CN104720750B - 用于场补偿应用的自适应荧光镜定位 - Google Patents

用于场补偿应用的自适应荧光镜定位 Download PDF

Info

Publication number
CN104720750B
CN104720750B CN201410818343.9A CN201410818343A CN104720750B CN 104720750 B CN104720750 B CN 104720750B CN 201410818343 A CN201410818343 A CN 201410818343A CN 104720750 B CN104720750 B CN 104720750B
Authority
CN
China
Prior art keywords
field
magnetic field
reaction
magnetic
measurement
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201410818343.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104720750A (zh
Inventor
A.D.蒙塔格
M.巴尔-塔
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Biosense Webster Israel Ltd
Original Assignee
Biosense Webster Israel Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Biosense Webster Israel Ltd filed Critical Biosense Webster Israel Ltd
Publication of CN104720750A publication Critical patent/CN104720750A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104720750B publication Critical patent/CN104720750B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0071—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by measuring fluorescence emission
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B7/00—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques
    • G01B7/14—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques for measuring distance or clearance between spaced objects or spaced apertures
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B7/00—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques
    • G01B7/004—Measuring arrangements characterised by the use of electric or magnetic techniques for measuring coordinates of points
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
    • A61B5/061—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body
    • A61B5/062—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body using magnetic field
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
    • A61B5/065—Determining position of the probe employing exclusively positioning means located on or in the probe, e.g. using position sensors arranged on the probe
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/07—Endoradiosondes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B90/00—Instruments, implements or accessories specially adapted for surgery or diagnosis and not covered by any of the groups A61B1/00 - A61B50/00, e.g. for luxation treatment or for protecting wound edges
