离散音调的和，并提供以基于快速傅里叶变换（FFT）的有效方式实现电路处理的独特优点。
又在其他实施方式中，可通过将使序列的总PAR最小化的方法将激励序列构建为多条连贯的正弦曲线的加和。PAR最小化可通过适当地调整每条正弦曲线的相位实现。还可通过适当地从OFDM序列中除去一个或多个音调来构建这些序列。这些序列在一完备的OFDM序列上是特别有用的，其中电学硬件由于其有限的容量不能处理一大组频率信息，或者非线性度太高并指示使用彼此具有非乘法关系的音调，使得一个或多个音调的非线性效应不影响另一音调。
将应理解进入身体的容许RMS电流是根据用于单频激励的频率。容许电流水平处于10UA的最小值并随频率超过1KHZ而线性增加。关于这一点的方法未描述关于多频激励的容许电流水平。图4示出了在一频率范围20上可提供给心脏的示例性电流值18的图形表示16。例如，通过心脏的最大容许电流（以毫A计）可在该频率范围上变化。通过心脏的最大容许电流还可根据该电流是以异常的不连续方式、异常的连续方式还是以正常的连续方式应用而变化。基于多频激励序列确定关于某种激励的RMS电流值的一种可能的方式可以是通过匹配复合信号的RMS电流与关于最低频率的相应容许RMS电流。
图9中的示例性方法10还包括穿过一组被体内放置的电极14传递多频序列脉冲。然后该组被激励的电极发送电流脉冲穿过感兴趣的区域。取决于感兴趣的区域的性质，电压遍及这些电极被放置的腔而形成。对应于来自多频脉冲的每个激励频率将存在一个电压。。因此可使用本文描述的方法同时获得大量的信息
激励后，然后可使用能够同时处理信号的、合适的测量设备检测遍及腔形成的多个电压。如上所述，当激励频率改变时，不同类型的身体材料在电压和电流关系方面具有不同的属性。例如但不限于血管、血液和脂肪组织在电压和电流方面具有不同的属性。测量设备可被配置成顺序性地、并行地或成组地处理多组信息以提供结果。
本文的系统和方法提供了同时进行多种腔测量的能力。因为它们同时进行，所以所有这些测量在心跳的同一相位期间，例如在收缩相位或在舒张相位进行。这克服了与考虑心脏的相位而在不同时间进行的叠加的多次测量有关的困难。
本文所述的有用的方法可以以软件程序或算法的形式被有效地施用。因此，另一方面，本公开内容提供了实施本文的方法的算法。在某些实施方式中，软件包括适合产生如本文所述的多频脉冲的算法的步骤。软件还可被配置成随后用多频脉冲激励一组电极。软件可被配置成随后接收待处理的、来自腔的信号。另外，可与算法一起使用的其他部件包括，例如但不限于：显示模块，例如具有合适分辨率的显示器；输入模块，例如键盘、鼠标等。
在又一方面，本公开内容提供了包括适合实施本文描述的方法的算法的系统。图10示出了示例性系统30，其包括被配置成体内放置在腔中的至少一组电极32。该组电极能够被多重激励脉冲激励。使用伪随机发生器使得多重激励脉冲成为可能，所述伪随机发生器包括使用合适数目的触发器34。除了其他因素以外，所期望的触发器的数目取决于待产生的脉冲的复杂性。待由伪随机发生器执行的确切序列可使用输入模块36输入。输入模块可被配置成采用手动输入，或可被配置成自动产生待由伪随机发生器执行的序列。如本文以上提到的，代替伪随机序列，也可与相关电子器件一起使用OFDM序列，用于产生将对于本领域技术人员是已知的OFDM序列。
在系统30中，将所产生的多重激励脉冲随后通过D/A转换器38发送。该系统还包括滤波器40，取决于各种因素，例如必要性、情形的需要、计算能力、成本等及其组合，滤波器40可以是无源或有源滤波器。在一个特定的实施方式中，滤波器包括无源多级LC梯级网络（LADDERNETWORK）。根据该应用，一些实施方式可不需要该滤波器而进行。
该系统还包括适合处理用于伪随机发生器的输入的处理设备42。处理设备还可被配置成将多重激励脉冲发送至该组电极。该系统还可包括通讯设备（图3中未示出）以使伪随机发生器与该组电极通讯。不同部件和模块之间的通讯可通过本领域技术人员已知的任何有线或无线的装置实现，且该精确要求可被达成而无需过度的实验。
系统30还包括检测器模块44以检测上文描述的遍及腔形成的电压。然后被检测到的信号可被馈送入处理设备42用于进一步处理。这些信号可产生与腔有关的大量信息，处理设备被配置成基于输入，例如但不限于所述信号、算法、腔特征及类似因素来确定这些信息。因此，本发明的系统还可用来对腔进行多次同时测量，而无须依靠在不同时间点获得的数据的拼接，这种拼接可能将误差引入最终的测量值。
实施例1
在示例性实现方式中，基于血液、组织和脂肪的电学特征在40KHZ（FL）至10MHZ（FH）之间选择激励频率带。16位D/A转换器被选择以FS（=20MHZ）采样率工作。所选择的D/A转换器接受偏移二进制序列（对于最低值是0X0000而对于最高值是0XFFFF）。根据一位伪随机模式，转换器的最高有效字节被触发，而下一位被永久地保持在逻辑1。所有其他位被保持在逻辑0。因此，取决于来自伪随机发生器的0或1，D/A输入在0X4000和0XC000之间切换。伪随机发生器位于后端实体上，并且由称为FLOP的一连串9个的D触发器构成，以表示9抽头伪随机序列的。所得的序列是具有L=511（29-1）的长度的最大长度伪随机序列。用来产生该序列的生成多项式为
X9+X4+1=0      (1),
这将意味着最后一个抽头的输入是第一个和第五个FLOP的异或（XOR）输出，如图11中所示。FLOP输出都被初始化为1以由此开始（重新设定状态）。激励序列中存在的音调是FL的倍数，其中：
fl=fs/L=20/511MHz=39.14KHz      (2)
D/A转换器产生具有以39.14KHZ间隔的频率的输出。使该输出通过带通滤波器，其通带在低于39.14KHZ的值开始并在10MHZ以上的值结束，其中保证了在整个频带上相当好的平面性。在一个特定的实现方式中，使用无源多级LC梯形网络设计滤波器。由于最终复合信号的最小频率在39.14KHZ，信号RMS值被维持为低于391□A。采样频率的选择和抽头长度取决于工作的最小和最大频率。如前所述，采样频率是激励中最大期望频率的至少两倍，而抽头长度（L）是满足以下关系式的最接近的整数。
L=[log2(fs/fmin)]        (3)
图12A示出了按本文所述产生的9抽头伪随机二进制序列的时域波形。该波形具有391□A的振幅。图12B示出了时域中的示例性伪随机二进制序列的突出部分。
图13示出了所产生的同一9抽头伪随机二进制序列的功率谱密度。图14示出了关于该9抽头伪随机二进制序列的相位角和频率之间的图。
实施例2
在又一个实现方式中，如图15中所示，使用相等振幅的NFREQ（=256）个离散音调构建OFDM序列且每一个音调处于随机相位上。调整关于每个音调的相位角以获得低于1.4的PAR。OFDM序列的构建可简单地通过将所有离散音调加在一起或通过对2Nfreq（=512）复数对称序列进行IFFT（快速傅立叶逆变换）进行，其中最初的256个复数与单个音调的振幅和相位有关，而下一组的256个复数简单地是逆序排列的最初256个复数的共轭复数（图15）。图16中示出了以最大感兴趣的频率（FH）两倍的FS（=20MHZ）采样得到的时域信号。该序列中的最低频率是FL（=FS/2NFREQ=39.0625KHZ）。时域OFDM序列还可使用合适大小的IFFT输入以较高的采样率产生，保持最低频率相同。较高的采样率减少了对抗假频过滤的需要，同时增加了传输面中硬件的复杂性。图17示出了关于实施图15的示例性OFDM频率响应。
在如图18中所示的又一个实施方式中，使用加上了适当的相位角的多条连贯的正弦曲线创建自定义序列，以将PAR最小化。所得的序列可能具有这样的性质，即其中任何给定的频率不与任何其他频率呈谐波相关。该序列还可在上述OFDM框架中构建，其中一个或多个IFFT输入被归零以去除来自原始序列的一组音调。
如上文述及的，一些实施方式还利用了空间分集，空间分集通常表示电极间隔的差异。例如，电压测量可在彼此相隔某一距离的第一电极和第二电极之间进行，且测量可在彼此相隔第二距离的第一电极和第二电极之间进行。由于空间分集，第一和第二距离不同。如上所述，在其他实施方式中，可使用任何数目的电极，且任意两个电极之间的距离可不同于任意两个其他电极之间的距离。使用在电极之间不同的间隔提供了对同一腔尺寸的不同电压测量。使用所有这些组的测量来求解共同的腔尺寸导致增加的稳健性。对于这一点有两个原因。首先，最佳电极间隔取决于待测量的腔的腔尺寸。因为该尺寸在不同情况中不是相同的，使用该空间分集允许至少一组电极被最佳地或接近最佳地隔开。第二，一些测量可受减少其可靠性的其他因素影响。这些因素中的一些是（1）特定电极与壁的接触导致异常测量（2）测量电路中的故障导致对某些电极的错误电压测量。在这些情况中，一些测量值可被确定为异常值并舍弃，导致对腔尺寸的更加精确的估算。
在上述某些实施方式中，这些方法被描述为提供穿过至少两个电极的激励脉冲。现将描述可被并入到整个系统中的示例性的传递设备。但是所述传递设备可被认为是独立的设备。图19是诊断设备的示例性实施方式的图示表示。诊断设备15包括长形医疗设备，在该长形医疗设备上将至少两组间隔开的电极16和17设置在远端区域18附近。诊断设备15被配置成在接近脉管结构例如血管中的感兴趣的体积空间19处体内放置，其中第一组电极被配置为接收来自激励和测量设备20的输入激励，而第二组（或第一组）电极被配置为接收来自感兴趣的体积空间19的、本文称为“响应”或“响应性”电压信号的电压信号。第二组电极被配置为向在长形医疗设备近端区域22处的激励和测量设备20传输响应电压信号。激励和测量设备20接收并测量根据响应电压信号的输出信号，并处理该输出信号以计算间隔开的电极之间的电压差。电压差指示腔尺寸并用来计算一个或多个腔尺寸。虽然已提到用于测量来自感兴趣的体积空间的信号的一组电极，但是该设备可具有任何数目的电极。图1中的示例性实施方式和本文的其他实施方式的示例性优点是该系统不需要为获得这些测量值而向身体腔注射流体。另外，示例性实施方式提供了用于获得腔参数的直接方法，增加了程序的简便性和患者的舒适度。
图20示出了图19的激励和测量设备20的示例性而非限制性的实施方式。激励源24被用于通过参考电阻器26激励诊断元件15的一组电极，并在激励后接收并测量电压测量值VM128,VM229,VM323和VM425（在特定实施方式的描述中也称为输出电压）。本领域技术人员将应理解用于进行这些测量的其他拓扑结构是可能的并被包括在本文中。可在两个或更多个电极之间进行测量，例如如所示的电学测量。当诊断元件行进穿过血管时，可在两个电极之间连续测量关于具有频率分集的给定激励的电压分布。如早先提到的，电极之间的电压分布指示腔的横截面积或该腔的感兴趣的体积空间，并被用于确定这些腔尺寸。
诊断元件的间隔开的电极可布置在长形元件上的、由如图21所示的引用数字35至48表示的预定位置处。电极的尺寸和间隔被设计成用于最佳性能。电极还可安装到导管或导丝上以将其体内放置在身体腔中。在某些实施方式中，电极可由导电材料形成。例如，电极可包括金属，例如铜、银、铝、金或任何合金、镀层或其组合。电极可包括线材的暴露部分。电极可包括与用于提供和/或接收电信号和/或电流的电子器件进行电通讯的任何导电材料。
电极还可被布置为其中使用了多个电极的、如图22所示的分布式电极50。分布式电极通常是指分布式电极配置，其中单个电极被分成许多个并被放置到多个位置处，并且都被连接到相同终端。存在多种用于实现分布式电极配置的方式，且图22是一个非限制性的实例。此处，通过内部线材使多个电极短接并由此实现分布式电极配置，从而将它们连接到同一激励源。
另外的不同的电极配置对于不同的方面是可能的且本文描述了一些非限制性实例。在一个特定的实例中，诊断元件包括三个间隔开的电极，而在另一个实例中诊断元件包括四个间隔开的电极。在替代实施方式中，可使用任何数目的电极。
另外，电极之间的间隔可相对于其上安装有电极的导丝是不对称的。在又一个实例中，电极未完全包围线材。仅一部分的线材被电极覆盖。多个这类电极被放置成覆盖线材的不同部分。特定电极被选择为使得它们是最有利的。例如，如果线材接触壁或支架，则使用覆盖线材中远离壁或支架的部分的电极是更有利的。可能要注意到在某些构造中，适合发送输入激励的电极和适合传输响应信号的电极可以是预定的。另外选择一对以上的电极来发送输入激励是可能的且相似地可选择一对以上的电极来传输响应电压信号。
在又一个实例中，虽然该对电极中每一个电极之间的距离可以不是预定的，但是每个电极的位置由任何已知的技术决定。在某些其他实施方式中，每个电极之间的距离可被固定。在其他实施方式中，电极之间的距离可改变。在有用的特定方法中，电极可被放置成极为贴近解剖学特征。例如，电极可被放置为极为贴近身体腔，例如血管，其中电极可接触身体腔的外表面和/或内表面。在某些实施方式中，电极可被放置在身体腔内同时接触或不接触该身体腔。每个电极可被相对于身体腔相似地布置（例如，所有电极接触身体腔的外表面），或各个电极可具有相对于身体腔的不同位置（例如，某些电极在身体腔内，某些电极接触身体腔的内表面）。
另外，在某些实施方式中，导丝可与诊断元件整合。导丝还可包括被间隔开的多个终端。在特定实例中，使用了第一终端和第二终端，它们之间被隔离件间隔开。隔离件可包括聚合物。在某些实施方式中，隔离件可以是围绕第一终端和第二终端的不导电涂层。隔离件可以是电绝缘的并且/或者使第一终端与第二终端绝缘。隔离件可包括但不限于聚丙烯（PP）、聚酰亚胺、改性尼龙（PEBAX）、聚苯醚（PPO）、聚苯乙烯（PS）、高抗冲击聚苯乙烯（HIPS）、丙烯腈丁二烯苯乙烯（ABS）、聚对苯二甲酸乙二酯（PET）、聚酯（PES）、聚酰胺（PA）、聚氯乙烯（PVC）、聚氨基甲酸酯（PU）、聚碳酸酯（PC）、聚偏二氯乙烯（PVDC）、聚乙烯（PE）、聚碳酸酯/丙烯腈丁二烯苯乙烯（PC/ABS）、任何其他聚合物、橡胶、薄壁热收缩材料或任何其他电绝缘材料。电导线可由铜、牵引填充管（DRAWNFILLEDTUBE）（例如韦恩堡金属或类似物）、不锈钢、银合金、钨或任何其他无毒导电材料组成，该电导线是基于其用于特定应用的电学和机械性质来选择的。还可使用挤出涂层、搪瓷涂层、喷雾或浸涂工艺和使用其机械性质适合本申请的生物相容性绝缘材料使电线进一步绝缘。
在某些实施方式中，导丝还可包括第三终端和第四终端及线材。可在第一、第二、第三和/或第四终端之间提供隔离物和/或隔离件。在本发明的各个实施方式中，可提供与离散终端连接的任何数目的线材。如本领域技术人员将理解的，可在多条线材之间提供电绝缘。
分离的导电性线材或导线可被额外地使用或可与导丝整合并被用来将远端电极连接到近端区域。这些导线还可被嵌入到导丝的内部或外部。在某些情况下，导丝载体自身可用作前述导线之一。在特定的非限制性实施方式中，导丝可具有本领域技术人员将充分理解的海波管（HYPOTUBE）构造。在一个特定的非限制性实例中，一条导线或多条导线可被缠绕在中心线材的外表面上并包封在外部海波管内或聚合材料（例如热收缩或挤出的聚合物）内。
在另一个实施方式中，导丝的表面可具有图案例如且不限于激光切割图案以提供沿导丝长度的可变硬度。本领域技术人员将应理解在不同的长度下可能需要不同的硬度水平以减少被体内放置的导丝在患者身体内部的移动且这些硬度要求可通过在导丝的表面上提供不同图案来满足。硬度还可通过提供围绕导丝的不同厚度的聚合物护套而改变。取决于期望的应用，导丝可以是圆形或扁平的线材。
电极与线材的附接可通过使用不同的技术实现，所述技术包括但不限于在电极中提供狭缝（SLIT）以便为导线布线，将电极束缚在导线上并随后将电极激光焊接、焊接或铜焊在线材上。在另一个实例中，可在电极中提供孔以附接导线。电极还可被设置为可通过例如焊接或粘合的手段被固定在海波管上的线圈。电极还可被设置为被安装在导线上的环或带。在使用导丝的另一个实施方式中，导丝的卷曲部分中的多个电极还可通过将所述线圈暴露于血液、通过免除所需位置处的不导电涂层来实现。为制备多个电极，可使用多丝绕线且可将不同的手动绝缘的线材暴露在必需位置处。
另外，在某些实施方式中，电极终端可设置在分离的线材上，这些分离的线材可以或不可以共享共同的载体或有源导丝。终端还可以按直线排列。在其他实施方式中，终端可在平面布置中、在空间布置中被设置成交错构造，或可相对于彼此具有任何其他位置。对于终端的所有组合，可提供对同一电流和电压值响应的测量值。
在某些实施方式中，电极被称为引线，并被配置为非常类似本领域已知的其他冠状引线，而且被配置为成为有源导丝的一部分。某些实施方式包括两个以上的电极。在某些实施方式中，一个或多个电极被放置在有源导丝上其远端区域处的有源导丝圆周的一部分上。在某些实施方式中，一个或多个电极包围有源导丝上其远端区域处的有源导丝的整个圆周。
在其他实施方式中，可提供扇形间隔的电极。扇形间隔的电极不完全环绕有源导丝。这将允许对阻塞进行方位描绘，即与仅确定横截面积相反，有可能确定给定横截面中的空间取向或斑块。因为其仅环绕有源导丝的一部分，所以所测量的尺寸的方向将处于有源导丝上有扇形间隔的电极的一侧。在某些实施方式中，扇形间隔的电极可全部放置在有源导丝的同一侧。可选择地，其可被设置在围绕有源导丝的不同轴向位置内。如之前提到的，本发明的其他实施方式可提供用于线材的其他缠绕或交织技术。
有源导丝可包括被一条或多条线材包绕的载体。这些线材可具有可包括前述缠绕或交织类型的任何构造。有源导丝的芯可具有任何直径。在某些实施方式中，芯的直径可关于芯的长度保持不变。在其他实施方式中，芯的直径可沿芯的长度变化。可能存在一些部分，在这些部分中芯的直径可对于芯的部分保持不变和可关于芯的其他部分变化。在某些实施方式中，芯的直径可朝着有源导丝的近端区域变大，且可朝着有源导丝的远端区域变小。在某些实施方式中，标准直径可设置在正常部分，而较大的直径可设置在X载体部分。相似地，芯的横截面形状和尺寸可保持不变或沿有源导丝的长度变化。
在某些实施方式中，一条或多条线材可包绕有源导丝的芯。如前所述，在某些实施方式中，这些线材可具有涂层脱落而金属被暴露的部分。这些脱落部分可出现在沿有源导丝长度的任何地方。在某些实施方式中，有源导丝可具有柔性区域和支架区域。在某些情况中，脱落部分可设置在支架区域内。在其他实施方式中，脱落部分可设置在柔性区域内或者在沿有源导丝的任何其他位置。
在某些实施方式中，这些线材可被包绕使得其具有不同的松软度。例如，标准构造可能要求线材是刚性而不是松软的。在中间构造中，线材可能是略微松软的。在其他构造中，线材可被缠绕成松软的或极其松软的。线材缠绕或交织的类型或紧密型，或线材或涂层的材料可被选择成提供期望的松软度。
在某些实施方式中，有源导丝的近端区域可由塑料，例如PTFE或本文其他地方描述的任何其他类型的聚合物形成。
在某些其他实施方式中，有源导丝的一部分可包括弹簧线圈。在某些实施方式中，弹簧线圈可由不同于该线材的其余部分的材料形成。在一个实例中，弹簧线圈由可铂合金形成。此外，在某些实施方式中，有源导丝可包括亲水涂层和/或疏水涂层。
图26-34示出了有源导丝的示例性实施方式。图26示出了具有芯轴202的有源导丝200，绝缘的电极线204（本文也称作导体或导线）在芯轴202上平行伸展。护套206设置在芯线和导体组件上并被回流焊接（REFLOW）成期望的直径。在图27所示的另一个实施方式中，导丝208包括从芯202的中空部210牵引出的导线204且芯202被护套或热收缩件206覆盖，护套或热收缩件206可在芯轴表面上被装入套筒、收缩或挤出。在如图28所示的导丝212的另一个实施方式中，导线204包绕芯轴202。外部护套206可被挤出、装入套筒并回流焊接在导线上。导电的远端区域可由待被牵引到电极末端内的更柔性的材料制成并在尖端处进行松软过渡。
图29所示的导丝214的另一个实施方式具有在中心芯轴202上结成辫状的导线204。导线的近端区域可以是更硬的且远端区域可以是柔性的。此外，可使完整的有源导丝在近端区域处变得更硬而在近端区域处是柔性的。护套206可被设置为通过参考其他实施方式描述的技术中的任何一种覆盖被结成辫状的导线。在如图30所示的导丝216的又一个实施方式中，挤出线可容纳在内部延伸的导线204，使得主轴和近端区域及远端区域可具有可与安装电极的构造不同的构造。在如图31所示的导丝218的又一个实施方式中，内部挤出轴220可具有合适的槽222来容纳导线204。外部套筒206可在内轴上热收缩。在如图32中所示的又一个实施方式中，外轴226可被结成辫状以获得刚性且聚合物可被回流焊接在外轴的顶部上以形成护套206。导线204可从中心芯228中牵引出来。在又一个实施方式230中，如图33所示，线圈232可被套在外轴234上，而导线204从外轴的芯236中牵引出来。