    • A61B90/36—Image-producing devices or illumination devices not otherwise provided for
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01D—MEASURING NOT SPECIALLY ADAPTED FOR A SPECIFIC VARIABLE; ARRANGEMENTS FOR MEASURING TWO OR MORE VARIABLES NOT COVERED IN A SINGLE OTHER SUBCLASS; TARIFF METERING APPARATUS; MEASURING OR TESTING NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G01D18/00—Testing or calibrating apparatus or arrangements provided for in groups G01D1/00 - G01D15/00
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/20—Surgical navigation systems; Devices for tracking or guiding surgical instruments, e.g. for frameless stereotaxis
    • A61B2034/2046—Tracking techniques
    • A61B2034/2051—Electromagnetic tracking systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6847—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive mounted on an invasive device
    • A61B5/6852—Catheters

Abstract

本发明公开了当场扰动元件在已知位置中时，通过创建反应场模型来实现用于定位探头的磁跟踪系统中的场扰动元件的补偿。磁场位置传感器设置在跟踪系统的场扰动元件和磁场发生器之间。当场扰动元件存在时，从位置传感器和在探头上的磁场传感器获得磁场读数。从位置传感器读数以及从反应场模型计算出的预测反应场来估计场扰动元件的位置。通过从位置传感器所检测的场减去预测反应场获得补偿测量。使用补偿测量调整来自探头传感器的读数，以便计算探头的真实位置。

Description

用于场补偿应用的自适应荧光镜定位
背景技术
1.技术领域
本发明涉及感测放置在活体内的对象的位置。更具体地，本发明涉及对于导管跟踪系统的改进。
2.相关领域的描述
本文所用的某些首字母缩略词和缩写词的含义在表1中给出。
表1-首字母缩略词和缩写词
FER 荧光效应降低
LAO 左前倾斜
LP 定位垫
RAO 右前倾斜
SID 源至图像的距离
多种医学规程涉及在身体内放置诸如传感器、管、导管、分配装置和植入物之类的对象。实时成像方法通常用于在这些规程期间协助医生将对象及其周围的事物可视化。一些方法利用磁场来跟踪对象。然而，磁场中的扰动可产生跟踪误差。
当结合磁跟踪系统使用x射线荧光镜来监控过程时，导管被频繁地插入患者体内。在规程期间，荧光镜可以作为在可用的或同时产生的解剖图上的额外目视检查而被启用，以观察可位于患者体内的其他器械。为此，手术员倾向于将检测器尽可能靠近患者放置。这使得工作人员遭受的辐射剂量最小化并使得投影图像的尺寸最大化。然而，当荧光镜检测器太靠近患者放置时，其金属部件导致对于磁跟踪系统必要的磁场测量失真。失真使得磁跟踪系统记录明显的位置以及从其真实值偏移的取向。平移偏移可达到若干厘米，并且旋转偏移可大至若干度。此类偏移可以或导致手术员在磁跟踪系统中失去信心，或者甚至误导未察觉失真的手术员。
Osadchy等人的美国专利6,147,480，其公开内容以引用方式并入本文，描述了在由于响应于场引入制品而导致存在干扰的情况下，在对象附近使用能量场来跟踪对象的方法。
共同转让的并以引用方式并入本文的Montag等人的美国专利申请公布2012/0165656描述了使用多个磁发射器在区域中生成磁场并将场扰动元件引入到区域中。该方法包括表征场扰动元件中每个磁发射器的多个图像，并且基于表征的图像来计算区域中的反应磁场。该方法还包括将探头定位在区域中并测量在探头处的扰动磁场，以及确定探头的位置来响应所测量的扰动磁场和所计算的反应磁场。
发明内容
一些当前使用的磁跟踪系统，例如购自Biosense Webster，Inc.，3333DiamondCanyon Road，Diamond Bar，CA 91765的
Figure GDA0003561051160000021
3系统，当前具有用于检测金属干扰的内部机构。通常，在一定阈值之上，对应于心脏内部导管的5mm的估计位置误差，系统警告手术员。大于5mm的位置误差可导致不准确的标测图，从而致使系统失效且可能有害。缓解方法是移动荧光镜检测器使其更远离于患者的胸部。存在对应于20mm的平均位置误差的第二阈值，在该阈值处系统将不允许使用所获得的数据来绘制心脏活性的标测图。尽管是可用的，但此类内部警告机构可具有相当大的误差范围，并且不能被依赖用于补偿上面提到的失真影响。因此，期望更加精密的位置误差检测技术。
本发明的实施例补偿位置跟踪误差同时消除提供磁跟踪系统与荧光镜之间的配位的需要。迄今为止，此类配位需要向磁跟踪系统通知荧光镜部件的位置和取向，以便适当地补偿跟踪误差。
根据本发明的实施例提供一种方法，该方法通过以下步骤在校准阶段中执行：使用多个磁场发生器在区域中生成磁场，将场扰动元件放置在区域内的已知位置中，以及通过当场扰动元件位于已知位置时计算相应的反应磁场来创建场模型。
该方法还可通过以下步骤在操作阶段中执行：将场扰动元件放置在区域内的新位置中，在场扰动元件与磁场发生器之间设置磁场位置传感器，以及将探头的末梢段引入到区域中。探头磁场传感器设置在末梢段上。该方法还通过以下步骤执行：用磁场发生器重新生成扰动磁场，从探头磁场传感器获得扰动磁场的第一测量，从位置传感器获得扰动磁场的第二测量，从第二测量重建场扰动元件的新位置，从反应场模型获得用于重建的新位置的预测的反应磁场，通过从第二测量中减去预测的反应磁场获得补偿测量，根据补偿测量调整第一测量，以及使用所调整的第一测量计算探头磁场传感器的位置。
根据该方法的一方面，获得补偿测量包括：基于第二测量和预测的反应磁场之间的差值限定代价函数，通过找到在第二测量中获得的扰动磁场的参数的最佳值来使代价函数最小化，以及根据参数的最佳值限定最优化的反应场。
根据该方法的一方面，参数包括位置传感器的三个位置参数和三个取向参数。
根据该方法的另一方面，位置传感器包括一组三个位置传感器，并且其中从三个位置传感器获得第二测量包括确定25个输出参数，并且其中限定最优化的反应场包括改变25个输出参数。
根据该方法的另一方面，调整第一测量包括从第一测量减去最优化的反应场。
根据该方法的另一方面，调整第一测量还包括将第一测量表征为场扰动元件与位置传感器的位置之间的空间转换矩阵，将最优化的反应场表征为反应场矩阵，以及计算空间转换矩阵和反应场矩阵的乘积。
根据该方法的另一方面，扰动元件包括荧光镜检测器和荧光镜准直器，并且将最优化的反应场表征为反应场矩阵包括：将反应场矩阵计算为在荧光镜检测器的多个卫星点处的估计磁场值的第一矩阵和在荧光镜准直器的多个第二卫星点处的估计磁场值的第二矩阵的乘积。
根据该方法的另一方面，第一矩阵乘以其值表征荧光镜检测器的反应场模型的常数的第一矩阵，并且第二矩阵乘以其值表征荧光镜准直器的反应模型的常数的第二矩阵，以分别限定第一矩阵乘积和第二矩阵乘积。
根据该方法的另一方面，第一矩阵乘积和第二矩阵乘积包括多级系数。
在该方法的另一方面，使用预测的反应磁场的实例来执行获得补偿的测量，其中预测的反应磁场在重建新位置和获得预测的反应磁场的前述执行中获得。
根据该方法的另一方面，创建反应场模型包括表征场扰动元件中的磁发射器的多个图像，并且基于表征的图像计算区域中的反应磁场。
根据该方法的另一方面，计算反应磁场使用球形谐波扩张来执行。
根据该方法的一方面，创建反应场模型包括将反应场模型的相应的反应磁场表征为包括具有六个自由度的场扰动元件的位置和取向的参数。
根据本发明的实施例还提供了一种装置，该装置包括用于在区域中产生磁场的多个磁场发生器、在区域中的场扰动元件、布置在场扰动元件和磁场发生器之间的磁场位置传感器、以及被配置用于当场扰动元件位于已知位置中时通过计算相应的反应磁场来创建反应场模型的处理器。在操作中，场扰动元件放置在区域内的新位置中，并且在其上具有探头磁场传感器的探头的末梢段被引入到该区域中。处理器还被配置用于从探头磁场传感器获得由磁场发生器产生的扰动磁场的第一测量，从位置传感器获得扰动磁场的第二测量，根据第二测量重建场扰动元件的新位置，从反应场模型获得用于重建的新位置的预测的反应磁场，通过从第二测量中减去预测的反应磁场获得补偿测量，根据补偿测量调整第一测量，以及使用所调整的第一测量计算探头磁场传感器的位置。
附图说明
为更好地理解本发明，就本发明的详细说明以举例的方式做出参考，该详细说明应结合以下附图来阅读，其中类似的元件用类似的附图标号来表示，并且其中：
图1为根据本发明实施例的位置感测系统的示意性说明图；
图2为示出根据本发明实施例的在图1所示系统中的探头的远侧末端的示意性详细视图；
图3为示出根据本发明实例估计磁场的示意图；
图4为示出当改变一些参数时对代价函数的影响的数据曲线图；
图5为示出改变一些参数对代价函数的影响的另一个数据曲线图；
图6为根据本发明实施例模拟反应场的布置的示意图；
图7为根据本发明实施例制定的公式；
图8为根据本发明实施例制定的矩阵公式；
图9为根据本发明实施例的绘制的模拟结果与标准FER技术的图解比较；
图10为示出根据本发明实施例的涡电流的示意图；
图11为根据本发明实施例的在图1所示系统中的某些元件的示意图；
图12为根据本发明实施例制定的公式；
图13为根据本发明实施例制定的公式；
图14为根据本发明实施例制定的公式；
图15为根据发明实施例的用于补偿由于场扰动而导致的磁传感器的位置跟踪误差的方法的流程图；
图16根据本发明实施例示意性地示出用于跟踪导管末端的系统；
图17为根据本发明实施例获得的位置误差结果的图形比较图；以及