在某些实施方式中，可包括或可不包括有源导丝的设备可被设置在气囊导管中。并入了气囊导管的实施方式可具有本文其他地方描述的某些方面或所有方面，并可进行相同的测量。在某些实施方式中，电极可设置在气囊的前部中、气囊后面和/或气囊的顶部上。
图34示出了包括本文描述的诊断元件的示例性的气囊导管238。导管的远端区域240具有设置在其上的四个间隔开的电极242和位于气囊内部的另一组电极244。该导管还具有位于气囊内部的标记246。虽然只有两个电极被示为位于气囊内部，但是可存在多个电极。在该示例性而非限制性的构造中，远端电极有助于测量腔尺寸且气囊内部的电极有助于确定气囊在膨胀过程期间的直径。如附图中所示的距离X、Y、Z和A、B、C、D可在气囊导管的设计期间被预定。在另一个实施方式中，电极可仅存在于气囊内部。在另一个实施方式中，电极可仅存在于气囊外部。
气囊导管还可具有设置在所述气囊内部或外部、所述气囊材料上的环形电极以获得膨胀后的尺寸。在某些实施方式中，该环可由导电性的材料形成。当导电环伸展时，其固有电阻可能增加。这可用来测量气囊膨胀后的直径。
位于导管或导丝的远端区域尖部的电极和将该电极连接到电学硬件的电导体可起到天线作用，并从影响激励完整性和测量的电压的完整性的环境接收不想要的电磁干扰。在某些实施方式中，导管或导丝的外部护套可用作针对电磁干扰的防护物并被连接到GND或电学硬件的任何固定的电压源。只有金属护套可用作电磁防护物。在某些实施方式中，金属护套可沿导管或导丝的全长延伸。在某些其他实施方式中，金属护套仅覆盖截面的一部分，而该截面的剩余部分可被非金属护套例如聚合物护套覆盖。通过使用导电油墨，或通过任何其他方法，导电结构可蚀刻在非金属护套上。导电结构可与金属护套电连接在使所述护套的金属部分和非金属部分分开的界限边缘。
本文描述的设备、系统和方法的实施方式允许从业者使用与相似的标准设备的触感和操作能力相比，在触感上无变化（或可忽略不计）且无能力损失（或损失可忽略不计）地操控这些设备的导管或有源导丝或气囊导管。
制备原型4电极设备（电生理导管）并将其耦合（配合）到电学硬件。电学硬件被耦合到计算机（标准的）。电子器件板包括数据获取电子器件、动力电子器件和心电图（ECG）。具有从3MM到80MM（使用游标卡尺测量的）变化的直径的多种玻璃和塑料管配备有用插入到所述管中的不同材料制备的模拟的破损部（狭窄部）。将具有破损部的管放置到具有不同浓度的盐水中。将该设备通过每个模拟的破损处插入到每个管中，且该设备在该程序期间产生的电极信号，所述信号被转移到电子器件板。电子器件板接收当设备的电极坐落在模拟的血管和/或破损部中和/或在模拟的血管和/或破损部内移动时所产生的、来自这些电极的信号并将这些信号转移到电子器件板的数据获取模块。在计算机上实现该实施方式中的算法以将来自设备电极的信号转换成各种血管测量值。计算机（其算法）实时地确定直径和其他测量值并创建其曲线。实验结果表明测量值（血管/损伤部的直径）的准确度最多为约50微米（MICRON）（微米（MICROMETER））。
现在参考包括第一线材和第二线的实施方式，在某些实施方式中，第一线材的第一终端（即，发射终端）可被调整为第一电极，其接收、发射信号或将信号和/或电流传输给感兴趣的体积空间，该信号和/或电流可由被调整为第二线材的第二电极（即，接收终端）的第二终端接收（即，检测和/接收）。
在一个实施方式中，如图23所示，这些线材的近端区域被连接（即，耦合）到测量设备。连接器可用于将每条线材的近端区域连接到测量设备。
图23示出了诊断设备的示例性实施方式。诊断设备60包括适合接收来自诊断元件10的至少一组电极的信号并使用处理单元64将其转换（和/或转化）成测量值和/或其他解剖学信息的激励和测量设备62。在某些实施方式中，激励和测量设备62可接收来自所述一组电极的信号并将其转化成受验者的解剖学特征（感兴趣的解剖学特征）的尺寸的可视化表示图，其被展示在显示设备66上。显示设备66示出以不同方式叠加在血管造影片上的尺寸值、图形呈现或可视化表示图的结果。显示设备和处理器或处理器的一部分可被并入到主机中。
使用可处于标准计算机外部或可集成在标准计算机内的信号获取模块（在示例性的非限制性实施方式中与处理单元集成在一起）可以分析信号。处理单元64还并入了一种或多种信号处理算法以使得能够如本文所述将数据从测量的输出电压和电流信号转换成期望的解剖学测量值或腔尺寸。
处理单元64还可被耦合到ECG捕捉单元68和血管造影片捕捉单元70用于进一步处理。来自处理单元64的结果可叠加在从血管造影片捕捉单元获得的血管造影片图像上。来自ECG捕捉单元的ECG数据被用在示例性实施方式中以使腔测量与血管造影片图像同步，以下描述了其实例。因此本文描述的设备、系统和方法可提供成像输出，而不只是尺寸，且对于非限制性的实例，可将该图像叠加在血管造影片或另一幅射线照相输出图像上。
图24示出了叠加在射线照相图像上的示例性图像。重叠图250包括重叠（或叠加）在血管256的血管造影片照片254上的腔轮廓的二维（2D）表示图252。如以下描述的，测量和处理技术使得能够同步记录腔尺寸信息（例如，横截面积）和内腔设备（例如具有当成像时可产生位置信息的一种或多种不透射线标记的导管或导丝）的位置信息。这些技术对于医疗程序期间的诊断指导是极为有用的。在某些实施方式中，这些测量值被用于确定3D体积形式的腔轨迹。可设置颜色编码以例如由绿色表示健康区域，由黄色表示可疑区域，并由红色表示警示区域，还可使用用于提供这些附加信息的其他方式。以下更完全地描述了这些技术。
在某些实施方式中，可在视频显示器上提供表示图和血管造影片照片。视频显示器可包括可以按使用者可感知的方式显示信息的设备，例如计算机显示器、阴极射线管、液晶显示器、发光二极管显示器、触摸板或触摸屏显示器，和/或本领域已知用于发出在视觉上可感知的输出的其他装置。此外，在某些实施方式中，可视化表示图可以是单色的或可包括颜色。在某些实施方式中，颜色或阴影可表示血管尺寸。
在某些实施方式中，显示设备上显示的表示图可包括沿血管或腔的长度的血管尺寸。在某些实施方式中，这些尺寸可包括血管直径、血管半径、血管周长或血管横截面积。这些尺寸可自动地由处理单元显示在显示单元上。可选择地，这些尺寸可响应用户输入而被显示。用户输入的实例可包括但不限于，在显示器的一部分上的光标（其可被点击设备例如鼠标、轨迹球、操纵杆、触摸屏、箭头键、远程控制装置控制）或键盘输入。在某些实施方式中，这些尺寸被提供在光标或其他用户输入附近。例如，当用户将鼠标的光标放置到可视化表示图的一部分上时，在该部分处的尺寸可被显示。在其他实施方式中，所有尺寸可被显示。
在图25中所示的一个示例性实施方式中，图23的测量和激励设备62被并入到软件保护器（DONGLE）74和类似个人计算机（PC）的主机76中。软件保护器74包括一种电学硬件，该电学硬件包括适合向一个或多个电极发送信号和接收来自一个或多个电极的信号的信号调节模块78。每个信号调节器可被耦合到整体由80所示的高精度电路（对于非限制性实例：16位数据获取[DAQ]电路，或18位DAQ），该高精度电路将数字信号转换成模拟信号并被连接到1级信号处理单元82。该信号可包含本领域已知的任何波形。例如，该信号可包含正弦波形、方形波形、三角形波形、锯齿形波形、脉冲波形或其任何其他复合波形。这些数据获取电路还把通过测量设备测量的输出电压数字化，且可先通过1级信号处理单元82处理被数字化的信号。此处可能注意到的是，对计算机或主机或任何特定类型的网络设备的任何讨论可包括但不限于个人计算机、服务器计算机或笔记本电脑；个人数字助理（PDA）。在某些实施方式中，可使用多种设备或处理器。在某些实施方式中，可对各个计算机或处理器专门编程以进行一个或多个计算步骤或进行如本文所述的任何算法。
信号处理单元82可被分成多个部分，一些位于软件保护器中的硬件内而其余的位于主机上，如图25中由2级信号处理单元84所示。这种划分不是强制的且在某些实施方式中，信号处理单元82和84可被整体地集成到主机上，或信号处理单元82和84可整体地设置在软件保护器上。在一个示例性实施方式中，第一级信号处理器（1级信号处理单元）可减少数据的绝对容量，使得其易受控制而被转移到进行其余处理的PC中。1级或第一级信号处理单元可压缩输出信号使得重要的信息不会丢失，而数据中的噪音被减少，从而减小被传递到2级或第二级信号处理单元的数据包（或被处理的数字信号）的大小。在一个示例性实施方式中，1级信号处理单元可去除设备电阻和电偶的影响。
2级信号处理器可以是计算机的一部分或电子器件板本身的一部分。该2级处理器可执行用于确定感兴趣的尺寸方面（测量、组织表征、对于非限制性实例的这些方面的显示）的算法或技术或方法。1级或2级处理器可被包含在执行分离的所述1级和2级处理器的功能的单个处理器中。另外，至少一个处理器和/或调解器被配置和/或编程以去除（如果不是完全地，至少部分地去除）设备电阻和电偶的影响。
在一个特定实例中，诊断元件被并入到在本文也被称作智能导丝的有源导丝中。在一个实例中，有源导丝可具有在远端区域处被隔开确定且不可变的距离的一对电极环。在另一个实例中，可提供更多对电极环。本发明的方法可容纳离轴有源导丝、血液和组织特征的差异、患者与患者的差异（例如流动、温度、血液化学等）以及壁中的非等向性组织（即，被定位的脂质池、血栓、钙化等）。
图35根据本发明的实施方式示出了来自脉管结构的图形输出258形式的数据的实例。使用有限元模拟（FEM）技术创建来自脉管结构的数据。FEM对于任何给定的模型是非常准确的且这些模型可被随意改变以估算失效模式和局限性。FEM使用了仔细计算的组织的电学特征。数据通过FEM模型创建，并通过在本文所述的设备、系统和方法的实施方式中提供的算法（允许误差的定量）分析。还创建了脉冲式流动，腔尺寸随时间推移变化。使用该设备以每次心跳约150次地计算腔尺寸。该实例产生比在实际的体内情形中多四倍的噪音，作为对该设备、系统和方法的挑战。结果表明最大2%的误差（解答相比于估值）且因此稳定地追踪腔。在上方曲线中，上面的线260是贯穿腔长度的实际已知的血管尺寸（半径）（根据时间测量）。上方曲线中的下面的线262是贯穿腔长度的计算的（或估算的）血管尺寸（半径）（根据X轴上的时间测量）。已知尺寸的误差相比于通过该系统计算的尺寸被显示在下方曲线264中，该图表明对于所测试的实施方式最大误差为2%。
虽然本公开内容最初的方面可能集中在确定心血管的尺寸，但是这些方法可用于身体的其他部分，用于其他类型的其他血管和器官，且可应用于任何其他类型的用于受验者的各种解剖学特征的治疗或诊断应用。例如，这些方法和系统可用于经导管主动脉瓣植入（TAVI）。TAVI是通过导管插入生物假体瓣并被植入到患病的天然主动脉瓣内的一种手术。对于成功的TAVI，两个关键的步骤包括：测量主动脉根直径的尺寸并从而挑取正确的支架尺寸；以及，在部署前确定生物假体瓣相对于主动脉根的确切位置和取向。测量尺寸通常通过术前超声心动图成像研究（TEE或3D回声）实现。该回声是在回声实验室中单独进行的程序且需要熟练的操作者。直径确定的精确度受图像质量和回声技术人员的技能和经验限制。目前，假体瓣的位置靠血管造影术观察确定且只有经过良好培训且熟练的操作者能够确定准确的位置。位置的适当性基于操作者和有经验的导管实验室护理人员之间的共识决定。一旦瓣被部署，则在错误放置的情况下的矫正机会几乎为零，此外临床反应是有害的。本文描述的该技术的方面有利地提供了被并入到目前技术中的指导系统，该指导系统可能有助于假体瓣的尺寸测量、放置和部署。
典型的TAVI手术开始于通过标准的直径为0.035”或0.038”的J形尖端导丝使主动脉瓣穿过股动脉通道。气囊瓣膜成形术通常通过气囊导管进行，以打开狭窄的主动脉瓣，为假体瓣的部署做准备。在该步骤之后是在感兴趣的区域滑动假体部署传递导管并部署假体瓣。一旦瓣被部署，则检查泄露（回流）和功能。
在一个实施方式中，本文的导丝和方法确定当穿过主动脉瓣插入主动脉系统时主动脉系统的横截面积，并因此有助于假体尺寸的确定。用于确定精确尺寸的另一个实施方式包括将电极放置在气囊导管内部。当气囊膨胀成用于瓣膜成形术时，可确定气囊的直径并因此确定主动脉根的尺寸。在又一个实施方式中，电极可放置在瓣膜成形术气囊导管的尖部。当该尖部穿过瓣时，电极可测量横截面积。此外，电极还可被整合在假体部署导管的尖部处（在尖部处）以增加放置的精确度。
图36提供了一种测量血管体腔的尺寸的方法的概述。该方法包括：步骤268，用于提供被配置为接近感兴趣的体积空间体内放置在血管中的至少两组间隔开的电极；步骤270，用于穿过放置在感兴趣的体积空间中的至少一对间隔开的电极接收来自电激励源的输入激励；步骤272，用于从至少一组间隔开的电极接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号。该方法还包括：步骤276，用于在测量设备上接收输出信号，其中所述输出信号随响应电压信号变化；步骤278，用于测量根据至少一组被间隔开的电极之间的电压差的输出信号；以及，步骤280，用于通过本文已经描述的各种技术将电压差转换成一个或多个腔尺寸的测量值。
因此，本公开内容的一个方面提供了血管体腔的尺寸。这些方法和系统可以是独立的或其可以是更大的医疗程序的一部分，下文描述了这些系统和方法的一些实例。
本公开内容的另一方面提供了用于确定腔尺寸信息例如感兴趣的横截面积，以及用于追踪诊断设备相对于感兴趣的区域的移动的系统和方法。某些实施方式包括获得相对于特定的已知参考点的三维腔轨迹信息以及追踪各个诊断和治疗递送设备（例如支架递送系统、IVUS导管、OCT系统或上述其他诊断设备）相对于同一已知参考点的位置。所以这些方法可用来提供对感兴趣的解剖学区域的准确引导。知晓测量这些参数例如腔的横截面积并因此测量阻塞区域的横截面积的诊断设备（例如IVUS导管）的3D位置可使得能够在显示腔的可视化设备上沿设备的3D轨迹标记该参数（例如，阻塞）。一旦被标记，支架递送系统可随后被正确地引导到所标记的区域，精确地将支架递送系统放置到感兴趣的位置，在该情况中感兴趣的位置是阻塞位置。
该方面还包括以3D获得穿过脉管结构的诊断设备的腔轨迹的方法，以及另外的追踪这些设备并拼接通过诊断设备测量的参数信息和通过引导系统获得的位置信息的方法。此外，公开了使用所描述的引导系统将任何内腔治疗设备引导到脉管结构中的感兴趣的点的方法。
在一个实施方式中，一种方法确定3D体积形式的了腔轨迹。图37中示出了示例性的方法。方法1包括将多个标记体内地放置在腔2内的步骤。所述多个标记可有利地存在于被配置成体内插入的合适的内腔仪器上。如本文所用的“内腔仪器”包括适合进行腔的测量或观察或对该测量或观察仪器提供引导的任何仪器，例如但不限于线材、导丝、导管等。示例性的用于该感兴趣的线材是用来递送支架的导丝。其他这些示例性的线材对于本领域技术人员可变得明显，且被设想为落在本公开内容的范围内。其上设置有电极的上述导丝仅是可在步骤2中被放置在腔内的标记的实例。
每个标记通过初始标识表征。每个标记的“标识”包括用来识别标记的参数，例如特定标记的序列号、标记的位置、与设备的至少一个端部（例如，远端区域或近端区域）的距离、与最邻近的标记的距离、标记的宽度、标记相对于参考帧的取向的方向等，及其组合。在本公开内容中有用的标记包括可通过成像技术或图像处理技术可变得可被识别的标记。本领域已知的成像模式是相当多变的，且标记可被设计为包括在一种或多种成像模式下可被识别的标记。例如，一个有用的标记可以是可使用X射线成像的不透射线的材料。在另一个示例性实施方式中，所述多个标记可包括被配置成当用脉冲激励时产生信号的至少两个间隔开的电极。在又一个示例性实施方式中，所述多个标记可包括经适当的激励可在波长谱的近红外区域发荧光并因此可使用红外分光计观察的染料。每个标记可包括材料的组合使得其能够通过多种成像技术观察。因此，一个标记可包括不透射线的材料和两个间隔开的电极。此外，所述多个标记可包括这些材料的组合。因此，在示例性实施方式中，一个标记可由不透射线的材料构成，而另一个标记可以是两个间隔开的电极。
方法1还包括获得所述多个标记的图像的步骤3。获得图像的方式将取决于所包括的标记的性质。随后，方法1包括处理图像4。进行处理以确定至少关于所述多个标记中的每一个所观察到的至少一个标识。所观察到的标识提供了在体内位置中的标记的当前信息。图像的处理还提供了在来自所述多个标记的至少两个标记之间观察到的间隔。还可进行图像处理4以识别其他解剖学界标，例如标记附近的腔的标识，识别细胞或阻塞、动脉分叉等。
方法1还包括确定每个标记在3D空间内的位置15。基于所观察到的标识、所观察到的间隔和所述多个标记中的每一个的初始标识，每个标记的位置界定了腔的区域。例如，在一个示例性实施方式中，如果由序列号M1和M2定义的两个标记的初始标识彼此间隔开特定距离D1，其中两个标记都面向同一方向，且所观察到的标识表明间距已缩减至D2，且一个标记相对于另一个标记扭转特定的角度，则可使用数学技术例如内插法确定3D空间中两个标记之间的轨迹。可应用数学技术，例如维持与初始相对距离相比相同的相对距离将指示具有很少弯曲或没有弯曲的线性路径，而相对距离的减少将指示线材所采取的弯曲路径。
在另一个示例性实施方式中，每个标记在3D中的位置在笛卡儿坐标中被表示为[x1,y1,z1]、[x2,y2,z2]、[x3,y3,z3]等等。不失一般性地，坐标系的轴可被选择使得x1=0、y1=0、z1=0（即，第一标记是原点）；Z轴可被选择为垂直于观察平面并且经过原点的线，并且X和Y轴可被选择为在图像平面中的任何两个垂直的线使得它们均穿过原点。在该坐标系中，所有其它标记的x和y坐标可由标记位置直接获得，所述标记位置在图像平面中通过确定在x轴和y轴方向上离原点的距离而被识别。为了获得z轴坐标，邻近标记之间的距离依照像素确定并且被映射为它们之间的表观物理距离。现在，如果连接两个标记的线不平行于X-Y平面，（即进入X-Y平面或移出X-Y平面），两个标记之间的表观物理距离将小于实际物理距离（标度系数是cos(θ)）。使用表观距离和实际距离的值，第二标记的z-坐标可被确定为D*sin(θ)或–D*sin(θ)，其中θ是连接两个标记的线与图像平面产生的角度。θ的值使用两个标记之间的表观距离和实际距离来计算。如图39中所示的，关系是cos(θ)=(表观距离)/(实际距离)。因此，θ=cos-1((表观距离)/(实际距离))。关于线材是否进入平面或者移出平面存在固有的不确定性。因此，第二点可以是[x2,y2,z2]或[x2,y2,-z2]。类似地，第三标记的3D位置可相对于第二标记而被找到，以此类推。在全部情况中，位置的Z坐标将存在不确定性。应注意的是，不确定性被限制为有限的一组值。这些可通过对该组点应用平滑度和分析准则以及追踪来自先前的图像帧的位置来解析。
方法1还包括基于每个标记的位置确定3D体积形式的腔轨迹6。使用来自步骤16的经处理的图像和来自步骤5的每个标记在3D空间的位置，则3D体积的完整腔轨迹可使用本领域已知的技术例如内插法构建。这些插值技术可利用腔轨迹设备的物理性质以及每个标记的取向的优势。重建可使用具有处理器的合适的计算设备完成。该计算设备可以是个人计算机，且可能能够在线提供3D体积的腔轨迹或以离线方式提供腔轨迹。
图38示出了本公开内容的一些示例性方法的另外的示例性步骤7。步骤8包括使所述多个标记穿越腔内感兴趣的体积空间。腔内的感兴趣的体积空间可从一些先前信息中确定，或可基于直接观察确定，例如由专家如外科医生或有经验的技术人员直接观察。示例性的感兴趣的体积空间可以是病态的动脉。另一个示例性的感兴趣的体积空间可以是主动脉中的动脉瘤。穿越可通过本领域已知的方法实现，例如手动地驱动包含所述多个标记的设备，或使用控制器机构诸如例如步进马达驱动设备。