图18为根据本发明实施例获得的位置误差分布的比较图；
具体实施方式
为了能够全面理解本发明的各种原理，在以下说明中陈述了许多具体细节。然而对于本领域的技术人员将显而易见的是，并非所有这些细节始终都是实施本发明所必需的。在这种情况下，为了不使一般概念不必要地模糊，未详细示出众所周知的电路、控制逻辑器、以及用于常规算法和进程的计算机程序指令细节。
综述
本发明的实施例提供了用于补偿在感兴趣的区域中的磁场中产生的扰动的方法。该扰动由将通常为金属部件的场扰动元件引入到由磁发射器生成的场中形成。在本发明的一方面，获得由荧光镜形成的干扰磁场的可易于计算的数学估计。从磁跟踪系统的磁传感器所获得的测量中减去估计的干扰场以获得校正的测量。校正的测量用于计算传感器的真实位置和方向。
在本公开中，使用反应场模型来处理由扰动元件中的涡电流生成的干扰场。为补偿扰动元件的存在，反应场模型假设磁跟踪系统的每个磁发射器产生扰动元件中发射器的多个图像。反应场模型假设每个图像生成相应的反应场，这些反应场总体起到扰动由发射器生成的场的作用。
通常，每个图像可被表征为多极的组合，即偶极、四极和/或高阶级。另外，每个图像的特性尤其取决于生成图像的发射器场。通常，通过假设场可由球谐函数展开进行表示，反应场模型根据图像的特性计算来自多极图像中的每个的反应场。以下更详细地描述反应场模型。
现在转向图片，首先就位置感测系统10的示意性说明图图1做出参考，位置感测系统10根据本发明实施例被配置成感测导管探头22的远侧末端21的位置。通常，在系统10的操作阶段期间，探头22通过医疗专业人员被插入患者的体腔或器官中并且在系统的校准阶段期间不会呈现。为清楚起见，探头22在图1中用虚线示出。在通过医疗专业人员执行的规程期间，患者通常躺在处于磁场中的手术台24上，其中医疗专业人员可操作位置感测系统10。通过将定位垫26定位在患者下方来生成磁场，其中定位垫26为大体类似的交变磁场发生器34、36、38的组件，场发生器中的每个具有三个场生成线圈，使得定位垫26总共包括九个生成线圈。磁场发生器34、36、38在被示意性地示出为椭圆形的区域30中生成交变磁场。磁场发生器34、36、38可通过在不同频率下操作或通过时分复用进行区分。为清楚和简单起见，患者或医疗专业人员均未在图1中示出。
系统10采用包括处理器52的控制单元50，其中处理器52通常为具有适当的信号处理电路的计算机。处理器使用通常同时包括易失性数据存储设备和非易失性数据存储设备的存储器54，其中用于操作系统10的数据被储存在存储器54中。处理器被联接以驱动可提供探头22的位置的可视化显示56的控制台。
系统10包括由荧光镜控制器61操作且能够产生在手术台24上的患者的荧光图像的荧光镜60。荧光镜控制器61被示出为控制单元50的子单元；然而，其可独立于控制单元50实现。荧光镜60具有多个部分，这些部分包括在本文中被称为准直器62的准直X射线源和检测器64。准直器62和检测器64通过另一个部分C形臂66连接在一起，其中C形臂允许它们围绕两条轴线旋转，即水平轴线68和通过轴线68垂直于纸材平面的轴线。C形臂66也允许准直器62和检测器64在空间中平移，诸如在平行于水平轴线68的方向上。在荧光镜60围绕轴线68旋转期间，C形臂66保持准直器62和检测器64彼此固定地对准并且彼此相距恒定的距离。通常由荧光镜60形成的图像可以是荧光镜60旋转至围绕水平轴线68的任何取向而形成，取向根据患者的需要和操作系统10的专业人员的要求来选择。
通常，荧光镜60基本上与探头22被使用的同时操作以产生其图像。然而，在区域30附近的荧光镜60的金属部件改变了在区域30中由磁场发生器34、36、38生成的磁场。如上所述，在未补偿这些改变的情况下，便引入探头22的所测量的位置的误差。如本文所述，无论荧光镜60相对于手术台24的取向或位置如何，本发明的实施例补偿由荧光镜60产生的场扰动，从而避免探头22的所测量位置的任何误差。
通常，系统10包括其他元件，为简化起见这些元件未在图中示出，并且它们在以下描述中被称为是必要的。例如，系统10可包括ECG监视器，其被联接以接收来自一个或多个体表电极的信号以向控制单元50提供ECG同步信号。
图1的配置为示例性配置，其仅是为了使概念清晰而示出。在另选的实施例中，还可以使用任何其他合适的配置。通常，处理器52在软件中编程以实行本文所述功能。例如，该软件可以电子形式通过网络下载到处理器，或者作为另外一种选择或除此之外，该软件可被提供和/或存储在非临时性有形介质上，诸如，磁存储器、光学存储器或电子存储器。
系统10也包括能够绘制由区域30中的磁场发生器34、36、38生成的磁场的装置。在本发明的一个实施例中，映射器70用于绘制磁场，该映射器包括一系列磁场检测器72，这些磁场检测器固定安装在实心基座诸如塑料板上的已知位置中。映射器70被配置成使得其可以被定位在手术台24上并且相对于定位垫26位于已知的预先确定的位置和取向上。在一个实施例中，映射器70包括72个检测器。通常，检测器在映射器70中被配置成使得磁场及其全部不可忽略的梯度可测量。在另选的实施例中，映射器具有分布在具有150×250×250mm近似尺寸的矩形框中的78个检测器。
通常，可以使用来自磁场检测器72的磁测量将映射器70相对于左侧和右侧以及头部和足部大约定位在中央。
虽然在对于系统10的操作的以下描述中假设映射器70用于绘制磁场，但应当理解映射器是用于测量区域30中的磁场的示例性系统，并且可使用任何其他合适的系统，诸如可以移动到已知位置中的一个或多个场检测器。此类另选的场绘制系统对于本领域的技术人员将显而易见，并且被假设在本发明的范围内。
磁场检测器72可包括用于测量磁场的量值和方向的任何方便的三轴向传感器，诸如与传感器46大体类似的霍尔效应探头或传感器。此类传感器的读数可表示成3维坐标系中的3元列向量。定位垫26的三个磁场发生器34、36、38总共具有九个发射线圈。因此，磁场检测器72中的每个响应于包括9×3＝27个输入参数的磁场。如将从以下讨论中看到，当如同系统10中一样具有九个磁场线圈时，在定位垫26中的三维传感器组件的输出包括18个位置和取向输出参数。来自磁场检测器72的读数通常通过连接缆线74传送到控制单元50，但可以使用任何其他方便的传送方法诸如无线传输。
如下文所详述，映射器70在系统10的校准期间使用，使得映射器70和缆线74用虚线示出。当系统10在其操作阶段时，映射器70和缆线74被去除。
现在参考图2，其为示出根据本发明实施例的远侧末端21(图1)的示意性详细视图。远侧末端21包括作为电磁传感器46的一部分的三个大体正交的线圈40、42、44。远侧末端21通常包括其他元件，诸如消融或作图电极48。根据由线圈感测到的场，磁场发生器34、36、38所生成的磁场在传感器46的线圈中产生电信号。来自传感器46的线圈的电信号被输送到控制单元50，控制单元50分析该信号以便确定探头22的位置坐标和取向坐标。坐标可被标引到一组正交的xyz轴线上。
用于检测探头22的位置和取向的在远侧末端21中的线圈的其他布置在本领域中是已知的。一种此类布置使用测量场的投影的一个线圈。本领域的技术人员将能够以必要的变更调整本发明，以说明不同于由线圈40、42、44例示的线圈布置的线圈布置。
反应场模型
从上述Montag的美国专利申请公布No.2012/0165656中已知一种反应场模型。反应场模型的以下描述将有利于理解本发明的原理。
现在参考图3，其为示出根据本发明实施例估计磁场的示意图。反应场模型背后的基础物理是振荡磁场在任何导体中感应电流。图3中示出最简单的可能配置。源78，例如在系统10(图1)中的磁场发生器34、36、38中的一个，产生振荡电流的源回路80，其产生时变磁场(由点线表示的源场82)。在附近的导电回路84中，源场82产生时变通量。根据安培定律，时变磁通引起电流，电流反过来生成干扰源场82的磁场(由虚线表示的反应场86)。传感器88将经历测量的场(被示出为向量90)，即源场82和反应场86的叠加。通常，磁跟踪系统所采用的磁位置算法基于传感器88的测量场与来自源78的已知场配置的比较。任何测量干扰均将引起位置和取向的误差。。
如果源回路80以稳定的频率振荡，则我们可将用于感应场振幅的表达式看作是静电问题的解。反应场模型的一般通式为线性公式。
B反应(x，y，z)＝T空间(x，y，z)·T反应·B发射 (1)
B反应(x，y，z)表示在空间中任何点处的感应反应场的(向量)振幅。B发射表示源场。
T反应为反应矩阵。
反应回路的物理特性包含在T反应中。在目前情况下，这是回路的区域。隐式频率相关也包含在该项中。T空间(x，y，z)为从在传感器线圈处到在空间中任何点发生的情况的连接。如果我们将反应回路近似为偶极源，则我们具有众所周知的公式
Figure GDA0003561051160000091
在公式(2)中m表示T反应。B发射以及其余的公式表示公式(1)的T空间(x，y，z)，其中r＝(x，y，z)。
从以上讨论中将显而易见的是，反应场用六个自由度表征场扰动元件的位置和取向。
现实世界中，反应场并非由简单导电回路形成，而是由大的金属物体形成，在本发明的语境中最为显著地是由荧光镜60的源准直器和检测器组件形成。在这种情况下，找到用于响应的数学解答是更加复杂的任务。
自适应FER算法概要
对于CARTO测量的荧光镜效应是附加场对由CARTO产生的生成场作出反应。当荧光镜的位置和反应场模型已知时，该反应可以无效并且CARTO磁跟踪系统的测量准确性得到恢复。
自适应FER根据从受检者胸部上的具有磁传感器的位置贴片传感器(有时在此称为“胸部传感器”)获得的测量来重建荧光镜位置。三轴向传感器测量产生9个磁向量场或27个数。这些被用于找到三个位置参数和三个取向参数。显然，系统中具有高度冗余。我们已经发现，通过将三个位置贴片传感器放在一起可以创建用于期望测量的数学模型，该数学模型包括6*3＝18个传感器参数以及7个CARTO荧光镜坐标转换参数。这些18+7＝25个参数被称为“输出参数”)。我们执行数学模型与一组实际测量之间的差值的优化以找到荧光镜位置。这不要求关于传感器位置或荧光镜位姿的高级知识。也不假设位置贴片传感器保持静止或具有任何恒定的相对位置。
一般，磁场检测器72中的一个的反应场可由公式描述
estMLP(x，y，z，α，β，γ)＝rot(α，β，γ)[s.h.多项式][系数]，
其中rot(α，β，γ)为旋转矩阵，s.h.多项式为关于磁场发生器34、36、38场生成线圈的线圈中心的球谐函数多项式，并且系数为描述场源的数值常数。
由磁场检测器72中的一个中的检测器64产生的反应场可以被估计
estMDet(x，y，z)＝rot(φ，θ，ψ)[s.h.多项式][系数Det]。
(x，y，z)-CARTO点
其中rot(φ，θ，ψ)表示在CARTO磁场检测器与荧光镜检测器坐标系统之间的旋转。