方法7可选择地包括在使所述多个标记穿越移动的同时追踪所观察到的标识和所观察到的间隔，如步骤9中所示。然后这可被记录为观察到的标识和观察到的间隔。如本文所述的，追踪所观察到的标识和所观察到的间隔可使用相关的成像技术进行。追踪可通过以周期性的间隔获得一系列的图像并记录与每个图像有关的时间来实现。可选择地，如果成像模式允许该步骤（例如荧光镜透视），则可获得连续的图像例如影片（MOVIESLICE），并然后可使用该影片的不同帧完成追踪。因此，被提取或获得的每个数据点产生观察到的标识和观察到的间隔。获得图像的周期性和采样率可取决于多种因素，且可包括例如成像模式的性质、处理器的计算能力、所需的信息的性质、待观察的腔的状况及类似因素及其组合。
通过具有多个标记M（仅标记了四个）的导向导管C插入的导丝G的示例性X射线图像被示出在图38A的左侧。运行扫描每个帧（照片）中的单个像素的图像分析算法以确定像素级并识别属于该标记的像素级并排除不对应该标记的其他像素级。可将鉴别因子（DISCRIMINATOR）构建到算法中，该鉴别因子帮助该算法挑选出感兴趣的标记并排除可能存在于视域中的其余标记。鉴别因子的实例可以是标记的尺寸，另一个实例可以是特定视角中的标记之间的距离，又一个鉴别因子是所有标记都处于平滑曲线上的约束条件。在图38A的右侧中被识别的标记上画上圆圈。当导丝纵向穿越导管C的内部直径时，产生一系列的图片帧且图像识别算法识别每个图片帧中的标记。图38B中图像的顺序示出了当使导丝行进穿过导管C时获得的不同帧。通过图像处理算法识别每个画面中的不同标记。因此，标记在每个画面中的位置被定位。图38C示出了具有标记的同一线材的两幅视图。在第二幅视图中可以看到，标记之间的表观相对间隔改变。例如，编号为2和3的标记在第一幅视图（在左边）中显得更近，即使其3D物理隔距完全相同。标记之间的实际物理距离被命名为先验距离（PRIORI）。另外，在该实例中发现将像素映射成物理距离为每个像素约0.25MM。使用该信息，内腔设备的轨迹可通过先估算每个标记间分段的轨迹并将一帧中的所有分段进行整合并随后逐帧整合来进行追踪。
随后，图38中的方法7包括基于所观察到的标识、所观察到的间隔和所述多个标记中的每一个标记的所述初始标识确定每个标记在界定感兴趣的体积空间的3D空间内的多种位置11。如本文已经描述的，所观察到的标识和所观察到的间隔以及初始标识和间隔可有效地用来重建内腔设备穿越移动的腔轨迹。因此，方法7还包括基于每个标记的多个位置确定3D体积形式的腔轨迹13。该3D体积形式的腔轨迹可通过成像，或在完全实时的基础上根据可利用的计算能力离线确定。
相对于每个图像的来源确定这些标记的位置。但是，为了在已知特定的腔轨迹之后引导其他内腔设备，则相对于固定参考标记轨迹的位置是必不可少的。另外，参考元件的已知尺寸可使得能够将观察到的标记和距离校准成精确的物理尺寸。本文的方法还包括使用参考部件，例如放置在受验者的皮肤上用作所有观察值的参考系（起源）和校准的贴片。参考部件包括至少一个参考标记。在某些实施方式中，凭借其准确的2维构造，参考贴片允许将图像中像素的数目映射成物理尺寸。另外，参考贴片还可计及受验者在测量期间的运动，这些运动可能以其他方式使测量变得难以解释。参考贴片考虑了测量中待计及的任何补偿和偏差，因而产生更准确的3D体积形式的腔轨迹。参考部件例如贴片可存在于体外（EX-VIVO）。在典型的使用状态中，参考贴片的确切位置、取向方向、宽度、深度和其他尺寸一直是已知的，并且该测量连同腔轨迹设备的至少两个标记的测量一起进行以精确地确定每个该标记的位置。在某些情况下，参考贴片可放置在受验者身上。在其他实施方式中，参考贴片可被附接到手术台。在其组成方面，参考贴片可能与先前提到的至少两个标记相似，且可以是不透射线的材料、至少两个隔开的电极、荧光染料及类似物，及其组合。在一个特定的实施方式中，参考贴片是能够使用X-射线模式成像的不透射线的材料。在另一个实施方式中，参考贴片是至少两个隔开的电极。贴片标记的形状可被改变成允许更容易地确定贴片的取向，并因此确定与受验者有关的2D图像的取向。
本文的方法还可结合目前正在使用的其他技术一起使用。例如，从本文的方法获得3D体积的腔轨迹可被重叠到独立地获得的血管造影片上。在另一个示例性实施方式中，图37中的方法1的步骤4中的图像处理使用独立获得和/或同时获得的血管造影片完成。
图39示出了有用的示例性方法58，其中在特定实施方式中所述方法被应用于确定实际尺寸以确定腔轨迹。图39示出了具有两个标记63的内腔仪器61。然而，本领域技术人员将理解该原理可扩展到任何内腔仪器上的任何数目的标记，并甚至扩展到各自具有多个标记的多种内腔仪器。通过合适的成像模式以由数字65表示的特定角度观察标记63。如本文指出的，合适的成像模式可包括，例如X射线技术。从例如由厂家提供的内腔仪器的说明已知在图39中由数字67表示的、标记63之间的实际距离，或甚至可通过合适的独立测量技术来获得。由于成像模式的观察轴和内腔仪器63的2D平面的轴之间的角度71，如通过成像模式测量的实际距离69将不同于实际距离67。当2D中的两个标记之间的表观距离小于在平面布局中的期望距离时，可推断出内腔设备正进入该平面或从该平面中移出。朝向2D平面的角（Θ）71通过下列等式提供：
Figure BDA0000465331200000631
在线性布局中，两个标记之间的实际距离67已知为绝对项先验距离。但是，从2D图像进行的所有测量值通常根据合适的查看介质，例如屏幕上的像素数目来查看。存在对于将根据像素测量的距离转换成真实尺寸（例如毫米）的需要。需要将像素标测成毫米以计算3D标测。该标测取决于所使用的成像模式特有的多个参数，例如X射线扫描仪使用的照片分辨率、所使用的X射线放大系数及类似参数。在一个示例性实施方式中，像素到毫米的标测可通过以下项中的至少一种获得：（I）从成像设备获得的X射线图像的放大倍数和照片分辨率（行和列）；（II）对放置在任何平面上的“参考贴片”的2D照片的分析，所述参考贴片的标记间隔已知为先验距离。通过沿行和列测量贴片的标记距离和行和列之间的角，获得每单位实际长度（例如1MM）的像素的数量是可能的。
在某些方面，内腔设备是无弹性的导丝或其他医疗设备，且这些方法利用了导丝的无弹性性质的性质优势。如果线材的一部分被追踪并发现沿腔轨迹行进或缩回特定距离，则可假定整个导丝行进或缩回同样的距离。因此，即使某些区域中的标记由于例如闭塞、来自其他物体的干扰和X射线图像缺乏清晰度而不能被准确地追踪，则对标记子集的追踪将足以估算所有标记的运动。如果使线材行进且如果远端区域标记是模糊的，将不能确定线材的远端区域部分所进入的刚刚经过的区域中腔的确切3D轨迹。但是，远端区域标记向腔中行进的距离仍是可获得的，并因此是临床上有用的。当刚刚经过的区域中的标记最终变得可见时，则随后可重建腔的3D轨迹。
算法的另一方面确定线材或导管向腔中行进或从腔缩回的量，而不必重建腔的3D路径。这通过沿线材的任何地方追踪标记子集来完成。因为导管的线材的全长不变（因为其无弹性），所以线材的任何部分合理地靠近腔位置行进或缩回的量可被合理地近似为线材或导管的远端区域行进或缩回的量。算法这一方面的这种结果与其他现有技术中的技术例如使用了机动化的推进和回拉以确定行进或缩回的量的IVUS相似。由于弹性和顺应性的性质，这些现有技术中的技术不太精确。这是因为运动的测量在近端区域进行，而需要被测量的运动是远端区域。当推进线材时，线材被插入所穿过的血管可拉长一点。患者位置中小的变化、患者的心跳和患者的呼吸是可增加这些方法的误差的其他因素。另一方面，在该实施方式中，所追踪的标记非常靠近感兴趣的解剖学位置，这将显著地减少不精确度。另外，本文的方法另外的方面补偿了心跳的影响以进一步改善不精确度。
在本发明的另一个方面，线材300的轴向位移（其为线材300沿着血管的轴的线性位移）通过追踪线材300上的标记304来测量。在这一方面的一种方法中，当标记304移动经过固定参考标记308诸如导向导管的不透射线的尖端时，标记304在图像序列中被追踪（图60）。标记（LAB、LBC，...)之间的实际物理间隔310已知为先验的（图61)。通过保持追踪穿过固定参考物308的标记306和即将穿过固定参考物308的那些标记304，线材300关于固定参考物308的物理位移的量被计算。对于当一个标记306刚好穿过固定参考物308并且下一个标记304也要穿过固定参考物308时的情况（即，固定标记308在线材300上的两个标记304、306之间），内插法被用于确定已经过固定参考物308的标记间分段的范围。标记间分段可被模拟为直线，或者被模拟为通过考虑邻近标记点而拟合的曲线。在一些情形下，标记304、306之间的线材分段也是可见的。例如，导丝的不锈钢芯在X-射线图像中是模糊可见的。在这种情况下，该分段可使用已知的图像处理技术来直接识别。如果使用直线模型，则线性插值被用于测量固定参考物和靠近其的标记之间的物理距离。例如，参照图62，标记和固定标记之间的表观距离通过D1、D2、D3、D4等来表示。这些表观距离可通过计算标记间距离的比例部分而被转化为实际物理距离。如果对应于D1、D2、D3、D4等的实际物理距离是L1、L2、L3、L4等，则它们之间的关系是
L1=D1/(D1+D2)*L23
L2=D2/(D1+D2)*L23
L3=D3/(D3+D4)*L34
L4=D4/(D3+D4)*L34
L5=D5/(D5+D6)*L56
L6=D6/(D5+D6)*L56
现在，各帧之间的线性物理位移可被写为
帧1和帧2之间的线性位移：L12=LBC+L4–L2
帧2和帧3之间的线性位移：L23=LCD+LDE+L6–L4
各帧之间的这些线性位移可随着每帧而累积并且被绘图为如图66中所示的。
应注意的是，该方法是可应用的，甚至在追踪期间当视角和/或照相机放大系数改变时也是可应用的。当视角改变时，如果在持续时间内标记存在某些移动，其也会奏效。由于固定参考标记是不移动的，即使这些标记已移动，这些标记关于固定标记的移动常常可以被确定。实际上，参照图62，即使所显示的3个图像帧均来自不同的视角，线性位移仍然可以被确定。
在该方面的另一种方法中，如果视角和照相机的放大系数未改变，则没有使用固定参考标记的标记的线性位移被计算。任一点诸如这些标记中的一个可被选择为帧中的参考点。当标记移动经过这一参考点时，线材的轴向位移被计算，因为标记之间的物理距离已知为先验距离。作为一个实例，考虑具有两个标记A和B的线材，如2-D图像中所测量的，标记间隔物理距离L和表观距离D（图63）。2D图像中的距离利用放大系数并且将像素数量映射为物理距离（例如，10像素=1cm）的知识来测量。如果标记在垂直于视角（即，图像平面）的平面中，则D将等于L。如果保持标记的线材关于图像平面成一个角度（即，线材进入平面或移出平面），则D将小于L。比L/D被称为距离校准系数（DCF），并且被用于将表观2D距离转化为物理长度。现在考虑图64，其中具有2个标记的该线材移动通过腔。图示了三个连续帧。当标记移动通过腔时，3个帧的标记由（A1、B1）、（A2、B2）和（A3、B3）来表示。现在，通过重叠图像来同时考虑2个连续帧，我们可确定标记的表观移动。参照图65，连续帧之间的标记的表观移动是帧1&2之间的D12和帧2和3之间的D23。通过应用DCF，所移动的实际物理距离（L12和L23）被计算为
L12=DCF*D12
L23=DCF*D23
这些物理距离可随着时间被累积以得到导管通过腔的轴向位移，如图66中所描绘的。应注意的是，如果标记的轨迹改变方向，则DCF可逐帧地改变。因此必须重新计算。为了确定两帧之间的物理线性位移，可使用对应于两帧的平均DCF值。
所描述的方法通过追踪标记A估算物理位移。这也可使用标记B来完成。或者，两者可通过平均来结合以提供位移的更加稳健的估算。另外，该方法可易于扩展到超过两个标记。相同的方法可被同时应用于两个邻近的电极，并且可获得基于全部单个估算的单一稳健的估算。当一些标记被遮挡或者不清晰可见时，使用多于2个标记也可在实际情形中有帮助。
在这一方法中，假设视角没有改变。如果视角确实改变，则对于新的角度的移动仍然可被确定。然而，在角度改变之间的间隔期间所发生的任何移动将不会被考虑。对于医疗从业者来说不太可能的是移动导管的同时改变视角，因此这可能不是主要问题。在任何情况下公开了可考虑视角改变期间的移动的其它方法。可以注意的是，在以上描述的两种方法中，它们中的涉及追踪和计数经过固定参考标记的标记的第一种方法较不易受错误源的影响。然而，该第一种方法仅仅在解剖学中的固定参考标记在图像中可见的情景下可被应用。第二种方法不取决于解剖学中的固定参考标记的可见性。然而，该第二种方法取决于心跳之间的多个标记的精确追踪以及每个相位的小的不准确度可导致误差积累。在又一种方法中，以上两种方法的组合可被用于在解剖学的固定参考标记可见时改善精确度，并且在其不可见时维持连续性。标记追踪软件可被设计为根据所使用的解剖学的固定标记的可见性在两种操作模式之间进行切换。
在本发明的这一方面的又一种方法中，在没有固定的参考标记的情况下通过使用由该文件中早前所描述的方法确定的3-D腔轨迹追踪轴向位移。该方法即使在以下情况下也奏效：在视角变化过程中存在线材的标记的轴向移动。在这种情况下，3-D腔轨迹在视角改变之前和之后被确定。如果轴向位移小于腔轨迹被计算的分段，则腔轨迹的大部分将保持对于对应于两个视角的轨迹是共有的。通过重叠轨迹的这个共有段并且观察这两个重叠轨迹的每个上的标记的相对位移。轨迹的共同部分将是相同的，但是标记将沿着轨迹移动。
算法的又一个方面是估算并补偿由心脏的跳动引起的腔轨迹的变化。心脏的跳动导致腔轨迹近乎周期性的改变。只有在心跳的同一相位中所估算的腔轨迹是完全一致的。因此对于心跳的不同相位单独地进行腔轨迹的追踪。在其他相位，腔轨迹将略有不同但是相关的。实际上在腔轨迹的变化中，心跳的影响是更大规模的。几乎没有局部的轨迹变化，而更多的是在整个轨迹的整体移动。使轨迹移动的这种性质可再次被模拟并根据测量值进行估算。该方法导致与关于心跳的每个相位独立地确定腔轨迹相比在精确度方面的整体提高。
当内腔设备行进到血管中时，对于给定的心跳相位，腔轨迹是固定的而同时标记沿该轨迹移动。因此，多个标记经过腔轨迹的同一分段。换句话说，存在对一个标记沿单一腔轨迹跟随在前标记的约束条件。可利用这一点获得对多个标记经过的腔轨迹的分段更为稳健的估算，因为关于该分段的更多信息是可利用的。
可使用通过正在使用的成像模式工作的合适算法有利地实施方法1。为更精确地确定位置，对图像的微调可使用该算法完成，以获得非常清楚且准确的3D体积形式的腔轨迹。
图40示出了示例性腔轨迹设备32的图解视图。腔轨迹设备包括放置在线材36上的预定位置处并被配置成体内放置在腔内的多个标记34。当以线性构造布置所有标记时，每个标记之间的间隔38是已知的。以上描述了可与本文的方法和系统一起使用的其他示例性的有用的腔设备和方法。
腔轨迹设备通常是内腔仪器，标记设置在该内腔仪器上。在一个特定的实施方式中，内腔仪器是具有不透射线的标记的导丝。在另一个实施方式中，内腔仪器是已具有划分气囊端部的两个不透射线的标记的支架递送导管。在又一个实施方式中，内腔设备是本领域已知的IVUS导管，该IVUS导管还具有可在X射线图像上追踪的不透射线的标记。
在某些实施方式中，如图40中所示，这些标记可以是简单的带形形式。还设想了要落在本发明的范围内的用于这些标记的其他几何形状。在一个特定的实施方式中，这些标记是网格形式，包括多种更小的形状，其全部组合起来以形成标记。
图41示出了模拟的有用的方法中的腔轨迹设备40，其中允许该设备采取代表动脉的弯曲路径（未示出）。此处，可以看到在线性部分42中两个标记之间的距离与图40中的间隔38相似，而弯曲部分中的标记34之间的间隔44与图41中的间隔34不同。
对于参考贴片，图42示出了一个参考标记的一种示例性布置，其中所述标记是网格形式。
在有用的示例性方法中，如果成像模式的查看平面与标记平面垂直，则图像呈现为如图42中所示。但是，如果腔轨迹设备采用弯曲路径且因此是弯曲的，或成像模式的视角改变的话，则图像呈现为如图43中所示，并由数字47表示。由于网覆盖2种尺寸，因此确定腔轨迹设备的3D倾斜角是可能的。一旦倾斜角已知，则其可被补偿并用作距离参考。甚至当成像模式的角和区域变化时，同一贴片还可用作位置参考以获得任何时刻的取向和方位。
如本文说明的，在合适的查看介质例如屏幕上查看来自该成像模式的图像，其中所述图像以像素的形式呈现。如果所测量的距离‘D1’74和‘D2’88在像素方面是已知的，且如果角92和90被测量，且如果标记之间的实际间隔是‘A’（以物理尺寸例如毫米计），则每单位距离的像素（每MM的像素）可被确定。根据这一点，使用涉及光学查看模式的节距、转角和偏角的数学转换，可高精确度地获得D1、D2、角92和90的测量值。在其他实施方式中，可在参考贴片上仅使用一个标记。在这种情况下，标记的表观形状将取决于其被查看的角。通过测量形状本身的表观尺寸和角定向，其视角以及每单位距离的像素可被确定。使用更多的标记提高了该确定的稳健性。这样一来，应当理解的是，一个或多个标记可被用于参考贴片。
当2D形式的两个标记之间的表观距离小于在平面布局中预计的距离时，在内腔仪器是进入该平面还是移出该平面之间存在不确定性。在这些情况下，感兴趣的体积空间特有的参数例如解剖学信息以及腔轨迹设备的参数例如内腔仪器的平滑连续性约束条件可用来解决该不确定性。
本发明的腔轨迹23还包括参考贴片。参考贴片可存在于体外放置到用于对腔轨迹设备成像的成像设备的视域中的预定位置处。在某些实施方式中，参考贴片由以预定模式排列的一个或多个校准电极构成，其中在一个示例性实施方式中，该预定模式是网格。图44示出了参考贴片81在本发明的腔轨迹设备上的另一种示例性布置，其中标记是以网格形式，且该模式包括不同于所述网上特定位置处的其余形状的一种形状83，使得通过使用合适的成像装置观察所述网，可以按简便的方式确定标记相对于查看平面的取向。
在本发明的腔轨迹设备的进一步使用中，在使用腔轨迹设备产生腔的3D轨迹后，然后记录并确定具有可使用成像模式识别的标记（射线照相或其他方式）的任何设备的确切位置是可行的。在存在腔轨迹设备时，通过在视域中对腔追踪设备关于固定且已知的位置的相对位置进行追踪，从而对设备的独特位置的确定是可行的。可选择地，在无腔轨迹追踪设备存在时，设备的独特位置可通过利用参考贴片作为共同参考来确定。下文更详细地描述了同步记录。
在又一个实施方式中，腔轨迹设备可用来获得对感兴趣的腔体积空间的3D轨迹的更为精确的重现（RENDITION）。这可通过将内腔仪器（通过推或者拉内腔仪器）穿过腔插入来实现，在这段时间期间，不同组的标记占据腔内相同的区域。这提供了关于同一区域的3D轨迹的多次测量。这些多次测量值可用来进一步完善腔的3D并使其更精确。这些多次测量值还可用来确定对应于心跳的多个相位的腔部分的3D轨迹。
又一方面，本发明提供了腔轨迹系统。参考附图，图45示出了腔轨迹系统53的框图表示图。该系统包括放置在线材或其他内腔设备上的预定位置处的多个标记55。如已经指出的，该设备被配置为体内放置在感兴趣的体积空间中。该系统包括用于当其穿过腔时使内腔设备在腔中的感兴趣的体积空间内成像的成像部件57。成像可包括例如但不限于X射线、红外线、超声和类似技术及其组合。成像部件57被配置以当追踪模块穿越感兴趣的体积空间时以不同时间间隔获得线材的图像，以便提供观察到的标识、观察到的间隔。成像部件57还被配置成作用为同步相位成像设备，以便获得相位同步的图像以描绘在心脏的不同相位观察到的标识。
腔轨迹系统53还包括处理部件56。该处理部件用于处理从成像部件获得的图像以确定关于所述多个标记中的每一个所观察到的至少一个标识，和来自所述多个标记的至少两个标记之间所观察到的间隔。腔轨迹系统53使用本文描述的方法来确定关于所述多个标记中的每一个所观察到的至少一个标识，和来自所述多个标记的至少两个标记之间所观察到的间隔。腔轨迹系统53还用于基于所观察到的标识、所观察到的间隔和所述多个标记中的每一个标记的初始标识来确定在界定了所述腔的3D空间内每个标记的位置，以便基于每个标记的位置，使用本文描述的本发明的方法的步骤确定3D体积形式的腔轨迹。
该腔轨迹系统还包括校准从成像装置和处理装置观察到的数据的参考贴片。可如本文已经描述的配置参考贴片。