球谐函数的中心(也称为“展开点”)可根据以上引用的美国专利申请公布No.2012/0165656的教导内容进行选择。
因此，就3个位置贴片传感器而言，具有81个输入数来找到(3×6)+7＝25个未知数。项s.h.多项式与在先前公式中具有相同的意义，并且
Figure GDA0003561051160000111
Figure GDA0003561051160000112
是在检测器卫星点处的估计的LP场。
Figure GDA0003561051160000113
是检测器反应场矩阵，该矩阵由反应场模型计算。卫星点和反应场模型在以下有所描述。
可写出类似的公式，以便估计由准直器62产生的反应场。
就系统10而言，磁场传感器所经历的估计的反应场是检测器64和准直器62的估计的反应场的附加场效应：
estMReac(x，y，z)＝estMDet(x，y，z)+estMColl(x，y，z)
因此，对于位置贴片传感器k，
Figure GDA0003561051160000114
由于C形臂迫使检测器和准直器的接合部运动，因此具有7个独立参数：3个旋转角度；荧光镜旋转中心的x偏移和y偏移；检测器的z-偏移(随SID变化)；以及准直器的z偏移：
Figure GDA0003561051160000115
一旦7个转换参数已知，它们就可以用于在上面引用的美国专利申请公布No.2012/0165656中公开的荧光效应降低(FER)应用，以补偿在受检者体内导管中的磁传感器。
在系统10中，以频繁的间隔从磁传感器获得测量，通常以16ms的间隔。测量i使用在先前测量i-1中估计的旋转参数和反应场进行调整。
Figure GDA0003561051160000121
就单轴传感器而言，旋转矩阵项被向量
Figure GDA0003561051160000122
取代。
在采用三个位置传感器的实施例中，估计磁场与测量磁场之间的差值向量为
Figure GDA0003561051160000123
其中Measi为ith测量场，该测量场在传感器i中，并且
Figure GDA0003561051160000124
为ith估计的场。
然后使代价函数最小化Δ场·Δ场，从而产生针对传感器和荧光镜磁场参数的联立解。回顾前述讨论，在使用三个位置传感器的情况下，每个三轴向位置传感器测量27个数-针对在三个磁场发生器(在图1的示例中)中的九个发射线圈中的每个的三维向量。读取全部三个位置传感器涉及81个输入参数和25个输出参数。输入参数在代价函数的最小化方面存在差异。输入参数无差异。代价函数将测量磁场和估计磁场的参数值映射为实数。代价函数的最小化使得不正确的确定的罚函数最小化。已知许多适用于最小化的优化方法。在一个实施例中使用高斯牛顿法的非线性最小二乘法变体。该技术稳健且便于在程序中实现，诸如购自Wolfram Research，100Trade Center Drive，Champaign，IL 61820-7237的
Figure GDA0003561051160000125
并且该技术便于以编程语言诸如C和C++实现。
现在参考图4，其为示出在改变旋转的LAO-RAO荧光镜参数(如以上rot(α，β，γ)所示)时对代价函数的影响的数据曲线图。局部最小值被清楚识别。
现在参考图5，其为示出在改变SID偏移参数时对代价函数的影响的数据曲线图。在代价函数对于该参数变化不敏感时，广义最小值仍然被识别。
为方便起见，在当前实施例中选择了三个位置贴片传感器。大量可被使用，在这种情况下还将有超定解，随着准确性提高，计算机资源和执行时间的权衡即为代价。少于三个位置时，实际上即使一个位置传感器也可产生解。尽管后者的选择将导致降低的代价和复杂性，但它们将被期待产生次优结果。表2示出改变位置传感器的数量的效果。
表2
传感器 输入数 未知数
4 (4×27)＝108 (24+7)＝31
3 (3×27)＝81 (18+7)＝25
2 (2×27)＝54 (12+7)＝19
1 (1×27)＝27 (6+7)＝13
另外可选的，位置贴片传感器中的一个或多个可被替代为导管自身中的传感器线圈。然而已经发现当干扰最强时方法操作最好。胸部贴片传感器距离检测器比距离导管电极更近，并且具体地反应场对检测器位置更敏感。自适应FER算法也对准直器位置敏感，但由于发射线圈在准直器和传感器之间，因此来自准直器的相对干扰与在准直器上方的传感器的高度无关。最多，当荧光镜检测器表面竖直即指向患者的一侧时，将期望导管传感器贡献出一些可用的信息。在该极限位置上，只有胸部贴片传感器中的一个或两个贡献很多可用的信息。在不同竖直面中的导管传感器可提供一些有限的附加信息。
反应场的解析模拟
为找到用于模拟大的传导物体的响应的方法，有助于考虑准静电电磁场的基础物理。CARTO系统广播在1-4kHz范围内的电磁场。如果导体被放置在该振荡场中，则磁场撞击导体并感应电流。电荷的位移创建电场。任何导体的突出属性为在该材料中的自由电荷开始移动来抵消感应电场。结果是，入射场仅穿透到大约
Figure GDA0003561051160000131
量级的深度，其中μ为磁导率，σ为电导率，并且v为频率。对于室温下的铜，其在2kHz处的结果为约1.5mm，这与其他常见导体诸如铝具有类似的结果。这比荧光镜准直器和检测器组件的尺寸小得多，从而意味着电流基本在表面上流动，并且我们认为电流根本没有穿透表面。这也意味着作为干扰源只有金属壳体是显著的，而非内侧部件。反应场使得在导体的表面处，垂直分量正好抵消发射场的垂直分量。实际上，发生的情况是涡电流趋于从导体内部排斥全部磁场，如同超导体从其内部排斥磁场。位于导体外部的反应场干扰由磁跟踪系统进行的测量。这些测量可通过对具有相同形状的超导体的对应静电问题求解来计算。(Landau和Lifshitz，Electrodynamics of Continuous Media，第45节)。