腔轨迹系统53还可包括提供结果和图像作为合适的输出的输出模块。典型的输出包括3D静态图像、腔轨迹的动画重现及类似输出。腔轨迹系统还包括将结果和图像传递给合适的接收者，例如专家、医师、专科医生及类似人员的通讯模块。取决于计算能力、带宽、文件大小及类似因素，使用无线和有线通讯是有可能的。与本发明的腔轨迹系统53有关的其他部件和特征将对于本领域技术人员变得明显并被设想为落在本发明的范围内。
某些实施方式为获得用于体内医疗程序的诊断指导的参考信息做准备。图46示出了示例性方法140中包括的示例性步骤。该方法包括在步骤142中提供对应于腔的腔轨迹信息。如本文以上在任何一种方法中描述的，可获得腔轨迹信息。腔轨迹信息还可从本领域已知的多种技术获得，并且所述技术可包括例如但不限于MRI、X射线、ECG、荧光镜透视、显微镜、超声波成像及其组合。取决于用来获得腔轨迹信息的技术和现有可用的计算能力，腔轨迹信息可以是2D图像、3D图像、表格形式或任何其他合适的表示形式。在一个特定实施方式中，当腔轨迹信息以表格形式提供时，所述表格可包括例如序列号、与参考点（例如，导管的插入点）的距离及类似标题的列。在表格形式中可用的数据点可具有所需的适当水平的实验精确度，例如±0.01MM。
然后该方法包括在步骤144中提供对应于腔的参数信息。参数信息包括提供关于腔特性的观点的任何信息，例如但不限于压力、血液流速、横截面积及其组合。这种类型的信息对于估算阻塞、动脉瘤、狭窄部及类似部分及其组合可能是必要的。该信息从多种技术中的任何一种获得，且可包括例如显微镜、超声、血管内超声（IVUS）、近红外光谱学（NIR）、光学相干断层扫描（OCT）、血管内光学摄像类型的设备、其他上述腔测量设备和其他内腔诊断设备及其任意组合。示例性的技术还可能需要使用本文所述的内腔仪器。
所述腔轨迹信息与所述参数信息可被同时获得或者它们可被独立地获得。取决于如何以及何时获得腔轨迹和参数信息，使用多种技术进行两种信息的组合。一种这类技术是对图像打时间戳并使用同一时钟对来自内腔仪器的参数测量值打时间戳。因为通过本申请中描述的图像处理技术获得的内腔设备的位置信息具有与诊断参数值（例如，横截面积、压力等）相同的时间戳，这两者可被拼接以形成参考信息。拼接参数信息与位置信息的另一种方法是使用ECG门控。ECG作为用于所有介入治疗的常规步骤来进行。内腔仪器的3D位置信息从成像模式（例如X射线）获得，而来自诊断性内腔的参数信息可被ECG门控并因此在时域中被拼接在一起以提供参考信息。
该方法还包括在步骤146中组合腔轨迹信息与参数信息以获得用于诊断指导的参考信息。可使得腔轨迹信息和参数信息的组合能够以图像形式、表格表示图或任何其他可视化表示图及其组合来利用。因此，在一个示例性实施方式中，可使得参考信息能够作为腔轨迹信息的图像利用，参数信息的文本重叠到腔轨迹信息的图像上。在特定的实施方式中，参考信息是全色图像，其中颜色的选择是对特定参考信息的指示。在另一个实施方式中，参数信息可被显示为表示参数沿腔轨迹的变异度的同一颜色的不同阴影。在又一个实施方式中，参考信息是动画。可作为图像和/或动画利用的参考信息可具有允许容易地进行诊断和/或治疗的适合的分辨率，或医疗程序期望要实现的任何分辨率。分辨率可根据在腔内能被辨别所需要的最小距离测量。
在另一个示例性实施方式中，参考信息可被以表格形式利用，其中列包括标题例如但不限于，位置ID、与参考的距离、在特定距离处的横截面积等等。将对于本领域技术人员变得明显的是，例如在表格表示图中，不是所有与参考系的距离都可能具有相关的参数信息例如横截面积，而只有特定位置将具有相关参数信息。参考信息的确切性质将取决于各种因素，例如但不限于医疗程序的需要、可用的计算能力、操作者的舒适度和偏好及类似因素。
一旦该参考信息以合适的形式可被利用，则该信息可显示在具有特定的合适的最小分辨率（如以例如像素计量的）并被医疗人员使用的、待查看的图形用户界面上。该参考信息提供对感兴趣的区域的更好识别并可用来更准确地将治疗设备引导到目标区域。当参考信息可在图形用户界面上利用时，互动能力例如放大和缩小图像也可变得可能，以使医疗人员能够放大腔内的感兴趣的区域并缩小以整体上观察整个腔，或进行其他合适的相关动作以使得能够有效地诊断和/或治疗。
在某些实施方式中，当获得腔轨迹信息和参数信息时，包括关于一视域的固定参考可能是有用的。关于该视域的固定参考考虑了在不同时间进行的测量和观察期间的变化，或受验者的移动或由于外部环境产生的任何这类差异。这允许腔轨迹信息与参数信息的组合，同时计及所有变化和差异并仍提供准确的参考信息。在不存在关于该视域的固定参考时，基于操作者或技术人员或医疗人员的技术和经验只可更正由来自外部环境的变异引起的误差校正。关于该视域的固定参考可通过多种技术获得，且包括例如将在特定位置处具有已知尺寸的不透射线的标记贴片附接到受验者身上；将不透射线的标记贴片附接到在所述受验者以外的物体上；由用户初始标记腔轨迹信息中的至少一个解剖学位置，其中解剖学位置的特征是从其他技术预先已知的；使用成像系统的一组坐标例如X光机的CNC坐标。本领域技术人员将理解的是，允许用户允许沿腔轨迹识别某些解剖学界标的灵活性（例如，伤口、瓣根、分叉等的起点和终点）是有用的。
在另一个实施方式中，参考信息包括被标记的感兴趣的诊断区域。例如，当之后递送治疗设备例如诸如分叉装置时，医疗人员可沿其想要保持追踪的轨迹识别特定的感兴趣的点。这些感兴趣的诊断区域可表示任何特定的腔状况，例如阻塞、狭窄、动脉瘤及类似状况及其组合。当要求特定情形时，相关人员例如医疗从业者或技术人员或专科医生可进行一种或多种标记。这些标记允许更容易地诊断和治疗受验者。标记可通过使用例如触摸屏或鼠标在屏幕上物理识别感兴趣的区域来进行。
在某些实施方式中，腔轨迹信息和参数信息被相位同步。心脏具有的相位包括：泵送和回填充，也称为收缩和舒张。在每个相位内，与腔在另一个相位的性质相比，腔的性质改变。因此，在某些情况下，在获得腔轨迹信息和参数信息的同时了解心脏的相位是重要的。识别心脏相位的方法是本领域已知的，例如心电图（ECG）。例如，可连同ECG门控一起实现腔轨迹信息与参数信息的获得，以保证相位同步。通过ECG门控的多次测量对于获得对进一步使用可行的良好的平均测量值可能是必要的。
具有精确的现有参考信息为医疗人员以更大的成功几率进行诊断、治疗受验者、进行手术和进行任何的医疗程序提供了独特的优势。因此，医疗人员不必完全依赖该领域的技能、专门技术、知识和经验进行医疗程序。可通过本发明的方法利用的参考信息将很好地增加医疗人员的技能、知识、经验和专门技术。
另一方面是使用参考信息在腔内引导内腔仪器的方法。图47以流程图148的形式示出了关于该方法的示例性步骤。如本文以上描述的，获得参考信息。用于引导内腔仪器的方法包括在已将其插入到腔中以后对内腔仪器成像以提供由数字150描绘的内腔仪器的图像。用于成像的技术是已知的，且可包括X射线、MRI等。该图像可作为2D图像利用或可以按适合观察的任何简便的形式呈现。所述简便的形式取决于多个因素，例如计算要求、观察的简便性和可理解性、医疗人员的舒适度及类似因素及其组合。
另外，内腔仪器图像还可通过使成像技术与心脏门控同步而被ECG门控。然后用于引导内腔仪器的方法包括由数字150示出的、将内腔仪器的图像与参考信息关联起来。如本文指出的，参考信息可以是任何合适的形式，且内腔仪器图像还将被转换成合适的形式使得内腔仪器图像和参考信息可合适地关联起来。在一个实施方式中，参考信息可作为2D静态图像利用，且当内腔仪器穿越通道时，内腔仪器图像也可作为沿腔轨迹实时地叠加的2D图像利用，并因此内腔仪器相对于腔的参考信息的瞬时位置也可被利用。本领域技术人员将立即认识到的是，可进行一系列的这类关联以获得内腔仪器图像相对于参考信息的几乎实时的顺序，从而将内腔仪器引导到腔内期望的感兴趣的位置。
随后，如步骤154中所示，任何内腔仪器被引导到感兴趣的区域。可使用本文描述的方法以简便的方式实现引导。因此，在示例性实施方式中，参考信息可作为2D参考图像利用，并且相对于该参考图像追踪内腔仪器图像。然后将该图像显示在图形用户界面上，例如具有合适分辨率例如1024X800像素的屏幕上。然后当内腔仪器穿越腔时，医疗人员可观察所述内腔仪器，并随后到达（沿最初产生的腔轨迹）以清楚的方式显示在参考图像上的感兴趣的区域。如本文指出的，也可相对于与所述腔轨迹的固定参考“相同的”固定参考（起点）标记并记录腔中沿所述腔轨迹的一个或多个感兴趣的区域（伤口、分叉、脉管性疾病等）以允许以简便的方式进行医疗程序。还可为医疗人员提供放大感兴趣的区域以允许将内腔仪器精确地引导到确切位置以进行任何医疗程序的能力。这些医疗程序可包括例如递送支架、连同支架一起递送气囊导管等。
本文的方法可以使用合适的软件程序或算法而被有效地施用。因此，在又一方面，本公开内容提供了用于获得参考信息的算法和用于引导内腔仪器的方法。算法通常需要对处理能力的特定的最小计算要求，这些要求也被适当地联系到成像仪器以处理来自该仪器的图像。合适的图形用户界面例如具有特定分辨率的屏幕、输入/输出界面例如键盘和鼠标可与该算法一起使用。该算法可位于合适的介质例如CD、闪存盘、外部硬盘驱动器、EPROM及类似介质上。该算法可被提供为来自合适的源例如互连网上的网站的、可执行和可自提取的文件形式的、可下载的程序。
在又一方面，系统适合将内腔仪器引导到腔中的感兴趣的区域。图48是示例性系统156的框图表示图。系统26包括用于提供腔轨迹信息的第一装置158，第一装置158可包括本文描述的技术中的任何一种；用于提供参数信息的第二装置160；在腔中对内腔仪器成像以获得内腔仪器图像的成像装置162；用于组合腔轨迹信息与参数信息以提供参考信息的第一处理器164；以及，用于将内腔仪器图像与参考信息关联起来以将内腔仪器引导到腔中的感兴趣的区域的第二处理器166。该系统还可包括显示参考信息、内腔仪器图像和组合的参考信息和内腔仪器图像的显示模块。该系统还包括输入/输出模块，其中输入模块接收关于第一装置和第二装置的输入且输出模块提供关于第一和第二处理器的结果。该系统还包括使得能够在各个模块之间通讯的通讯模块。通讯的方式可通过有线连接，例如使用IEEE488电缆、RS-232电缆、以太网电缆、电话线、VGA转接电缆及类似连接及其组合。可选择地，各个模块之间的通讯可通过无线实现，例如使用蓝牙、红外线连接、无线LAN及类似方法。可并入到该系统的其他模块对于本领域技术人员将变得明显并被设想为落在本发明的范围内。单独的模块还可被彼此远程地安置并通过合适的装置彼此连接。因此，使得显示模块能够在远程位置（例如在建筑物的另一部分）或在城市的不同位置等等（例如专业人员所在的地方）被利用，以在进行医疗程序的同时获得专业人员的意见和指导。
现在提供假设性实例以阐述获得血管体腔信息并使用该信息在腔内将治疗设备引导到感兴趣的区域的示例性方法。具有高血压、血脂异常、在先导管插入并表现出中度冠状动脉疾病、显著异常的核压力测试和大的壁缺陷的65周岁的受验者。虽然无症状，但考虑到大的灌注缺陷，患者被建议插入心导管。血管造影术表明95%的狭窄。使用传统的支架技术，支架后的血管造影术揭露了关于支架是否被最佳地部署的问题，因为血管呈现出在接近支架处收缩为颈状。支架后IVUS表明支架明显地尺寸不足且膨胀不足。因此需要重新介入，并将第二支架部署到接近第一支架处。
可使用该示例性方法避免这种重新介入。通过由IVUS辅助的标准血管造影术，本发明的步骤包括进行血管造影术；基于血管造影术的视觉估算（由于透视收缩和视觉假象是主观性的）选择支架；在表现出次优部署（位置上的误差）的可能性的血管造影术之后介入（支架放置和部署）。为确认这一点，使用IVUS揭示支架尺寸不足和/或膨胀不足和/或纵向上被错放。IVUS导管被另一种扩张导管替代且支架被后扩张以矫正尺寸不足。扩张导管被支架导管替代且第二支架接近第一支架放置（和/或叠加）。进行最终的血管造影术来确认结果。由于时间，可对支架进行或不进行第二次IVUS检查，在该过程中留下关于程序成功与否的某种不确定性。因此，如所概括的，必须进行多种设备交换以实现该结果。此外，伤口的确切位置不是实时地被了解的并因此支架递送导管不能被引导到正确的位置，这为支架的纵向位置错放提供空间。
相比而言，当具有如上所述的电极的导丝被用于导管插入程序时，该过程被简化。首先进行血管造影术；将如上所述的导丝穿过伤口放置在血管中；当该系统穿越伤口时，其使用本文描述的技术获得伤口长度的测量值和/或参考血管的直径和/或横截面积。同时，当导丝穿过腔时，同步记录导丝和感兴趣的解剖学点例如伤口和分叉装置相对于如上所述的固定参考的位置信息。将横截面积信息与位置信息拼接到一起以创建如上所述的引导系统。基于伤口的横截面积、伤口的最小腔面积（“MLA”）和伤口的长度，医师选择合适的待部署的支架。伤口的位置可重叠在医师为将支架递送导管引导到正确位置而使用的静态参考血管造影图像上。此外，因为支架递送导管具有不透射线的标记，所以可使用上述图像处理算法相对于与有源导丝的参考相同的参考追踪该支架递送导管。在该系统界面的一个实施方式中，支架递送导管移动的透视图可被显示在具有伤口位置的重叠的同一静态血管造影图像上。因此，这为医师实时地提供了支架相对于伤口的位置的精确可视化表示图。一旦支架被部署在感兴趣的位置，支架递送导管可被抽回到被支撑的区域的后面。然后导丝可缩回使得电极穿过被支撑的区域。当电极穿过被支撑的区域时，它们提供被支撑的区域的横截面积的测量值，即完整的支架轮廓。通过将该横截面积与参考腔（即，未阻塞的）的横截面积比较，可确定支架是否待被部署。如果需部署的话，用户可使同一支架递送系统行进到正确的位置并再次膨胀，或他们可使用所测量的信息构想其后扩张策略。如果医师选择后扩张，则使用关于被支撑的横截面积轮廓和参考腔横截面积的信息正确地确定后扩张气囊导管的尺寸，从而减轻扩张后的损伤。还可通过缩回导丝测量后扩张以后的最终支架轮廓和横截面积。所以，导丝可用来测量横截面积，指导支架的选择，正确地放置和部署支架并指导后部署策略和治疗的验证。所有这些可被实现而不需要交换如IVUS引导的或血管造影术引导的程序中所需要的各种工具。这使得整个程序变得简单、耗时较少、具有成本效益且对患者有益。
现在阐述如上所述的引导系统如何可与现有的成像模式一起使用以进行支架放置的另一个实例。医师将进行使用IVUS或OCT引导、传统的血管造影术引导或通过使用所描述的上述内腔引导系统引导的选择。
在IVUS/OCT引导的系统中，IVUS/OCT设备将穿过由血管造影术所示的阻塞点被引入到脉管结构中。然后，使用机动化的回拉装置，IVUS/OCT导管以已知的固定速度被拉回，同时记录例如腔的横截面积的参数。基于该信息选择合适的支架尺寸。然后从脉管结构中缩回IVUS/OCT系统并随后交换成支架递送导管。当IVUS/OCT系统提供关于伤口的信息时，其不提供位置的测量信息。也就是说，这些测量未表明测量的位置且因此只提供选择合适的支架尺寸的信息而没有对支架应放置在何处的进一步指导。这是一个明显的缺点。然后支架递送导管行进到感兴趣的点并通过在之前获得的静止的血管造影图像上的视觉估计狭窄区域将该支架递送导管放置到合适的位置。血管造影图像是2D的且在弯曲血管的情况下受到透视缩短（FORESHORTENING）作用的影响并要承受严重的误差。这是极为熟知的现象且医师必须依赖他或她自身的经验和技能。该技术可能使得支架在位置上被纵向错放（即，膨胀的支架未覆盖整个阻塞区）。这只可通过从受验者收回支架递送导管并重复IVUS/OCT成像来验证。如果发现被错放，可能的补救是使另一个支架膨胀在适当的位置，从而增加明显的手术成本、时间和患者风险，或可选择地进行其他介入治疗例如使用后扩张气囊在未覆盖的部分进行膨胀，已知这将导致具有严重后果的并发症例如支架边缘断裂。
在非IVUS/OCT引导的程序中，医师基于经验（主观的并易于出现误差）选择支架尺寸。然后支架递送导管在X射线视图下行进并如上所述地视觉估计支架相对于伤口的位置。该方法再次受限于与上述IVUS/OCT引导的技术相同的缺陷并易于发生纵向位置错位及其相关影响（额外的成本、时间、复杂性和患者风险）。
当前述引导系统结合IVUS/OCT或其他上述诊断设备（本文称为“测量设备”）使用时，程序被大幅简化且不易于发生位置错位。首先，测量设备通过腔穿过感兴趣的伤口行进以测量用于帮助确定待用作设备的支架的合适尺寸的重要的腔参数，例如腔横截面积。同时，当测量设备穿过腔时，使用上述成像模式和技术获得设备的3D位置轨迹信息。因此，相对于固定的参考同步记录了伤口并记录了其沿腔轨迹的3D位置。另外，用户可选择标记感兴趣的解剖点，例如分叉或沿腔轨迹的其他界标，且其被相对于相同的固定参考同步记录。将通过该测量设备收集的参数信息（例如横截面积）与由此通过前述技术中的一种获得的位置信息拼接在一起。优点之一是所有这些实时地发生。伤口的位置可重叠在静态参考血管造影图像上，医师使用该血管造影图像将支架递送导管引导到正确的位置。注意到的是，迄今为止用户仅完成了使测量设备穿过伤口行进的一个步骤。如果是IVUS或OCT系统，则现在收回测量仪器，或如果其是上述导丝，则留在适当的位置。然后使支架递送导管行进到脉管结构中。因为支架递送导管具有不透射线的标记，所以可使用相似的上述图像处理算法相对于同一固定参考追踪该支架递送导管。在该系统界面的一个实施方式中，支架递送导管移动的透视图可被显示在具有伤口位置的重叠的同一静态血管造影图像上。因此，这为医师实时地提供了支架相对于伤口的位置的正确可视化表示图。因此，该技术对精确地放置支架提供了必要的指导并将主观性和误差的余地降至最小同时未引入任何额外的步骤。该引导系统的潜在益处是巨大的，因为其可以帮助避免重复介入（额外的支架）、降低成本、程序时间并使患者承受较少的风险。
在以上实施方式中，测量和激励设备与传感器或负载有一定物理距离，期望跨这段物理距离进行这些测量。如上所述的导体通常连接形成电网络的电源、测量设备和负载。本领域技术人员会理解电去嵌入将被需要以仅基于在导丝或导管的近端区域处进行的实际测量获得在电极所位于的远端区域处发现的电压-电流分布。这可包括将设备、设备部件例如线材或电极的材料特征考虑在内。可对测量值校准以将这些差异考虑在内以产生精确且正确的测量值。去嵌入可发生于具有任何数目的终端例如2端口、4端口或任何其他数目的端口的系统。如本文所述，电学值（例如，电压、电流）可在诊断元件的远端区域和近端区域之间转换。由电源、测量设备和负载之间的相互连接构成的电网络将被称为互连网络。互连网络可以根据相互连接的数目大体上具有多个电终端或等同的多个电端口。
存在本领域已知的用于电网络模拟的许多类型的参数。例如，也称为网络的阻抗参数的Z参数关联着多端口网络的电压和电流。作为2端口网络的实例，参考图49，2个电压和2个电流通过Z参数关联如下：
V 1 V 2 = Z 11 Z 12 Z 21 Z 22 I 1 I 2 - - - ( 5 )
其中 Z 11 = V 1 I 1 | I 2 = 0 Z 12 = V 1 I 2 | I 1 = 0 Z 21 = V 2 I 1 | I 2 = 0 Z 22 = V 2 I 2 | I 1 = 0
对于n端口网络的一般实例，要指出的是
也称为网络的导纳参数的Y参数也关联着多端口电网络的电压和电流。作为2端口网络的实例，2个电压和2个电流通过Y参数关联如下：
I 1 I 2 = Y 11 Y 12 Y 21 Y 22 V 1 V 2 . - - - ( 6 )
其中 Y 11 = I 1 V 1 | V 2 = 0 Y 12 = I 1 V 2 | V 1 = 0 Y 21 = I 2 V 1 | V 2 = 0 Y 22 = I 2 V 2 | V 1 = 0
也称为网络的散射参数的S参数关联着入射功率波和反射功率波。反射功率波、入射功率波和S参数矩阵之间的关系通过以下提供：
b 1 b 2 = S 11 S 12 S 21 S 22 a 1 a 2 - - - ( 7 )
其中An和Bn分别是入射波和反射波并被关联到端口电压和电流。
也称为混合参数的H参数，以不同的方式关联着端口电压和电流。对于2端口网络：
V 1 I 2 = h 11 h 12 h 21 h 22 I 1 V 2
其中 h 11 = def V 1 I 1 | V 2 = 0 h 12 = def V 1 V 2 | I 1 = 0 h 21 = def I 2 I 1 | V 2 = 0 h 22 = def I 2 V 2 | I 1 = 0
也称为网络的逆混合参数的G参数关联着电压和电流，如下：
I 1 V 2 = g 11 g 12 g 21 g 22 V 1 I 2 - - - ( 8 )
其中 g 11 = def I 1 V 1 | I 2 = 0 g 12 = def I 1 I 2 | V 1 = 0 g 21 = def V 2 V 1 | I 2 = 0 g 22 = def V 2 I 2 | V 1 = 0
以上所有公式是关联的，且一组参数可从另一组中导出。这些公式是本领域熟知和确信的。Z和Y参数矩阵互为倒数。H和G参数矩阵互为倒数。Y和S参数也是关联的，且可从彼此导出。所有提到的类型的模型是电学上等效的。实现方式的选择取决于方便性和问题的具体需要。
在这些电网络中的一些中，对远程负载进行的测量需要计及电损失和电偶并补偿在电源、测量设备和导体处形成的电网络的任何寄生效应。对于被远程定位并穿过连接设置在近端区域位置的激励和测量设备的一对导体连接的单一负载，该问题已被彻底处理。其是高精度测量中通常使用的技术且被广泛称为“端口扩展”。该网络通常被模拟为二端口网络，并通过测量关于已知远程负载的近端区域参数来解出网络参数。为求解线性电网络已提出节点分析法、网孔分析法、叠加法。还已提出转移函数用于二端口网络。
然而，当负载不是简单的单一负载而是具有形成负载网络的多个端口的分布式网络时，存在很少的解决方案。这些系统具有多条导线和多个测量实体。因此存在对穿过远程多端口负载网络准确地测量电学性质的需要。
去嵌入是一种可包括将设备、设备部件例如线材或电极的材料性质考虑在内的过程。例如，电极可能位于线材远端区域的感兴趣的区域处，而接收和处理信号的电子器件可设置在线材的近端区域。远端电极进行的电学测量值被这些电子器件接收。然而，由于线材的材料性质，在线材的一端提供的信号在其到达所述线材的另一端的时刻可被改变。该改变可能要被考虑，这通过使用基于材料特征、线材长度和其他与该情形有关的其他变量的合适模型，或通过在远端区域处的已知电负载进行测量并校准电导体中间的效应。
对于所有端口，输出电压可根据Z参数矩阵定义且输入电流由下列矩阵方程定义：
V=Z*I
其中Z是N×N矩阵，其元素可使用常规的矩阵符号指出。一般地，Z参数矩阵的元素是复数且是频率的函数。对于一端口网络，如对于将本领域技术人员明显的是，Z矩阵缩减为单一元素，其是在两个终端之间测量的普通阻抗。
还可将N端口网络的端口电压和电流之间的等式关系表示为：
I=Y*V
其中Y是N×N矩阵。Y与Z相关，且一般来讲是Z的反矩阵。在某些特别的情况中，Z或Y变得不可逆。
图50是系统171的示例性实施方式的图示表示。当该系统被近端区域附近的电刺激激励时，其适合估算远程区域（本文称为负载网络）的电网络174。位于远端区域的负载网络174通过多个导体172连接到近端区域上的多个刺激和测量设备170，所述多个导体172的组合电学特征是固定的但却是未知的。刺激可以是来自定位在近端区域处的激励设备的任意电流或电压，而近端区域处的测量值还是以电压测量值的形式。电压测量值一般是不理想的（即，电压测量设备从网络中抽取非零有限电流并因此成为网络上的负载）。如本领域技术人员将应理解的，本文所述的系统和方法可扩展并应用到任何操作领域，其中待估算的电网络位于无原位激励和测量可用的远程位置。
本领域技术人员将应理解对于N端口负载网络，将存在向下延伸到近端区域的多个导体（多达N对），其连接激励实体且至少连接对应的“N”个测量实体。此外，还跨电路中任意两个节点进行了另外的参考测量，使得具有来自之前的N个测量值的独立信息。
图52中示出了使用来自图51的系统171的示例性方法。系统171测量近端区域处的电压，其与穿过连接到被体内放置在身体腔190内的远端电极188（示出四个）连接的四个导体的远端区域处的电压相对应。这些测量被用于估算腔尺寸，这反过来被用于多种医疗程序。如所示，四个电极188纵向地设置在长形医疗设备194（例如导管或导丝）的远端区域192。长形医疗设备194已被放置在血管体腔例如血管的腔190内。这四个电极被电耦合到沿长形医疗设备194的长度延伸并终止在近端区域196的连接件上的四个导体198。虽然对于该示例性实施方式示出了四个电极，但是三个或更多个电极可用于测量所需要的不同的构造中且这些被包括在本文描述的系统和方法的范围内。连接件被电连接到适合提供穿过连接到电极的两个导体的刺激的硬件，并还测量穿过三对导体的三个电压。所述硬件包括电源和具有激励实体178和测量实体182、184、186的测量设备170。通过测量实体176的第四次测量穿过与该网络串联的参考电阻器180完成。包括导管和参考电阻器的中间的整个网络穿过远端区域192处的各种负载构造不变但是不了解其从何开始，且需要通过仔细选择的负载构造来估算。如本文所述的校准方法估算该网络，以便在远程位置对与其连接的任一种随意负载网络的测量值正确地确定和去嵌入。
图53是具有用于获得这些测量值的不同构造的系统200的另一个示例性实施方式。在该实施方式中，第四测量实体176（VM1）与激励实体178并联以获得穿过激励实体的参考电压，而同时如参考图52提到的获得其他三个测量值。图53中的其他部件基本上与图52中的实施方式相同。本领域技术人员将应理解可存在用于获得这些测量值的其他替代构造，且参考图51、图52和图53所述的实施方式是非限制性实例。一般地，任意四个独立的测量值将满足估算远程负载网络的需要。
在图51、图52和图53中分别被示为176、182、184和186的测量实体VM1、VM2、VM3和VM4通常是，但不限于一组用于信号调节和噪音过滤的前端缓冲器和放大器，其接下来是模拟数字转换器。测量实体可为穿过它的入射信号提供频率依赖性的增益。在理想情况中，电压测量单元不应从其所连接的网络中抽取任何电流，但实际上这样实施是不可能的。然而，如本领域技术人员将应理解的，电压测量实体可被等效地模拟成计及负载、过滤和其他非理想情况的级联等效寄生网络，其后是不抽取任何输入电流而只将瞬时电压放大固定的量的理想缓冲器和增益单元。另外，如本文以下更详细地描述的，寄生网络可合并为中间导管网络的一部分并被联合估算。
图54是关于图52中所示实施方式的终端表示图。本领域技术人员将应理解，通常称为TK（VK、IK）的终端表示终端K，其相对于被表示为GND43的任意接地的电压是VK，而通过该终端进入网络的电流是IK。在该实施方式中，终端以下列方式定义：也称为44的终端0（T0）是这样的终端，即电压源或电流源14穿过该终端连接。在终端0上测量的相对于任意GND的电压被定义为V0，而通过T0进入网络的电流被定义为I0。由46表示的终端1A（T1A）是不同终端中的一个，第一次测量穿过这些不同的终端完成。该终端不向网络提供或吸收任何电流，因为这些终端被模拟为理想的测量点。由48表示的终端1B与终端1A配对，并与终端1A类似地作用。终端2A、终端2B是用于第二次测量的一组不同电极。终端3A、终端3B是用于第三次测量的终端，而终端4A、终端4B是用于第四次测量的一组不同电极。共同地，终端2A、2B、3A、3B、4A、4B都由引用数字50显示并代表关于近端电压的终端。这些终端中的每一个不提供或吸收任何电流。这些终端上的电压都是参考同一GND43测量的。
如本文以上解释的，在远程的一侧，被统一地示为52的终端5、终端6、终端7和终端8对应于形成多端口负载网络18的四个电极，所述多端口负载网络18通过多端口互连网络16与测量实体和激励源连接。这些终端上的电压被称为V5、V6、V7和V8且被称为远程电压，其中这些测量相对于GND43进行。通过这些终端进入网络的电流分别被称为I5、I6、I7和I8。
该网络可使用如下提供的Z参数表示法整体地描述：
V1=Z1*I1        (9)
其中V1和I1由以下矩阵提供，
V1=[V0 V1A V1B V2A V2B V3A V3B V4A V4B V5 V6 V7 V8]T
I1=[I0 I5 I6 I7 I8]T      (10)
Z1是将电流矢量I1关联到电压矢量V1的网络阻抗矩阵。在另一个实施方式中，表示远端电极的节点1、节点2、节点3和节点4的电压被差异性地表示为：
V1=V1A-V1B
V2=V2A-V2B
V3=V3A-V3B
V4=V4A-V4B        (11)
现在可将方程（9）重写为：
V2=Z2*I2        (12)
其中V2和I2由以下矩阵提供，
V2=[V0 V1 V2 V3 V4 V5 V6 V7 V8]T
I2=[I0 I5 I6 I7 I8]T        (13)
Z2是将电流矢量I2关联到电压矢量V2的网络阻抗矩阵。
图55示出了具有在远程侧的浮动网络的示例性系统54。浮动网络被定义为通过其全部端口进入网络的全部电流的总和等于零的网络。网络和GND之间不存在单独的电通路。远端区域上的端口表示方式被示为代替图54中所示的终端表示方式。端口电压P1、P2、P3、P4和PL1、PL2、PL3被定义为两个相邻终端电压之间的差，分别由参考数字56、58、60、62、64、66和68描绘的电压差，而端口电流被定义为通过端口的一支进入网络并通过该端口的另一支流出网络的电流。
本领域技术人员将认识到对于远程侧上的浮动网络，图54和图55的表示图的等效性。将需要对由方程（12）代表的方程组的行和列进行几种处理以达成由方程（14）代表的一组新的方程。
V=Z*I        (14)
其中，V和I由以下提供：
V=[V0 V1 V2 V3 V4 VL1 VL2 VL3]T
I=[I0 IL1 IL2 IL3]T      (15)
Z是将电流矢量I关联到电压矢量V的网络阻抗矩阵。
本文以下更详细地解释了由方程14描述的浮动网络系统。本领域技术人员将能够推导关于远程网络非浮动情况下的以下一组导数值。在由图54描绘的网络中，V0是施加到网络上的电压，I0是进入网络的电流。如果激励是理想的电压源14，则V0被固定到电压源的值。相似地，对于理想的电流源激励，I0被固定在关于该电流源的电流值。然而实际上，理想的电压源或电流源并不存在。有可能正确地测量电压V0和电流I0而不明显地影响网络。然而，尤其是当激励的频率高时，这些测量将涉及复杂的电子器件，且因此增加了硬件的复杂性。如本文以下解释的，本技术的方面通过获取识别负载网络而不需要了解电压V0或电流I0的方法有利地克服了这个问题。
因为不需要电压V0的值，所以将其从方程（14）中定义的方程组的第一行中去除。新的方程组可写为：
V1=Z10I0+Z11IL1+Z12IL2+Z13IL3
V2=Z20I0+Z21IL1+Z22IL2+Z23IL3
V3=Z30I0+Z31IL1+Z32IL2+Z33IL3
V4=Z40I0+Z41IL1+Z42IL2+Z43IL3
VL1=Z50I0+Z51IL1+Z52IL2+Z53IL3
VL2=Z60I0+Z61IL1+Z62IL2+Z63IL3
VL3=Z70I0+Z71IL1+Z72IL2+Z73IL3        (16)
在示例性方法中，所测量的四个电压被归入矢量VM中，且相似地，负载侧电压被归入矢量VL中。如以下方程式中所示，负载侧电流被相似地归入矢量IL中：
VM=[V1 V2 V3 V4]T
VL=[VL1 VL2 VL3]T
IL=[IL1 IL2 IL3]T        (17)
现在使用以上定义的命名法重写方程（16）：
VM=ZM0I0+ZMLIL
VL=ZL0I0+ZLLIL        (18)
其中，ZM0、ZML、ZL0和ZLL是通过对方程（16）中的Z项分组形成的阻抗矩阵（Z）的子矩阵。
如本领域技术人员将应理解的，远程侧（负载侧）还通过可被模拟为与负载侧电压矢量VL和电流矢量IL相关的3×3导纳矩阵Y的任意网络终止。对于无源网络，导纳矩阵Y将具有6个独立变量，而对于一般的有源网络，变量的数目将是9。对于某些特定的情况（包括讨论过的一种情况），负载网络可具有其他约束条件且自由度低于6。在图52的特定实例中，测量腔尺寸时的解剖学约束条件可迫使Y参数的自由度达到3或更小。
由于电流矢量IL被示为进入导管网络，因此在表示下列载荷方程时使用负号：
IL=-YVL        (19)
将方程（19）用于方程（18）推导出：
VL=ZL0I0+ZLLIL
VL=ZL0I0-ZLLYVL
(I+ZLLY)VL=ZL0I0
VL=(I+ZLLY)-1ZL0I0
VM=ZM0I0-ZMLYVL
=(ZM0-ZMLY(I+ZLLY)-1ZL0)I0
VM/I0=ZM0-ZMLY(I+ZLLY)-1ZL0        (20)
因为I0被假设为是未知的，为求解结果将具有比例因子不明确的情形，使用两个电压的比来代替绝对电压。未损失普遍性地，使用了穿过图52的参考电阻器的电压作为参考电压，V1和所有其他电压被测量为与参考电压的比。
VM/V1=(ZM0-ZMLY[I+ZLLY]-1ZL0)/(Z10-Z1LY[I+ZLLY]-1ZL0)；其中M=2,3,4
=[(ZM0/Z10)-ZMLY[I+ZLLY]-1(ZL0/Z10)]/1-Z1LY[I+ZLLY]-1(ZL0/Z10);其中M=2,3,4
Figure BDA0000465331200000881
其中M=2,3,4     (21)
其中，
Figure BDA0000465331200000882
和
Figure BDA0000465331200000883
被Z10标准化，而Z10被固定为一。
因此这些方程式有效地为连接在远端区域的任意负载网络对近端区域处完成的测量的影响进行了模拟。
在以上公式中，使用了电压比VM/V1。这是因为在通常的实际情形中，V0（在电压激励的情况中）或I0（在电流激励的情况中）的确切值不是精确地已知的。然而，如果能够以足够的精度测量这些值，则校准方法可通过绝对电压而不是电压比来明确地表达。这样一来，本公开内容设想了这些替代表达方式，其中电压能够以除了比例以外的形式，例如绝对值、电压差、电压的线性或非线性组合来使用。
如本文所述的示例性方法使用上述系统模型，用于通过近端区域测量值确定关于连接在远端区域的任意负载网络的实际电压差测量值。该方法的下一步骤是连同测量寄生现象一起确定连接网络的Z参数，本文称之为校准步骤。此后，进行去嵌入步骤，其中，适当地考虑连接网络的Z参数和测量寄生现象之后，近端区域测量值被标测到（或拟合到）远端区域负载网络。
在本文描述的校准程序中，为连接在远端区域上的精确已知的负载网络的不同组合测定了相对于第一电压的三个电压比。可能注意到的是，对于无源负载网络，在方程（21）中，待估算的未知Z参数的数目是23。Z参数使用对该组测量数据运行的合适的拟合实用程序获得。因为每一种构造都提供了三个电压，所以为获得所有的Z参数需要至少具有来自8个独立构造的测量值。更多的构造对拟合值提供更好的抗干扰度。拟合器程序起始于任意起点并计算关于方程式（21）的穿过不同的已知负载构造的估算电压比。然后该方法计算误差度量标准，其为所测量的比和所估算的比之间的欧式距离。拟合器尝试通过调整Z参数的值将该误差降至最小。将该解收敛成可选择的解是可能的。然而，本领域技术人员将认识到这些挑战并想出避免他们的合适技术。这可通过采用合适的优化技术来完成。可能注意到的是，被拟合的Z参数并不是该网络真正的Z参数，而是符合在一个预定的Z参数的约束条件下的观察值的数学表示（任意一个ZL0）。另外，如较早地指出的，几个Z参数被标准化成Z10并将Z10固定为一。
在校准过程期间的已知的负载网络的选择可使用离散的无源部件诸如电阻器、电容器和电感器（它们的值已知为先验的）来选择。在一个实施方式中，选择了一组无源部件。这些部件的子集被连接到远端电极，其中每个部件跨接一对电极以形成电负载网络。以此构造提供了激励并且进行测量。通过选择部件的不同子集并且将它们跨接在网络的远端区域的不同终端之间，创建了几个唯一的网络。终端的子集也可以是不连接的（即开路）。在每种情况下，负载的Z参数已知为先验的。结合利用所测量的近端电压值如此创建的负载网络的Z参数的知识，测量网络的Z参数使用先前部分所描述的方法来估算。图67示出了6个不同的位置（Z1、Z2，...，Z6），在所述不同的位置中，离散的负载元件中的任一个均可被附接到用于3端口负载网络的网络。
在现实情形下，可能的是，所选择的离散部件的阻抗可能不会以所需的精度已知。例如，可能不易于在0.01%精确度内测量电容部件的电容。在这种情况下，仅仅部件的子集（通常具有精确测量的阻抗值的电阻）被假设为是已知的。其它部件被假设为未知的。这些未知部件的阻抗值作为校准过程的部分被估算。当与仅估算网络的Z参数所需的最小结构比较时，这将需要另外的负载构造和对应的测量值。这些另外的测量值被要求用于解析所引入的额外的未知变量。这种方法是相当可行的，因为相当大量的负载网络可以使用相对小的一组负载部件来创建。例如，利用3端口网络和2个不同的部件，可能的唯一的负载组合的数目是13。在该方法的一个方面，仅仅一个部件的阻抗被假设为已知的，并且所有其它部件的阻抗作为校准过程的部分被估算。
在另一实施方式中，负载网络可呈现为填充有已知导电性的导电流体的已知尺寸（例如，横截面积）的腔的形式。选择了一组不同尺寸的腔。还选择了具有不同电导率的一组流体。为了获得一个测量值，一个选定的腔填充有一种选定的流体。然后将长形医疗设备插入腔中并进行测量。对腔和流体导电性的不同组合进行类似的测量。然后该组测量值用于校准目的。图68图示了流体校准装置。基于流体的校准方法作为程序可能是有利的，因为它接近地模仿实际腔测量的条件。它也简化了用于将负载附接到网络的机制。在早前的基于离散部件的方法中，将部件附接到端口的物理手段自身将引入小的但是未知的接触阻抗。这些小的不确定性可导致估算校准系数的准确度下降。利用基于流体的负载网络，负载以非常类似于其最终使用情况（final use case）的方式与长形医疗设备直接接触。
在现实情形下，可能难以精确地知晓全部流体的导电性。在这样的情况下，仅仅流体的子集被假设为具有已知的导电性。剩余流体的导电性被假设为未知的并且与校准参数的确定一起来确定。额外的未知数将需要进行额外的测量。这些额外的测量是开销小的并且是不显著的。
一旦已通过校准程序估算出Z参数，则连接网络可用来识别远端区域处的任一种任意的负载网络。在特定应用中，例如但不限于图52的实施方式，其中具有四个远端电极的导管（连接网络）被插入到腔的内部且存在于在远侧的负载归因于腔内血液的有限电导率或壁组织的有限电导率，使得该网络的自由度是3。穿过这三个电极的三种电压分布完全界定了由腔内部的电极形成的等效电网络的Z参数。相似的应用（例如在电学上通过相似的装置的管道的横截面积的测量）将具有相似的自由度。一旦进行了对任意的负载网络（具有导纳Y、具有自由度3）的三个比的测量，可使用相似的拟合器程序找出负载网络。在一个实例中，拟合器程序通过起始值Y开始，所述起始值Y是用户提供的最佳情况估值。相应地计算这些比（根据方程21），并将误差度量标准计算为所测量的比和所估算的比之间的差。然后通过调整负载网络的Y参数将误差度量标准降至最小。表示最低误差的Y参数表示负载网络真正的Y参数。
可能注意到的是，因为只测量了三个比，该方法可适用于具有不大于3的自由度的网络的识别。如所讨论的，对于具有三个端口的任意网络，Y参数可具有9个自由度。对于无源网络，自由度通常是6。还可使用示例性方法的扩展进行这些网络的识别。为识别无源的任意负载网络（具有6个自由度），需要对两个独立的互连网络进行校准和去嵌入程序。实际上，还可通过进行两次测量实现，一次测量针对实际的互连网络而另一次测量针对该互连网络的修正形式。在校准阶段内，精确已知的负载被附接到连接网络的远侧并测量三个比，并且在维持同样负载的同时，使用可逆装置（例如，使图56的实施方式70的近端区域处的中心端口2和3短路的继电器72）更改该连接网络并测量新的比。
然后对各种负载构造重复相同的程序。使用校准阶段的相似原理，为根源连接网络以及其修正形式估算Z参数。最后，将任意无源负载网络连接到相同连接网络的远端区域。用初始连接网络测量这三个比一次，且当连接网络已被像以前那样被修改时进行第二次测量。获得总共6个比且通过知晓连接网络及其来自校准阶段的修改形式的Z参数，解开负载网络的所有6个自由度将是可能的。通过使用三个不同的连接网络进行测量，该方法还可以扩展到解开具有9个自由度的任意的有源三端口网络。