上述CARTO系统在示例性模拟中使用。为获得可教导我们关于反应场在CARTO系统中的行为的解析模型，我们模拟其尺寸相当于荧光镜的超导球体在被认为是静电的CARTO系统中的行为。如在Lidell和Lehtola的论文(IEEE Trans.Magnetics 128：4，1992，第1930至1934页)中所述，我们使用图像磁荷构造反应场的模型。
现在参考图6，其为根据本发明实施例的用于模拟反应场的布置的抽象示意图。在图形底部的圆点92表示定位垫26(图1)的磁场发生器34、36、38中的一个。导体球94，即抽象的荧光镜部件，位于用网格点表示的成像体积96上方。在此配置中的反应场是由于涡电流在球体94的表面上流动的复杂方式导致的。然而，反应场可被模拟成来自图像磁源：点偶极源98，其为对撞击横向场的响应和响应于轴向场的一串偶极。偶极由线性符号100指示。点偶极源和偶极串的位置由球体的尺寸和与发射器相距的距离确定。其强度是那些尺寸的函数并且与发射场强成比例。由于图像电荷便于数学过程，因此不关注球体94内部的场的细节。
该模拟与公式(1)之间的对应关系如下。B发射表示在大的导电物体附近的发射场。在图6的示例中，我们构造其值为在包围球体94的点102处的发射器场的矩阵。T反应表示球体94的磁响应属性，该属性为相对于球体位置的不变量。目前，我们将此作为未知数的矩阵。T空间(x，y，z)为转换函数，该函数给出了关于空间内的任何点相对于磁矩位置中的位置的场。针对用于点偶极部件的偶极源，我们使用已知的场分配，并且执行对于一串偶极的磁场的积分，以得到串分量从而找到它们根据坐标(x，y，z)的空间函数。在相对于球体94的中心限定的参照系中并且其中z-轴在球体94和发射器之间的方向上，乘积T反应·B发射表示图像源元件的磁矩。这意味着该矩的强度与B发射成线性比例，这仅取决于球体相对于发射器的位置和取向。
为测试该概念，我们使用解析解的先验知识来计算如红色所示给定点集合处的反应场。现在参考图7，其为根据本发明实施例制定的公式(3)。我们通过使用克罗内克乘积将T反应移至公式的右侧对其求解，其中标记“(红色)”是指点104(如图6中的小圆点所示)并且“(蓝色)”是指点102(如大圆点所示)。我们已验证乘积T反应·B发射我们回到与被输入到解析解中的磁偶极矩相同的磁偶极矩。
此外，我们对T反应求解，同时输入来自一大组球体位置的信息，将B发射和B反应的若干集合联系在一起。现在参考图8，其为根据本发明实施例的公式(4)。公式(4)为高维矩阵公式，其中Loc1......LocN是指在CARTO所使用的映射体积中的坐标，并且符号T指示矩阵转置。
然后我们以高准确性示出乘积T反应·B发射所产生的矩，该矩匹配针对球体位置未被包括在用来计算T反应的集合中的解析解。即，相同的T反应与多个B卫星集合一起作用。B卫星表示在干扰源的表面附近的点处估计的源场，例如，点102(图6)。T反应和B卫星的独立性代表了概念的验证。
现在参考图9，其为根据本发明实施例的对于根据标准FER技术绘制的整个映射体积的模拟结果的图形显示。x-轴表示未校正的位置误差，并且y-轴表示校正过的位置误差。使用FER和自适应FER的数据如图9中所示解答进行绘制和区分。在模拟中，估计荧光镜位姿和CARTO传感器的所得误差。模拟源和干扰数据。当噪音在5％水平即可由磁场发生器中的电流波动产生的伪磁场被添加到模拟中时，FER和模拟的自适应FER性能是可比的。
校准
当然，我们需要补偿其涡电流的荧光镜部件均不是完美球形。在提出用于反应场的数学模型方面，我们需要在柔韧性和特异性之间达成平衡的更实际的方法。与用于基本上不具有自由度的球形导体的模型不同，实用模型必须具有足够的自由度以准确地描述反应场的复杂图案，但其不能具有太多自由度，否则对T反应求解将导致使荧光镜位姿偏离的超定解，其中荧光镜位姿不在用于找到解的荧光镜配置的集合中。
我们的选择是基于磁多极点源的集合来描述反应场。为描述每个源的场，我们使用球谐函数展开。球谐函数提供了用于描述自由空间中的任何静电磁场的完整的基础。我们选择的球谐函数展开的阶次和展开中心的数目代表上文提及的自由度的控制。因此，实际反应场模型通过以下操作产生：表征场扰动元件中的每个磁发射器的多个图像，并且基于表征的图像来计算区域中的反应磁场。
我们的选择是根据我们关于电流回路和涡电流的经验的指导得出的。单个圆形电流回路可由椭圆函数的组合进行分解描述。在距离回路中心若干半径的距离处，场可由偶极准确地描述(球谐函数展开中L＝1的项)。如将在下文中说明，在1-4个半径的范围内，我们需要使用较大的L值，其中1-4个半径为金属部件和CARTO映射点之间的距离与金属表面上的涡电流大小的近似比。
现在参考图10，其为示出根据本发明实施例的涡电流的示意图。图10示出涡电流、检测器64的表面以及准直器62(图1)的表面。在图形周边的箭头106表示围绕边缘的电流流动。由于在相对方向上流动的电流抵消，因此这在数学上等于四个电流回路108。当荧光镜靠近患者的胸部放置时，电流回路108的半径长度和检测器与患者体内导管相距的距离大致相同。由箭头106表示的电流回路的半径为该距离的若干倍。如果我们将球谐函数的展开中心设定在电流回路108中的每个的中心110处，则除了在初始中心处的第五个点112之外，我们已经根据实验发现，在未超定该场的情况下，在球谐函数展开中使用最高至L＝3的项，我们可以得到准确的反应场模型。