在替代实施方式中，n端口负载网络由L个独立的（L=n2）复阻抗表示。如本领域技术人员将应理解的，复阻抗与同一网络的Z参数相等。对于无源负载网络，独立的复阻抗的数目将是P（=n*(n-1)），因为该网络将是对称的。图57展示了具有示例性的3端口无源网络76的实施方式，该3端口无源网络76具有由参考数字78统一示出的6个复阻抗。任何其他的无源3端口网络的拓扑结构还可缩减成具有图58的实施方式80中所示的拓扑结构的等效网络76。与激励和测量实体有关的其他部件保持与之前的附图中描述的部件基本上相同。
根据网络理论，如本领域技术人员将应理解的，对于由预定的一组离散阻抗组成的任何网络，穿过该网络中任意两点的电压(U,V)可被表示为激励电压或激励电流（ξ0）与由网络中存在的所有阻抗形成的多项式之和的比的乘积。分母多项式被表述为由网络中的所有阻抗组成的网络的特征多项式。该特征多项式与测量点无关。另外，如果网络的某些部分由分布式元件组成且其他部分由离散阻抗组成，则电压仍可表示为ξ0与由网络中存在的所有离散阻抗形成的多项式之和的比的乘积，其中多项式的系数将捕获分布式元件的效应。
如果某些离散阻抗是所感兴趣的，则可将这些多项式重新分组成只具有感兴趣的离散阻抗的多项式。在这种情况下，被重新分组的多项式的系数将包含其他离散阻抗以及网络的分布式元件的效应。
参考图50，其中测量网络170和连接网络172被固定，而多端口负载网络174被允许通过负载阻抗（Z1,Z2,....ZL）的数目L的变化而改变，网络中任意两点之间的电压(U,V)可写为：
V ( u , &upsi; ) = &xi; 0 b 0 ( u , &upsi; ) + &Sigma; i b 1 i ( u , &upsi; ) Z i + &Sigma; i &Sigma; j , i &NotEqual; j b 2 ij ( u , &upsi; ) Z i Z j + . . . . . + b L ( u , &upsi; ) Z i Z j . . . . Z L 1 + &Sigma; i a 1 i Z i + &Sigma; i &Sigma; j , i &NotEqual; j a 2 ij Z i Z j + . . . . . + a L Z i Z j . . . . Z L - - - ( 22 )
一般地，数目为L的负载阻抗中的每一个有助于网络内的电压分布。在网络内的固定元件的贡献被吸收在多项式系数中。分母等于用于组合网络（170、172和174）的特征多项式，且其系数（A’S）被固定成用于给定网络并取决于网络172和174。
在特定情况中，仅当端口本身的阻抗具有显著性时，可通过N个复阻抗表示完整的N端口负载网络。在该情况中，关于网络的Z参数将是具有N个对角线项的对角线矩阵。图57描述了端口数目（N）是3的示例性实施方式。对于该网络，通过远侧上的三个阻抗（Z1、Z2和Z3），近侧的电压测量值（例如，V1、V2、V3、V4）通过以下提供：
V i = &xi; 0 b 0 ( i ) + b 11 ( i ) Z 1 + b 12 ( i ) Z 2 + b 13 ( i ) Z 3 + b 212 ( i ) Z 1 Z 2 + b 223 ( i ) Z 2 Z 3 + b 231 ( i ) Z 3 Z 1 + b 3 ( i ) Z 1 Z 2 Z 3 1 + a 11 Z 1 + a 12 Z 2 + a 13 Z 3 + a 212 Z 1 Z 2 + a 223 Z 2 Z 3 + a 231 Z 3 Z 1 + a 3 Z 1 Z 2 Z 3 , i=1,2,3,4  (23)
还可对电压比而不是近端区域中的绝对测量值进行研究，以避免对激励电压或激励电流（ξ0）的依赖。不损失普遍性地，穿过参考电阻器的电压（V1）被当做参考并构建相对于V1的三个比。
V i V 1 = b 0 ( i ) + b 11 ( i ) Z 1 + b 12 ( i ) Z 2 + b 13 ( i ) Z 3 + b 212 ( i ) Z 1 Z 2 + b 223 ( i ) Z 2 Z 3 + b 231 ( i ) Z 3 Z 1 + b 3 ( i ) Z 1 Z 2 Z 3 b 0 ( 1 ) + b 11 ( 1 ) Z 1 + b 12 ( 1 ) Z 2 + b 13 ( 1 ) Z 3 + b 212 ( 1 ) Z 1 Z 2 + b 223 ( 1 ) Z 2 Z 3 + b 231 ( 1 ) Z 3 Z 1 + b 3 ( 1 ) Z 1 Z 2 Z 3 i=2,3,4  (24)
测量和连接网络的性质通过多项式系数表示。对于具有n个阻抗和(n+1)个测量实体的网络，独立的多项式系数的数目将是(n+1)*2n-1。可能注意到方程式（24）中的所有多项式系数可通过分母中的第一项成比例变化，从而减少一个未知项。校准这些网络的动作将包括通过与远端区域端口连接的已知阻抗进行近端区域测量。所需要的这些独立的测量的数目将取决于需要被求解的未知量的数目和每次测量的信息数量。然后对于已知的一组负载，拟合器程序将运行所有这些测量比并估算多项式系数。
一旦校准程序完成并获得多项式系数，可估算穿过相似构造的远端区域端口连接的任一个任意的负载。通过穿过相似构造的远端区域端口连接的任意负载，进行近端区域测量并计算相对于参考测量值的比。下一步，用预定的多项式系数和对应于所述任意负载的比来调用拟合器程序。拟合器程序可使用基于最佳猜想的负载阻抗的起始值由用户来启动。当发现将匹配测量比的阻抗真值时，拟合器应收敛成最小余数。收敛成可选择的解是可能的，但是本领域技术人员将进行调整以避免这些情况。
为估算可通过六个单独的阻抗模拟的普遍的三端口无源负载网络，将需要在全部六个阻抗存在情况下将多项式方程式写入方程（22）。因为所测量的比的数目只有三个，所以该方法需被扩展以获得之前讨论的六个阻抗的测量值。该校准方法将包括对用于两个独立的互连网络的负载网络（由全部六个阻抗构成）的各种组合进行测量。然后使用单组的测量比和对负载阻抗的了解来估算关于这两种网络的多项式系数。下一步，对任意的六阻抗负载网络进行测量，再对相同的两个独立互连网络进行测量。总共六个比连同关于这两种网络的多项式系数将共同地被拟合器程序拟合以估算六个阻抗。相似地，该方法可扩展至需要估算九阻抗模型的有源网络。
基于方程（22），通过具有四个近端区域测量实体的三端口网络举例说明的上述方法可被容易地扩展到具有n+1个近端区域测量实体的一般的n端口网络。随着网络中负载阻抗的数目增加，计算的复杂性呈指数地增加。
因此，本文描述的方法可被扩展成对存在同时进行的N+1次测量的普遍的N端口负载网络去嵌入和估算。
在负载网络的电学参数需要在多个频率下进行估算的使用情况下，互连网络的校准以及后续的去嵌入需要在感兴趣的所有不同频率下进行。
在校准的一个实施方式中，校准参数可以在每个单一频率下确定。
在校准的某些其它实施方式中，校准参数可在感兴趣的一组相邻频率之间联合估算，在每个频率下得到一组校准参数。在测量值的非理想情况（例如，测量噪音）存在时，可利用各频率之间的参数的关联性来获得更加稳健的估算。
在去嵌入的一个实施方式中，在每个频率下的负载网络的电学参数的估算通过使用在对应频率下的邻近测量值并且使相同频率下的互连网络的校准参数去嵌入来进行。
在去嵌入的某些其它实施方式中，在多个频率下的负载网络的电学参数的估算可通过使用在所有对应频率下的邻近测量值并且执行在所有所述频率下的互连网络的校准参数的联合去嵌入来进行。在测量值的非理想情况（例如，测量噪音）存在时，可利用各频率之间的负载网络的电学参数的关联性来获得更加稳健的估算。
由于测量系统的噪音和其他不精确性，任何电学测量被干扰。由于测量的不精确性，校准和去嵌入程序将产生对系统参数例如腔尺寸的不精确估算。对于测量节点的给定选择，取决于由介入的网络导致的转换，测量的不精确性可对所估算的值表现出突变的或受抑制的作用。因此需要进行测量节点的选择以使得关于给定介入网络，估算参数的准确度被最大化。这可通过模拟或通过物理实验来分析完成。
本文以上描述的方法也能够以图59中的流程图82的形式来描绘。用于来自远程定位的多端口网络的测量的校准技术通过流程图的步骤84至92示出，且包括提供用于激励远程定位的多端口网络和用于测量对应于该远程定位的多端口网络的多个近端电压的激励和测量实体的步骤84；提供用于连接激励和测量实体与远程定位的多端口网络的连接网络的步骤86；提供耦合到连接网络的多个已知负载网络的步骤88。该校准技术还包括用于测量对应于所述已知负载网络的每个负载的一组电压比的步骤90；以及，用于通过使用拟合实用程序通过该组电压比估算对应于测量实体的和连接网络的电学参数的步骤92，其中所述电学参数被用于校准。该方法还包括使用电学参数对来自远程定位的多端口网络的测量值去嵌入的步骤94。
已通过使用Z参数作为用于模拟电网络的电学参数来阐述了本文描述的实施方式。如本领域技术人员将应理解的，使用相同的原理，相似的公式还可使用Y参数、S参数、H参数和G参数创建，因为所有模型是表示电网络的等效方式。这样一来，应当理解本文描述的实施方式覆盖所有这些公式。
本文描述的技术可被有效地用于确定测量电极或远程定位的多端口网络的终端之间的实际电压或电压差。
本文以上描述的方法可作为用来确定来自远程定位的多端口网络的电压或任何其他电响应的工具被并入。
在特定实例中，还公开了用于对穿过连接到被体内放置在身体腔中的至少三个电极的导体的、被测量的近端电压进行去嵌入的系统。该系统可包括图50-53的具有用于激励至少三个电极和用于测量对应于所述至少三个电极的多个近端电压的激励和测量实体的实施方式。该系统还包括以用于连接激励和测量实体与至少三个电极的两个或更多个导体形式的连接网络，其中所述至少三个电极处于所述两个或更多个导体的远端区域。处理器被加入到图50-53的实施方式中，该处理器被耦合到激励和测量实体及连接网络，以估算对应于所述激励和测量实体及连接网络的、作为校准参数的多个电学参数，并使用这些电学参数估算穿过所述至少三个电极中的至少两对的实际电压以对所测量的近端电压去嵌入。
本领域技术人员将应理解，本文描述的实施方式例如图50-53的实施方式涉及补偿激励和测量实体14和多端口互连网络16的效应。然而，在某些实际情况中，单独地和在去嵌入程序内校准这些实体中的每一个的效应可能是必要的，这两种实体的效应将被组合。另外，多端口互连网络16可包括多个部分或部件。在这种情况下，且每个部分将被单独校准，且可在去嵌入的时刻将这些参数组合在一起。将应理解用于校准和去嵌入的这种分步的方法也落在如本文描述的本发明的范围内。
除非上下文明确地另外指明，如本文所用的单数形式“一个（A）”、“一个（AN）”和“该（THE）”包括复数的引用对象。
如本文所用的，腔包括通过受验者（例如人类）的任何大体上长形的，有时是管状的结构部件（例如动脉或肠）所界定的体积空间。例如，血管内部，例如血液穿过其流动的动脉或静脉内的内部空间被认为是腔。例如，腔还包括受验者的大体上管状的结构部件的一个特定部分，例如主动脉接近例如心脏的部分。腔的特定部分可能是医生感兴趣的，例如，由于该部分可能包括与之有关的一些特征，例如阻塞或狭窄。因此，在某些情况下，如本文所用的腔在本文中也可称为感兴趣的体积空间、感兴趣的区域或感兴趣的腔。
如本文表述的电网络是电学元件例如电阻器、电感器、电容器、普遍的频率依赖性的阻抗、导线、电压源、电流源和开关的互相连接。
终端是来自电学部件、设备或网络的导体到达端部的点，并提供与外部电路连接的点。终端可以简单地是线材的端部，或其可配置有连接件或紧固件。在网络分析中，终端是指理论上可对网络进行连接的点且并不一定是指任何实际的物理学上的物体。
电连接件是使用机械组件连接作为界面的电路的电机械设备。连接可以是暂时的，如对于便携设备，或可能需要用于组装和拆除的工具，或可以是两条线材或两个设备之间的永久性电连接。
如本文所用的电学测量包括可测量的独立的、半独立的和依赖性的电学量，包括例如，通过伏特计测量的电压（或使用示波器，包括脉冲形式），通过安培计测量的电流，通过欧姆计测量的电阻、电导、电纳和电导率，通过霍尔传感器测量的磁通量和磁场，通过静电计测量的电荷，通过电量计测量的电功率，通过频谱分析仪测量的电功率谱。
如本文述及的电阻抗被定义为电阻和电抗的矢量和。电感被定义为关于电抗的频率比例系数，而电容被定义为关于电抗的频率比例系数的倒数。
如本文述及的电阻抗被定义为电阻和电抗的矢量和。电感被定义为关于电抗的频率比例系数，而电容被定义为关于电抗的频率比例系数的倒数。
如本文通常述及的任意两点之间的电压是这两个点之间的电势差且在本文中也称作电压差或电压降。
估算介入的多端口网络的电学性质的影响的程序被称为校准。使用所估算的网络性质补偿网络并获得补偿后的测量值的过程被称作去嵌入。
本文述及的Z参数（阻抗矩阵或Z矩阵的元素）是关于电网络的阻抗参数。Z参数还被称为开路参数。为确定Z矩阵的第K行，除了第K个端口以外的所有端口都被打开，电流被注入到第K个端口上并分析所有端口上的电压。对全部N个端口进行该程序（K=1至N）以获得完整的Z矩阵。虽然已使用Z参数描述了示例性实施方式，但是本文描述的方法和系统同等地适用于其他参数例如Y、S、H和G参数。
本文述及的一般的多端口网络包括端口1至N，其中N是描述端口总数的整数。对于端口N，其中N在从1至N的范围内，通过该端口到达网络的相关输入电流被定义为IN而穿过该端口的电压被定义为Vn。
如本文所用的，词组“峰值-RMS比”（“PAR”）是指通过波形的振幅峰值除以该波形的均方根值获得的关于该波形的值。该值是一个通常表述为正有理数与1的比的无因次数。在本领域中其还被称为“峰值系数”、峰值-平均值比，或本领域普通技术人员已知的其他类似术语。对于各种标准波形的PAR值通常是已知的。PAR值可从理论计算获得，或可使用关于特定情况的某些PAR计测量这些值。
如本文所用的，词组“信噪比”（通常缩写为“SNR”或“S/N”）是指信号功率和与该信号有关的噪音功率的比。认为噪音功率干扰信号功率。因此，SNR是对有多少信号被噪音干扰进行量化的量度。理想地，好的SNR应具有比1∶1高得多的比率。
压力传感组件
除利用导丝进行电测量以外，这种导丝同样还可以用于测量多种其它生理参数。例如，如以上所描述的，流体压力测量值可单独地在血管内被感觉到或者与确定腔参数诸如横截面积组合在血管内被感觉到。因此，如在以下进一步细节中所描述的，在多种构造中具有一个或多个电极的导丝可以任选地与流体压力传感器组合，以便不仅获得腔的尺寸还获得压力测量值，而不必在程序过程中交换仪器。如以下进一步描述的，然后这些测量值可被组合使用以优化治疗选项。
被配置为感觉血管内流体压力的导丝通常被设计为具有压力传感器，所述压力传感器安装在导丝的远端区域处或者靠近导丝的远端区域安装，所述导丝可具有0.014英寸的直径。压力传感器可以由多种不同的传感器诸如MEMS传感器组成，所述传感器沿着导丝凹入并且具有膜片，所述膜片自身可由具有预定的电阻率值的硅酮结构形成。传感器和膜片可形成为例如凹入的壳体，所述凹入的壳体可以是密封的以便膜片自身被暴露于流体环境以便测量压力。一个或多个绝缘引线可以机械地或者电力地耦合到膜片压力传感器使得引线近端区域地延伸穿过导丝并且被耦合到处理器，所述处理器可以位于患者身体的外部。
美国专利5,715,827中更加详细地显示并描述了可与由此描述的设备和方法一起使用的压力传感器的实例。
压力传感器组件500的实例显示于图69A和图69B的顶视图和部分横截面端视图中。在这个变形中，衬底或MEMS传感器晶片衬底502可以由MEMS压力传感器形成，所述MEMS压力传感器与沿着晶片衬底502形成的膜片504通信。压力传感器和膜片504可以与引线绝缘，所述引线电附接到晶片衬底502，例如，如由电绝缘区域506的边缘所表示的。
一个或多个引线508可包括导线510A、510B、510C，所述导线510A、510B、510C各自沿着其长度通过绝缘体512覆盖。引线的每个末端可被焊接或以其它方式电连接到各自的终止垫514A、514B、514C，在此变化形式中所述终止垫514A、514B、514C被显示为连续对齐的。例如，引线510A的终端可被电连接到终止垫514A，引线510B可被电连接到定位在终止垫514A的近端区域的终止垫514B，并且引线510C可被电连接到定位在终止垫514A和514B的近端区域并且与终止垫514A和514B对齐的终止垫514C，如所示。这样的布置允许多根引线以交错对齐的方式被焊接到晶片502，所述布置进一步允许沿着相对狭窄的晶片502的连接。例如，引线514A至514C的中心之间的距离可以是约100μm。
另一个变化形式显示于图70A和图70B的顶视图和横截面端视图中，图70A和图70B阐明了另一种变化形式，其中终止垫可以彼此邻近地以交错排列方式在晶片衬底502的宽度之间形成。在这个实例中，凹槽、通道或沟可以沿着衬底502从衬底502的近端区域边缘导向到各自的终止垫来形成，以对齐并引导引线连接到衬底502。例如，引线510A可以在从衬底502的近端区域边缘部分延伸到衬底502中的通道中与终止垫520A对齐。同样地，引线510B可以在通道中与终止垫520B对齐，并且引线510C可以在通道中与终止垫520C对齐，其中每个终止垫的金属可被排列（pattern）成比其各自的通道相对宽。
在图71A和图71B的顶视图和部分横截面侧视图中显示了又一个变化形式，图71A和图71B阐明了晶片衬底502和固定在压力传感器壳体530内的压力传感器组件。如所阐明的，衬底502可被固定在传感器壳体530内，所述传感器壳体530形成为界定了槽或开口532的圆柱体形状，所述槽或开口532允许膜片504暴露于流体以便感觉流体压力。引线组件和终止垫可被绝缘体534（例如，固定在焊接组件之上的热收缩或等效材料，等，）覆盖或包装，而衬底502可被固定在传感器壳体530内，例如，通过灌封材料536（例如，RTV或等效材料等）固定在传感器壳体530内，如所示。由于衬底502通过灌封材料536邻近槽或开口532定位，芯线的腔538也可通过灌封材料536来限定以允许当沿着血管内使用的导丝或在血管内使用的导丝内固定时芯线的通道通过传感器壳体530。
传感器壳体530的实例显示于图72A和图72B的顶视图和端视图中。传感器壳体530可具有约例如0.047英寸的长度和约例如0.014英寸的宽度，虽然尺寸可根据压力传感器、膜片构造、导丝尺寸等而变化。
在其它变化形式中，为了减少通过导丝并且到达压力传感器的线材或引线的数目，以及为了节省导丝自身内的空间，可以采取多种措施。一个实例是放置处理器，诸如ASIC（特殊应用集成电路），所述ASIC是为特定用途直接在导丝内并且在压力传感器附近区域或邻近压力传感器定制的集成电路。通过将ASIC放置在导丝内，连接到压力传感器的引线可通过将ASIC终端直接电连接到压力传感器而完全消除。
图73的顶视图中显示了一个实例，其阐明了ASIC540被定位在衬底502的近端区域以便两者被固定在导丝内。在该图中ASIC540可被视为使引线542A、542B、542C、542D经由终止垫544A、544B、544C、544D电耦合压力传感器。ASIC的引线546A、546B的减少的数目也可被视为电耦合到ASIC540以便通过导丝通过。由于ASIC540可被设计为将来自压力传感器的模拟信号转换成数字信号，然后这些数字信号可在对ASIC540诸如ASIC引线546A、546B提供动力的相同引线之上传输。因此，这种构造不仅通过恰当地在来源处将模拟信号转换成数字信号而降低了噪音，而且还消除了使用一根或多根引线从而节省了通过导丝的空间。
图74的顶视图中显示了另一种变化形式，其阐明了ASIC550，所述ASIC550直接形成在与压力传感器相同的衬底502之上。由于ASIC550直接接近压力传感器和膜片504，电连接可在衬底502之上而不是使用多根引线而直接地设置在两者之间。
ASIC区块562和压力传感器区块564的示意图560显示于图75中以阐明在压力传感器和ASIC之间的连接的实例。在这个实例中，压力传感器在此被阐明为电耦合到ASIC区块562的惠斯顿电桥（Wheatstonebridge），所述ASIC区块562显示了耦合到测量放大器子系统然后耦合到模拟至数字（A/D）转换器和调制器区块，所述调制器区块将动力和A/D输出结合在相同的引线上。为了节省对ASIC的引线的数目，A/D转换器的输出可在相同的动力线之上传输。这可通过用来自A/D输出的电压/电流信号的串行流调制动力来完成。
由于MEMS压力传感器被直接连接到ASIC，四根引线可被用于增加压力传感器的敏感度和性能，因为任何温度效应可因压力传感器的惠斯顿电桥网络上的额外的臂的存在而得到校准。
图76中显示了部分横截面侧视图以阐明压力传感器和ASIC在导丝内或沿着导丝的相对定位的实例。如所示，压力传感导丝组件570可具有在导丝的末端576处或者靠近导丝的末端576沿着导丝体固定的压力传感器壳体530，使得衬底502的膜片504通过槽532暴露以便与周围流体接触。ASIC540可接近衬底502来固定并且被电连接到衬底502，例如，沿着导丝体572（例如，海波管，等）或者在导丝体572内电连接到衬底的附近区域。导丝组件570还可包括穿过导丝和传感器壳体530的芯线578。导丝组件570的远端区域卷曲体574可从传感器壳体530远端区域地延伸，而ASIC引线连接ASIC540并且近端区域地穿过导丝体572，所述导丝体572也可被视为连接到位于在使用中的患者身体的外部的另一个模块，例如，额外的处理器、监视器，等。
另一种变化形式显示于图77的部分横截面侧视图中，其阐明了如以上所描述的具有压力传感器壳体530、衬底502和ASIC540的导丝组件580。然而，在这种变化形式中，导丝组件580可结合一个或多个额外的传感器诸如电极T1、T2、T3、T4。电极可被定位在沿着导丝体的任何位置，但是被阐明为定位在压力传感器壳体530和ASIC540的近端区域。电极T1、T2、T3、T4中的一个或多个可被电耦合到ASIC540同样地用于处理，或者它们可被电耦合到位于例如离导丝组件580一定距离处的另一个处理器。这样的电极T1、T2、T3、T4可用于提供额外的感觉或检测能力，诸如对各种腔参数如腔的直径的感觉。以上方面以及2011年11月28日提交的美国专利申请13/305,630以及2011年6月13日提交的美国专利申请13/159,298中进一步详细地描述了此方面的实例，所述美国专利申请中的每一个在此通过引用方式以其全部内容并入。可选地，一个或多个电极T1、T2、T3、T4可以通过多种模式（例如，RF、微波，等）来激发并且用于对周围组织提供烧蚀处理以便治疗各种疾患诸如慢性完全闭塞、血管形成闭塞、肾动脉中神经的去神经以治疗慢性高血压，等。
另一种变化形式显示于图78的部分横截面侧视图中，其阐明了具有压力传感器壳体530和ASIC540的导丝组件590。然而，这个实施方式可以使ASIC540结合或包括无线传输器或收发器，所述无线传输器或收发器被配置为根据RF动力传输需要例如经由远端线圈574或芯578或近端线圈602或这些部分的组合来无线地传输感觉信息。这样的构造可以消除来自ASIC540的引线或线材穿过导丝体572的需要。虽然ASIC540可包括用于无线地传输和/或接收数据的天线或线材，但是ASIC540可根据RF动力传输需要电耦合到远端线圈574或芯578或者近端线圈602或这些部分的组合以便获取用作天线的这些元件的优势。
而且，对ASIC540和/或压力传感器壳体530的动力可以从放置在患者身体的外部的外源经由RF连接装置接收。无线传输到部件（例如，当定位在患者身体内时）的动力可从放置在导丝组件590的附近区域的外源通过患者身体传输。动力可以根据RF动力传输需要经由远端线圈574或芯578或者近端线圈602或这些部分的组合接收以便对导丝组件590内的一个或多个部件中的每一个提供无线动力源。
图79显示了导丝组件600的部分横截面侧视图，所述导丝组件600还包括ASIC540，所述ASIC540被配置为无线地传输感觉信息。还在这个实施方式中，ASIC540可被电耦合到远端线圈574、近端线圈602或两者的组合以便将线圈574、602中的一个或全部用于无线地传输和/或接收信息。另外，如先前所描述的，线圈574、602中的一个或两者还可用于接收通过患者身体无线传输的动力。
在使用中，具有压力传感器和ASIC的导丝组件可被引入到患者身体中并且通过血管血管内地前行以便确定在一个或多个期望位置处的流体压力。图80显示了导丝组件570通过血管V血管内地前行的实例。定位在传感器壳体530内的压力传感器的膜片可被暴露于在特定位置处（例如，病变L的附近区域）流动通过血管V的血液。如以上所描述的，压力可在导丝组件570内经由ASIC540确定。而且，同样如以上所描述的，压力传感器和/或ASIC540可以通过外部动力源610进一步提供动力，所述外部动力源610无线地传输电磁能612并且被定位在患者身体的外部。可选地和/或另外，ASIC540还可被配置为在患者身体的外部无线地传输感觉数据。
压力传感和电极组件
现在转向具有电极组件和压力传感器两者的导丝组件（两者均如以上所描述的），图81显示了一种变化形式的侧视图，所述变化形式阐明了沿着导丝体572邻近压力传感器壳体530定位的电极T1、T2、T3、T4。电极可以距离传感器壳体530近端区域地（如所示）或者远端区域地位于传感器壳体530的附近区域。电极以在每个各自的电极之间导电的示例性电流线54显示了电极。如本文所描述的，电极被配置为在腔中以多个频率传递多频电信号，以测量在所述多个频率中的至少两个频率下响应于所传递的信号的电信号，并且以利用在所述至少两个频率处测得的电信号确定解剖学腔参数。
图82显示了电极组件的详细视图，其中对应的电极T1和T2被显示为彼此间隔开并且电极T3和T4彼此邻近。同样如以上所描述的，电极T1、T2、T3、T4的每一个可以通过绝缘隔离物620、622、624（例如，聚合物间隔件）彼此分离，并且电极中的每一个可电耦合到某些对应的导线626中的一个。绝缘套筒628可被固定在导丝体572内，聚合物隔离物和电极组件可以定位在所述导丝体572之上。导线626和电极组件可在基础聚合物628之上抵靠（buttingagainst）聚合物隔离物滑动。第二聚合物隔离物在线材之上滑动使得导线夹在基础均聚物和第二隔离物之间。类似地，其它电极/线材组件和聚合隔离物连续地放置以形成电极子组件。根据所使用的聚合物隔离物的类型，不同组装技术可用于制造电极组件。在一个示例性实施方式中，Pebax聚合物可被用作隔离物和基础聚合物。在如所描述的组装完成之后，通过施加热量是Pebax回流（熔化和熔融）以使产生一个无缝电极组件。在又一实施方式中，电极可以在聚合物之上的期望的位置处进行卷曲和锻造以形成子组件。图83显示了部分横截面侧视图，其阐明了电极T1、T2、T3、T4可以如何定位在压力传感器壳体530的附近区域。
由于0.014英寸是挑战性大小以适应需要对电极以及压力传感器或流量传感器提供动力的某些线材，使用用于这两种传感器类型的常规电缆是可行的。信号可通过电工程中通常已知的技术在后端电路中被多路复用。另外，结合可由外部IR设备提供动力和询问的无线压力传感设备也是可行的。
治疗优化
在使用中，为了估算多个狭窄的功能意义，单独测量FFR是不够的，因为单个狭窄的相关意义具有固有的不确定性。这种不确定性可通过使用多峰性测量值来解决，诸如通过将FFR测量值（基于通过压力传感器的压力测量值）与通过电极组件获得的狭窄的解剖学测量值结合来解决。解剖学测量值（诸如腔的横截面积或CSA）、病变长度（LL）等可产生与阻力相关的独立的测量值，所述阻力通过动脉的狭窄截面抵靠血流来提供。此外，如果确定血流的其它因素是已知的或被估算的，则这种阻力可以更加准确地被估算。流体特性诸如血液的雷诺数的粘度（viscosity of Reynoldsnumber of the blood）帮助精确地估算血管中的血流。可选地，合理的估算可通过使用这些参数的代表值获得。如果患病动脉壁的顺应性是已知的，则精确度可被进一步提高，所述患病动脉壁的顺应性又可通过确定动脉壁的组织特性获得。
本发明还可适用于直接测量血流而不是压力的方法。在血流是已知的情况下，电等价是在电路中电流是已知的而不是电压是已知的。这一信息也足以解析网络。（由于电路的欧姆定律和基尔霍夫定律，如果电压是已知的，则电流可被确定，并且反之亦然）。
在这个实例中，治疗计划可通过使用特定的狭窄的血管树的测量的和/或估算的功能参数和解剖学参数来确定。在最大流量状态下病变之间的压力测量值可用作功能参数。流速（flow velocity）或流速（flow rate）也可用作功能参数。诸如横截面积CSA和病变长度LL的参数可用作解剖学参数。
在确定功能意义和达到治疗计划中，可通过利用等效电网络模拟血管网络来解释，其中压力被模拟为电压，血管阻力被模拟为电阻，并且血流被模拟为电流。如图84中所示的，阐明了血管的实例诸如具有狭窄病变1的主冠状血管和具有狭窄病变2的左冠状动脉（LCA）和具有狭窄病变3的冠状动脉左前降支(LAD)的实例。
等效电网络被模拟并显示于图84B中，其中RS1、RS2、和RS3代表各自狭窄的血管阻力。阻力RV1和RV2代表动脉的两个分支的狭窄远端区域的远端区域血管和微脉管结构的结合的总的阻力。电压Va是代表主动脉血压的电压，所述主动脉血压通常为大约100mm汞柱。电压Vd1、Vd2和Vd3是代表充血时或最大血管扩张时刚好三个狭窄远端区域的电压。电流IS1、IS2和IS3代表通过三个狭窄截面的血液流速，其中血流以毫升/秒或升/分钟测量（通常的值是几mL/sec）。
使用压力传感器，Va、Vd1、Vd2和Vd3可在血管扩张状态下测量。然而，这些测量值单独并不能预测任何狭窄的治疗效果，即，如果单个血管的FFR被用于决定决策，则可能的是显示功能意义的远端区域狭窄（例如，狭窄2）的治疗可产生较高流动并且使病变1成为功能上显著的，因为病变1的FFR将趋向于随着流速的增加而增加。有用的是在程序计划的介入之前理解这一方面。然而，所需要的额外的信息是所考虑的血管的流体流动的阻力。通过欧姆定律，血管的流体阻力（R）与通过血管的血流（I）和血管之间的压降（ΔV）有关：
R=ΔV/I        (24)
流体阻力值（RS1、RS2和RS3）可由狭窄的解剖学腔评估获得。然而，流体阻力RV1和RV2不能使用正常的心脏介入程序来解剖学地获得，因为微脉管结构是广阔的并且对于心脏介入所使用的仪器来说是难接近的。
存在一些具有变化的复杂度和精确度的流动通过血管的血液的流体机械模型。具有层流的牛顿流体的相对简单的模型是基于泊肃叶定律：
Q=(πΔPr4)/8ηl        (25)
其中，
Q=流速（体积/秒）
ΔP=血管的分段的末端之间的压力差
r=血管的半径
η=血液的粘度系数
l=血管的分段的长度
由于ΔP是等效电压并且Q是等效电流，等效阻力R由以下得出：
R=ΔP/Q=8ηl/(πr4)        (26)
以上等式用于血管的圆柱段。如果直径存在变化，则血管630可以近似于如图85的图示所示的一系列变化半径的圆柱分段632。如果希望这样的话，每个分段的长度可被制成相对较小的，以获得更好的精确度。总体阻力是血管630的每个圆柱分段632的整体阻力。应注意的是，在这个基于圆柱体的模型中，流体阻力仅取决于血管的直径和血液的粘度，而不取决于流体速度。
一般来说，确定流体阻力的参数可通过分析血管的解剖来确定。以上描述的基于多频电信号的腔测量方法与诸如成像或受控拉回（pullback）的位置测量方法可联合用于确定腔的轮廓（横截面和长度）。基于多频电信号的腔测量方法（如本文所描述的）还可在确定腔尺寸的过程中计算血液的导电性。血液的导电性涉及其血细胞比容，所述血细胞比容在确定其粘度方面又是重要因素。类似地，还可获得血管壁的电性质。在使用本文所描述的基于多频激励的腔评估算法中，可以确定诸如频率依赖的血液和动脉壁的导电性的电参数。这些性质是血液粘度和壁特性的特征。例如，钙化的壁将显示出相对低的导电性，这意味着低水平的血管顺应性。脂肪病变将具有中等的导电性。健康的壁将具有相对高的导电性。可以创建经验数据库，其将测量的血液和壁组织的电参数标测为其粘度。因此，可获得狭窄血管的流体阻力。
知晓全部电压（Va、Vd1、Vd2和Vd3）和血管阻力（RS1、RS2和RS3），则可能解析全部剩余的电参数（RV1、RV2、IS1、IS2和IS3）。当网络得到解析时，则可能估算多种治疗选项的效力。例如，如果对应于RS1的狭窄得到治疗，则RS1的值将减小（因为横截面积将增加）。这又将导致电流/血流（IS1、IS2和IS3）的增加，所述电流/血流可被计算出来（因为Va将保持不变并且全部阻力是已知的）。
因此，在由具有一个或多个狭窄病变的血管网络构造等效电网络时，主动脉压可被标测为电网络的电压源。这被连接在零电压电势和心门之间。所有相关病变可在血管网络中被识别且然后每个病变可在等效电网络中被标测为不同的电阻。在所涉及的动脉的每一个的末端处的微脉管结构可在电网络中被标测为不同的阻力。动脉的健康分段（其提供相对低的阻力）可对应于电短路并且可被标测到阻力之间以及电压源和阻力之间的电连接上。在微脉管结构末端处的阻力为零压力（电压电势）并且可在等效电网络中被标绘为零伏特。不会受到病变治疗的影响的全部健康的动脉可从电网络中省略。例如，如果LAD动脉是未患病的并且冠状动脉左旋支在主截面和/或分支中具有疾病，则LAD在电网络中将不会出现。另外，主动脉中测量的压力将与在从主动脉起始的任何下游路径中遇到的第一病变近端区域所测量的压力是相同的。
采用数值例，所选择的单位和数字仅仅是为了阐明的目的。压力单位类似于毫米汞柱，流量单位类似于毫升/秒，并且流体阻力类似于毫米汞柱秒/毫升。在最大血管舒张时测量的电压（压力）被选择为，例如：
Va=100单位
Vd1=58单位
Vd2=42单位
Vd3=22单位
基于解剖学评估，计算的狭窄阻力是：
RS1=6单位
RS2=4单位
RS3=12单位
为了解析等效网络，我们应用由电网络原理（欧姆定律、克希霍夫电压定律和电流定律）获得的以下等式：
IS1=IS2+IS3        (27)
(Va–Vd1)=RS1*IS1        (28)
(Vd1–Vd2)=RS2*IS2        (29)
Vd2=RV1*IS2         (30)
(Vd1–Vd3)=RS3*IS3        (31)
Vd3=RV2*IS3        (32)
等式（27）可归入（28）以得到
(Va–Vd1)=RS1*(IS2+IS3)        (33)
将已知参数值通过等式（32）代入等式（33）和等式（29），我们得到以下5个等式
42=6*(IS2+IS3)       (34)
16=4*IS2         (35)
42=RV1*IS2        (36)
36=12*IS3        (37)
22=RV2*IS3        (38)
应注意的是，存在5个等式和仅仅4个未知数。这是一组超定的等式，其与测量精确程度是一致的。稳健估算可通过使用参数的最小二乘法拟合来获得。对于这组等式，解析方案是：
IS2=4        (39)
IS3=3        (40)
RV1=10.5        (41)
RV2=7.33        (42)
在这种情况下，总流量是IS1=(IS2+IS3)=7单位。
存在可被治疗的3个狭窄（对应于RS1、RS2和RS3）。通过解剖学评估，在狭窄之前和之后的每根血管的腔直径是已知的。基于临床评估，可被部署的合适的支架的尺寸也可被确定。由此，治疗之后沿着血管的长度的腔的尺寸可被预测。在狭窄血管的平均直径因治疗而产生的增长百分率的方面，让我们假定对于每个狭窄的以下治疗结果：
狭窄 腔直径的增加
RS1 57%
RS2 28%
RS3 57%
应用泊肃叶定律（R=8ηl/(πr4)），治疗之后的流体阻力可被计算。由于血管直径的增加，流体阻力将按照以下改变：
RS1从6单位减小到1单位
RS2从4单位减小到1.5单位
RS3从12单位减小到2单位
在这种情形下，治疗3个狭窄的相对益处是不显著的。看来治疗对应于狭窄1的狭窄是个好主意，因为它是供给两个分支的主要分支。在两个分支之间，治疗RS2或RS3的益处是清楚的。
在治疗之后，除以Va外，全部电压和电流将改变。然而，现在任何治疗计划中的全部阻力的值均是已知的。这足以确定任何治疗计划的血流（电流）。基于相同的电网络原理，以下等式可用于事先确定每个治疗计划的流量。
Is1=Va/(Rs1+(Rs2+Rv1)*(Rs3+Rv2)/(Rs2+Rv1+Rs3+Rv2))  (43)
Is2=Is1*(Rs3+Rv2)/(Rs2+Rv1+Rs3+Rv2)        (44)
Is3=Is1–Is2                     (45)
利用这些等式，多种治疗计划的结果被制成以下表格：
编号 计划 Rs1 Rs2 Rs3 Is2 Is3 Is1
1 无治疗 6 4 12 4.0 3.0 7.0
2 仅治疗Rs1 1 4 12 6.2 4.6 10.8
3 仅治疗Rs2 6 1.5 12 4.6 2.9 7.5
4 仅治疗Rs3 6 4 2 3.4 5.2 8.6
5 仅治疗Rs1和Rs2 1 1.5 12 7.3 4.6 11.9
6 仅治疗Rs1和Rs3 1 4 2 5.9 9.1 15.0
7 仅治疗Rs2和Rs3 6 1.5 2 3.9 5.0 8.9
8 治疗Rs1、Rs2和Rs3 1 1.5 2 7.0 9.0 16.0
以下给出了在三个血管中因各种治疗选项而导致的血流增加的百分比：
编号 计划 Is2 Is3 Is1
1 无治疗 0% 0% 0%
2 仅治疗Rs1 54% 54% 54%
3 仅治疗Rs2 15% -5% 7%
4 仅治疗Rs3 -16% 74% 22%
5 仅治疗Rs1和Rs2 84% 52% 70%
6 仅治疗Rs1和Rs3 47% 204% 114%
7 仅治疗Rs2和Rs3 -3% 67% 27%
8 治疗Rs1、Rs2和Rs3 75% 200% 129%
合适的治疗计划可基于程序的益处（血流增加）和风险之间的权衡来选择。例如，Rs1和Rs3似乎给予与治疗全部三个病变相同的益处。另一个观察是，如果Rs3单独被治疗（编号4计划），即使其导致血流的总体增加，其还导致流量Is2下降16%。然而事实是携带Is2的血管是未受影响的。在对应于Is2的血管用作更加重要的区域的情况下，将不希望减小流动。
考虑如图86A显示的另一个实例，其阐明了具有连续地具有两个狭窄1和2的单个血管。图86B阐明了等效电模型，其中两个狭窄对应于Rs1和Rs2。远端区域微脉管结构的阻力RV1是未知的。利用组合导丝在两个位置处测量压力。以下给出了阐明性数值例：
Va=100单位
Vd1=78单位
Vd2=45单位
两个病变之间的FFR比率分别是78%和45%。基于75%的参考比率，这些数字似乎表明仅仅第二病变（病变2）需要被治疗。然而，在另一方面这并没有考虑病变之一的治疗效果。这时腔的解剖学评估将有帮助。基于该评估，使流体阻力数值为：
Rs1=5.5
Rs2=8.25
基于这些数值，电网络可得到解析以产生流量Is，和微脉管结构的未知阻力RV1。这些结果是：
Is=4
RV1=11.25
基于腔的评估，确定的是通过治疗对应于Rs1和Rs2的两个狭窄的腔的直径可分别增加29%和35%。这对应于如下的预定的腔阻力的变化：
Rs1=2.0
Rs2=2.5
基于这些项目编号，可以分析各种治疗选项。这显示于以下表中：
编号 计划 %流量改变 Rs1间的压降 Rs2间的压降
1 无治疗 0 78.0% 57.7%
2 仅治疗Rs1 16% 90.7% 57.7%
3 仅治疗Rs2 30% 71.4% 81.8%
4 治疗Rs1&Rs2 59% 87.3% 81.8%
从表中可以看出，仅仅对应于Rs2的狭窄被治疗（如原始FFR所表明的），治疗之后的结果是现在其它狭窄具有71.4%的压降，其表明治疗。这种结合分析使程序中步骤的数目减少。
图87A阐明了结合评估将增强治疗最优性的其它可能的情形，其显示了具有附属于狭窄血管的另一根血管的狭窄血管。图87B中显示了对应的等效电网络。图88A显示了具有两个狭窄病变的单个狭窄血管还具有分支血管的又一个实例。图88B还显示了等效电网络模型。利用测量了感觉功能（压力）参数和腔（CSA）参数的被模拟的电网络，各种治疗计划可如以上所描述的来进行。
在以上实例中用于血管的流体模型是基于泊肃叶定律的简单的流体模型。在此，流体阻力不依赖于血流。然而，这并不是本发明的限制。流量依赖的阻力可以简单地进行调节，只要相关函数是分析或经验可知的。未知参数的数目没有改变，因此仍然可能解析等效电网络。仅有的改变将是解析方法的改变。电系统将不再是线性网络（欧姆定律将是无效的-使压力加倍未必是双流）。迭代法诸如牛顿-拉夫生方法、莱文贝格－马夸特方法、最陡下降法可用于解析网络。
可选地和/或另外地，为了测量压力，可以直接测量流量（例如，利用流量计）。在这种情况下，等效电网络的电流值是已知的。这可类似地与解剖学评估（阻力）结合以解析网络且因此预测各种治疗选项的结果。可进行解剖学参数和功能参数的原位测量的任何设备可导致改善的诊断和治疗。解剖学参数可包括不同点处或作为轮廓的腔的横截面积、所测量分段的长度、血液特征和组织特征。功能参数可包括压力和流量。
一般来说，在利用由具有压力传感器和电极组件这两者的导丝获得的功能测量值和解剖测量值时，这些参数可被用于将血管网络模拟成等效电网络以便确定各种治疗计划。那么，优化的治疗计划可以基于如医师所确定的各种因素来选择。图89阐明了显示一个实施方式中所涉及的各种步骤的示例性流程图。利用导丝组件，可以完成病变的功能的和解剖学的测量和识别640。然后，等效电网络可以基于测得的参数来模拟642和解析以获得电网络的未知参数644。可能的治疗计划选项的列表可以被构建，其中每个计划可对应于特定病变中646的子集的治疗。治疗计划中的每一个的解剖结果可被估算并且等效的、改进的电参数可以被确定648。然后，每个计划的电网络中的每一个可以得到解析以确定每个治疗计划的功能结果650并且全部治疗计划的结果可以呈现给医师652。基于治疗计划的结果，医师可基于风险回报权衡做出治疗的决定并且选择继续那个治疗计划。
当获取感觉功能测量值和解剖学测量值时，治疗计划结果的计算和确定可通过编程有本文所描述的方法的处理器自动进行。可选地和/或另外，许多不同的血管构造可被预编程以形成医师可从中选择的信息库，如图90A至图90D中所示的。例如，所阐明的不同的构造660、662、664、666可代表一般的血管构造和病变形成。这些构造为了阐明性目的而被显示，并且各种其它血管构造和/或病变形成可包括在任何这样的信息库中。利用所选择的一个或多个特定构造，所测量的参数可以相对于所选择的构造来输入以提供计算结果和治疗计划。
本文所描述的，具有压力传感器和电极组件的导丝可被用于在一个或多个血管网络内获得功能参数和解剖学参数。如图91A至图91L所阐明的，具有压力传感器组件530和电极组件670的导丝572可在获取测量值的血管区域附近血管内前行。当导丝移动到位置中并穿过血管区域时，在贯穿所希望的血管和狭窄区域的同时，可以间歇地或者连续基础地获取由电极组件670得到的解剖学测量值。
导丝可向病变1移动（例如，病变1的上游）使得压力传感器530被定位在病变的近端区域，并且可获取压力测量值P1p以及腔尺寸的测量值，如图91A所示的。当导丝移动时，压力测量值和腔尺寸可以在狭窄区域内以及在通过狭窄区域时直接测量，如图91B中所示的。导丝可进一步前行直到压力传感器刚好在狭窄病变1的远端区域，然后可在其中获取远端区域压力测量值P1d和腔尺寸，如图91C中所示的。当导丝进一步前行通过血管时，同样可测量压力测量值和腔尺寸，如图91D所示的。
当导丝前行到第二病变2的附近区域时，可获取病变2的近端区域的压力测量值P2p以及腔尺寸，如图91E所示的。导丝可进一步前行通过病变2，在其中可测量压力测量值和腔尺寸，如图91F所示的。当导丝传感器刚好定位在病变2的远端区域时，可以测量远端区域压力P2d以及腔尺寸，如图91G所示的，并且导丝可以在病变2的远端区域进一步前行以进一步测量压力和腔尺寸，如图91H所示的。
当第三病变3存在于分支血管中时，导丝可经由病变2近端区域地取出并且重新定向到分支血管中，在其中压力传感器可刚好在病变3的近端区域获得压力P3p以及腔测量值，如图91I所示的。导丝可再次前行通过狭窄区域以获得通过病变3的压力测量值和腔测量值，如图91J所示的。此外，导丝可刚好前行到病变3的远端区域，在其中可获得远端区域压力测量值P3d和腔尺寸，如图91K所示的。然后导丝可在病变3的远端区域前行，在其中可获得最终压力测量值和腔测量值。当获得功能测量值和解剖学测量值时，导丝可从患者身体中取出或者保留在合适的位置，并且治疗计划可被（例如，实时地）计算出来以便呈现给医师，以提供给医师相应地治疗患者的机会。
除刚好呈现可能的治疗计划的功能结果以外，还可以利用临床决策支持系统（CDSS）从可能的治疗计划之中自动确定“最优的”治疗计划。制定这样的自动化决策所需的数据（知识）可以基于历史数据和经验上获得的阈值、风险和成本。另外，CDSS可不必用于识别“最优的”治疗计划，但是可用于对治疗计划的每一个分配最优化测量。然后，医师可对实际治疗计划制定更加合理的决策以便基于这一数据进行。
本文所描述的方法以及测量腔尺寸的其它方法是有效的。例如，超声或光可被用于确定腔尺寸。用于评估腔解剖学的这些替代方法以及所公开的方法恰恰基于电极组件来工作。类似地，可以测量流速来代替测量压力，并且相同的电网络可基于已知电流而不是基于已知电压来解析。这还将导致治疗计划的相同的预测结果（但是受制于测量的固有的不确定性）。
另外，应注意的是，腔尺寸还可用非侵入的成像模式诸如X射线、定量冠状动脉造影术（QCA）、MRI、CT或其组合来估算。这些模式中的许多不涉及将测量设备放置在脉管结构的内部。通过这种手段获得的数据可用于估算由特定狭窄提供的阻力并且利用以上描述的相同的方法获得治疗计划。这些测量方法的全部均归入所公开的发明的范围。
本发明使用等效电网络来解析未知变量并预测治疗结果。这不是解决该问题的唯一方法。例如，该问题可在流体动力学自身的领域中利用压力、流量和流体阻力来解决。所有这样的方法是等效的并且导致相同的结果。这样，特闷完全涵盖在本发明的范围内。
虽然本文已展示并描述了优选的实施方式，但是将对于本领域技术人员明显的是这些实施方式仅是通过举例提供的。本领域技术人员现在将想到许多变化、改变和替代，而不偏离本公开内容的方面。应当理解对本文描述的本公开内容的各种替代方案可在实施本公开内容时被采用。

Claims (92)

1.一种导丝设备，其被配置为评估一个或多个血管体腔，包括：长形的导丝体；
压力传感器，其靠近所述导丝体的远端定位或者被定位在所述导丝体的远端处；以及，
多个激励元件和多个感应元件，所述多个激励元件和所述多个感应元件在所述压力传感器的附近被布置在所述导丝体上。
2.如权利要求1所述的设备，其中所述多个感应元件中的第一感应元件与第二感应元件和第三感应元件不等距地隔开。
3.如权利要求1所述的设备，还包括处理器，所述处理器被固定在所述导丝体内或者沿着所述导丝体固定并且与所述压力传感器电通信。
4.如权利要求3所述的设备，其中所述处理器包括ASIC部件，所述ASIC部件沿着衬底形成并且与膜片电通信。
5.如权利要求3所述的设备，其中所述处理器包括开关，所述开关与所述压力传感器和多个电极通信。
6.如权利要求1所述的设备，其中所述导丝体包括至少具有远端线圈的结构。
7.如权利要求1所述的设备，其中所述压力传感器包括壳体，所述壳体沿其界定槽。
8.如权利要求7所述的设备，还包括固定在所述壳体内的衬底，所述衬底具有膜片，所述膜片通过由所述壳体界定的所述槽暴露。
9.如权利要求3所述的设备，其中所述处理器在所述压力传感器的近端被定位在所述导丝体内。
10.如权利要求3所述的设备，其中所述处理器与所述导丝体电通信。
11.如权利要求10所述的设备，其中所述压力传感器与所述导丝体电通信。
12.如权利要求1所述的设备，其中所述多个激励元件和所述多个感应元件沿着所述导丝体被定位在所述压力传感器的近端。
13.如权利要求1所述的设备，其中所述多个激励元件和所述多个感应元件被耦合到处理器，所述处理器被配置为感测腔的直径。
14.如权利要求3所述的设备，其中所述处理器被配置为无线地传输信息。
15.如权利要求1所述的设备，其中第一感应元件轴向地布置在所述导丝体上的第二感应元件和第三感应元件之间。
16.如权利要求15所述的设备，其中所述第二感应元件和所述第三感应元件也是第一激励元件和第二激励元件。
17.如权利要求1所述的设备，其中所述激励元件和所述感应元件是电极。
18.如权利要求1所述的设备，还包括外部电力源，所述外部电力源与处理器和/或所述压力传感器无线通信。
19.如权利要求1所述的设备，其中所述多个激励元件与处理器通信，所述处理器被编程为通过所述激励元件以多个频率产生多频电信号。
20.如权利要求19所述的设备，其中所述处理器还被编程为从所述频率中的至少两个频率测量来自所述多个感应元件的、响应于传递的信号的电信号。
21.如权利要求20所述的设备，其中所述处理器还被编程为利用在所述至少两个频率测量的电信号确定腔尺寸。
22.一种治疗一个或多个血管体腔的方法，包括：
将长形设备血管内地定位在至少一个病变附近的所述一个或多个血管体腔内；
通过沿着所述长形设备定位的压力传感器确定所述至少一个病变的近端和远端的压力；
通过沿着所述长形设备定位的腔尺寸测量设备确定所述至少一个病变的附近和通过所述至少一个病变的腔尺寸；
将所述一个或多个血管体腔和所述至少一个病变模拟为对应的电网络；
利用通过所述长形设备测量的所述压力和所述腔尺寸解析所述电网络；以及，
形成对应于治疗一个或多个特定病变的一个或多个治疗计划。
23.如权利要求22所述的方法，其中所述长形设备包括导丝。
24.如权利要求22所述的方法，其中确定压力包括通过靠近所述长形设备的远端或者在所述长形设备的远端暴露的膜片感测所述压力。
25.如权利要求24所述的方法，还包括通过处理器确定所述压力，所述处理器被定位在所述长形设备内并且与所述压力传感器电通信。
26.如权利要求22所述的方法，其中确定腔尺寸包括通过IVUS传感器确定所述尺寸。
27.如权利要求22所述的方法，其中确定腔尺寸包括通过OCT传感器确定所述尺寸。
28.如权利要求22所述的方法，其中确定腔尺寸包括：
以多个频率产生多频电信号；
将所述多频电信号传递到在所述血管体腔附近的电极组件；
在所述多个频率中的至少两个频率处测量来自多个感应元件的响应于所传递信号的电信号；以及
利用在所述至少两个频率处测量的电信号确定所述腔尺寸。
29.如权利要求28所述的方法，其中测量电信号包括在所述多个频率中的所述至少两个频率处测量跨所述多个感应元件的电压。
30.如权利要求28所述的方法，其中测量电信号包括在所述多个频率中的每个频率处测量跨所述多个感应元件的电压。
31.如权利要求30所述的方法，其中确定所述腔尺寸包括将所述电压转换成一个或多个腔尺寸。
32.如权利要求31所述的方法，其中确定腔尺寸包括利用在所述多个频率中的至少两个频率处的所述电信号确定腔的横截面积。
33.如权利要求28所述的方法，其中所述测量的步骤包括同时在所述至少两个频率处测量所述电信号。
34.如权利要求22所述的方法，其中模拟包括将来自所述血管体腔的压力模拟为在对应的电网络中的电压。
35.如权利要求34所述的方法，还包括将通过所述至少一个病变的流体阻力模拟为在对应的电网络中的电阻。
36.如权利要求35所述的方法，其中模拟所述流体阻力包括将所述流体阻力关联到跨过所述至少一个病变的所述腔尺寸。
37.如权利要求34所述的方法，还包括将通过所述血管体腔的血流模拟为在对应的电网络中的电流。
38.如权利要求37所述的方法，其中模拟所述血流包括将所述血流关联到跨过所述血管体腔的压降。
39.如权利要求34所述的方法，还包括模拟所述至少一个病变的远端的脉管结构的阻力。
40.如权利要求22所述的方法，其中解析所述电网络包括解析所述至少一个病变的远端的脉管结构的阻力。
41.如权利要求40所述的方法，还包括解析通过所述血管体腔的血流。
42.如权利要求22所述的方法，其中形成一个或多个治疗计划包括改变关联到治疗所述一个或多个特定病变的一个或多个阻力值。
43.如权利要求42所述的方法，还包括确定由于改变所述一个或多个阻力值而导致的通过所述血管体腔的关联的血流。
44.一种治疗一个或多个血管体腔的方法，包括：
将长形设备血管内地定位在至少一个病变附近的所述一个或多个血管体腔内；
通过沿着所述长形设备定位的压力传感器确定至少一个病变的近端和远端的压力；
通过沿着所述长形设备定位的腔尺寸测量设备确定所述至少一个病变的附近和通过所述至少一个病变的腔尺寸；
利用所测量的压力和腔尺寸形成对应于治疗一个或多个特定病变的一个或多个治疗计划；
确定所述一个或多个治疗计划的每一个的功能结果；以及，
基于一个或多个治疗计划的确定的功能结果选择最优治疗计划。
45.如权利要求44所述的方法，其中确定压力包括通过靠近所述长形设备的远端或者在所述长形设备的远端暴露的膜片感测所述压力。
46.如权利要求45所述的方法，还包括通过处理器确定所述压力，所述处理器被定位在所述长形设备内并且与所述压力传感器电通信。
47.如权利要求44所述的方法，其中确定腔尺寸包括：
以多个频率产生多频电信号；
将所述多频电信号传递到在所述血管体腔附近的电极组件；
在所述多个频率中的至少两个频率处测量来自多个感应元件的、响应于所传递信号的电信号；以及
利用在所述至少两个频率处测量的电信号确定所述腔尺寸。
48.如权利要求47所述的方法，其中测量电信号包括在所述多个频率中的所述至少两个频率处测量跨所述多个感应元件的电压。
49.如权利要求47所述的方法，其中测量电信号包括在所述多个频率中的每个频率处测量跨所述多个感应元件的电压。
50.如权利要求49所述的方法，其中确定所述腔尺寸包括将所述电压转换成一个或多个腔尺寸。
51.如权利要求50所述的方法，其中确定腔尺寸包括利用在所述多个频率中的至少两个频率处的所述电信号确定腔的横截面积。
52.如权利要求47所述的方法，其中所述测量的步骤包括同时在所述至少两个频率处测量所述电信号。
53.如权利要求44所述的方法，其中形成一个或多个治疗计划包括将所述一个或多个血管体腔和所述至少一个病变模拟为对应的电网络。
54.如权利要求53所述的方法，还包括将通过所述至少一个病变的流体阻力模拟为在对应的电网络中的电阻。
55.如权利要求54所述的方法，其中模拟所述流体阻力包括将所述流体阻力关联到跨过所述至少一个病变的所述腔尺寸。
56.如权利要求53所述的方法，还包括将通过所述血管体腔的血流模拟为在对应的电网络中的电流。
57.如权利要求47所述的方法，其中模拟所述血流包括将所述血流关联到跨过所述血管体腔的压降。
58.如权利要求53所述的方法，还包括模拟所述至少一个病变的远端的脉管结构的阻力。
59.如权利要求53所述的方法，还包括解析所述电网络，包括解析所述至少一个病变的远端的脉管结构的阻力。
60.如权利要求44所述的方法，其中确定功能结果包括确定通过所述血管体腔的关联的血流。
61.如权利要求44所述的方法，其中选择最优治疗计划包括基于风险回报权衡选择治疗计划。
62.一种治疗一个或多个血管体腔的方法，包括：
通过腔尺寸测量系统确定至少一个病变的腔尺寸；
将长形设备血管内地定位在至少一个病变附近的所述一个或多个血管体腔内；
通过沿着所述长形设备定位的压力传感器确定所述至少一个病变的近端和远端的压力；
将所述一个或多个血管体腔和所述至少一个病变模拟为对应的电网络；
利用通过所述长形设备测量的所述压力和腔尺寸解析所述电网络；以及，
形成对应于治疗一个或多个特定病变的一个或多个治疗计划。
63.如权利要求62所述的方法，其中所述腔尺寸测量系统选自由以下项组成的组：X射线、MRI、CT、定量冠状动脉造影术（QCA）及其组合。
64.如权利要求62所述的方法，其中确定压力包括通过靠近所述长形设备或者在所述长形设备的远端暴露的膜片感测所述压力。
65.如权利要求64所述的方法，还包括通过处理器确定所述压力，所述处理器被定位在所述长形设备内并且与所述压力传感器电通信。
66.如权利要求62所述的方法，其中确定腔尺寸包括：
以多个频率产生多频电信号；
将所述多频电信号传递到在所述血管体腔附近的电极组件；
在所述多个频率中的至少两个频率处测量来自多个感应元件的、响应于所传递信号的电信号；以及
利用在所述至少两个频率处测量的电信号确定所述腔尺寸。
67.如权利要求66所述的方法，其中测量电信号包括在所述多个频率中的所述至少两个频率处测量跨所述多个感应元件的电压。
68.如权利要求66所述的方法，其中测量电信号包括在所述多个频率中的每个频率处测量跨所述多个感应元件的电压。
69.如权利要求68所述的方法，其中确定所述腔尺寸包括将所述电压转换成一个或多个腔尺寸。
70.如权利要求69所述的方法，其中确定腔尺寸包括利用在所述多个频率中的至少两个频率处的所述电信号确定腔的横截面积。
71.如权利要求66所述的方法，其中所述测量步骤包括同时在所述至少两个频率处测量所述电信号。
72.如权利要求62所述的方法，其中形成一个或多个治疗计划包括将所述一个或多个血管体腔和所述至少一个病变模拟为对应的电网络。
73.如权利要求72所述的方法，还包括将通过所述至少一个病变的流体阻力模拟为在对应的电网络中的电阻。
74.如权利要求73所述的方法，其中模拟所述流体阻力包括将所述流体阻力关联到跨过所述至少一个病变的所述腔尺寸。
75.如权利要求72所述的方法，还包括将通过所述血管体腔的血流模拟为在对应的电网络中的电流。
76.如权利要求75所述的方法，其中模拟所述血流包括将所述血流关联到跨过所述血管体腔的压降。
77.如权利要求72所述的方法，还包括模拟所述至少一个病变的远端的脉管结构的阻力。
78.如权利要求72所述的方法，还包括解析所述电网络，包括解析所述至少一个病变的远端的脉管结构的阻力。
79.如权利要求62所述的方法，还包括基于风险回报权衡从所述一个或多个治疗计划中选择最优治疗计划。
80.一种导丝组件，包括：
长形的导丝体；
压力传感器，其靠近所述导丝体的远端固定或者被固定在所述导丝体的远端处；以及，
处理器，其被固定在所述导丝体内或者沿着所述导丝体固定并且与所述压力传感器电通信。
81.如权利要求80所述的组件，其中所述处理器包括ASIC部件，所述ASIC部件沿着衬底形成并且与膜片电通信。
82.如权利要求80所述的组件，其中所述处理器包括ASIC部件，所述ASIC部件与所述压力传感器电通信。
83.如权利要求80所述的组件，其中所述处理器在所述压力传感器的近端被定位在所述导丝体内。
84.一种长形设备，其被配置为测量血管内压力和腔尺寸，包括：
压力传感器，其被定位在远端处或者沿着远端定位，其中，所述压力传感器被配置为测量血管内压力，
腔尺寸测量设备，其被定位在所述压力传感器的附近，并且其中所述腔尺寸测量设备被配置为测量腔尺寸，
其中所述压力传感器和所述腔尺寸测量设备与处理器通信，所述处理器被编程为使用所测量的压力和腔尺寸信息并且提供治疗计划。
85.如权利要求84所述的设备，其中所述长形设备包括导丝。
86.如权利要求84所述的设备，其中所述腔尺寸测量设备包括IVUS传感器。
87.如权利要求84所述的设备，其中所述腔尺寸测量设备包括OCT传感器。
88.如权利要求84所述的设备，其中所述腔尺寸测量设备包括多个激励元件和多个感应元件，所述多个激励元件和所述多个感应元件在所述压力传感器的附近被布置在所述长形设备上。
89.如权利要求88所述的设备，其中所述长形设备包括导丝。
90.如权利要求88所述的设备，其中所述多个激励元件与处理器通信，所述处理器被编程为通过所述激励元件以多个频率产生多频电信号。
91.如权利要求90所述的设备，其中所述处理器还被编程为从所述频率中的至少两个频率测量来自所述多个感应元件的、响应于传递的信号的电信号。
92.如权利要求91所述的设备，其中所述处理器还被编程为利用在所述至少两个频率处测量的电信号确定腔尺寸。
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