现在参考图11，其为根据本发明实施例的在图1中所示的基本元件的示意图。图11表示实际实验的几何形状。参考标准的矩形坐标系114，星号116各自表示磁场发生器的在z＝0平面中的三角形上的三个同心线圈。点118(由大的实心圆指示)为球谐函数的展开中心。点120(如小的空心圆所示)为在映射体积内的所选择的点。矩形122，124表示荧光镜检测器64的轮廓和准直器62的表面。点126，128(如较大的实心圆点所示)为围绕检测器64和准直器62中的主要金属干扰源的点的集合。反应方法的基本假设为金属的响应仅仅取决于在点126，128处的定位垫26(图1)中的磁场发生器所生成的磁场的值。由于这些点围绕金属并且与它们一起移动，因此这些点被称为“卫星点”。在这些点处的LP场中的场被表示为B卫星。
现在参考图12，其为根据本发明实施例的用于B反应的公式(5)。公式(5)类似于上述模拟情况。主要差异为存在两个干扰源，每个干扰源具有其各自的T反应矩阵。在公式(5)中，det是指检测器(上部)侧，并且col是指准直器(下部)侧。来自在给定点处的每个源的反应场以中心位于该干扰源(点118中的一个)的坐标系进行计算。项(xdet，ydet，zdet)，(xcol，ycol，zcol)和(xCARTO，yCARTO，zCARTO)均对应于相同的点。符号
Figure GDA0003561051160000171
表示在以金属为中心的坐标到CARTO坐标之间的旋转矩阵。如下所述，在操作中，在不需要另外的对准规程情况下，公式(5)被应用于提供对CARTO与荧光镜坐标系之间的转换变化的自动动态跟踪。
Figure GDA0003561051160000172
表示在以金属为中心的结构中的矩阵球谐函数展开多项式，并且乘积
Figure GDA0003561051160000173
形成球谐函数系数的矩阵。每当荧光镜的位姿改变时，
Figure GDA0003561051160000174
更新。
位置和取向校正
公式(5)给出关于位置(xCARTO，yCARTO，zCARTO)的估计的反应场。该位置未必是真实的传感器位置。假设CARTO传感器的测量为M。应用位置和取向算法给出rinit和Oinit，，即初始位置和取向。公式(5)可用于找到校正过的测量。
Mcorr＝M-Oinit·Breac(rinit) (6)
公式(6)为荧光效应降低算法的实质。通过将我们一般标记LNO的CARTO定位算法应用到校正过的测量Mcorr，我们可以得到校正过的位置和取向。
(rcorr，Ocorr)＝LNO(Mcorr) (7)
现在，测量rcorr和Ocorr可输入到公式(6)中，替换rinit和Oinit，以得到更精确的校正的测量。由于反应场及其梯度通常是大多数发射场的百分之几，因此r和O的值几乎总是在四次迭代内收敛到与如果首先将校正传感器的位置和取向带入公式(6)中而达到的值相同的值。
在CARTO系统的具体实施中，我们不采用迭代计算。由于每16毫秒就得到新的测量，因此我们可以认为传感器是有效固定的，好像每个测量是先前测量的重复那样。我们使用先前的LNO计算(公式(7))的输出作为对于当前场校正的输入：
Figure GDA0003561051160000181
使用关于未校正测量的LNO计算，在系统启动或荧光镜移动之后执行FER算法的第一应用。
确定T反应的荧光镜的测量
Figure GDA0003561051160000182
和
Figure GDA0003561051160000183
由荧光镜测量过程确定。第一步骤为执行荧光镜坐标系与CARTO坐标系之间的对准。接下来，在病床上放置固定的传感器阵列，类似于映射器70(图1)。传感器阵列覆盖CARTO工作体积的一大段。使用存放的荧光镜测量并且记录场。这提供传感器位置和未扰动的发射场两者的基线测量。然后，使用以手术台的高度、SID、LAO-RAO角度以及任选的头尾角度的各种值设定的荧光镜来记录测量的集合。测量集合应跨越荧光镜的全部临床工作位置。对于每个位置和传感器，反应场如下计算：
Figure GDA0003561051160000184
其中i为关于传感器的指数并且j为关于荧光镜位姿的指数。j＝0指示荧光镜被存放。
为对公式(5)同时求解
Figure GDA0003561051160000191
和
Figure GDA0003561051160000192
两者，通过写出真实情况下的公式(4)的类比，我们将重新排列各项。现在参考图13，其为根据本发明实施例的示出重新排列的公式(10)。
现在参考图14，其为根据本发明实施例的示出组合矩阵以消除总和的公式(11)。
在求解之前，我们作出进一步的修改。我们通过使在其各自位置处的发射场强反向对B反应和B卫星加权。在CARTO坐标系统中，y轴从心脏中心指向头部，x轴从心脏中心指向左臂，并且z轴指向顶篷。权重用来增强在高z处的解的敏感度。通过将左侧公式的两侧乘以右侧的第一矩阵的伪逆解可求解公式(11)。对于伪逆解的公差的选择是重要的。公差太小可导致解超定。公差太大将导致次优解。为确定将公差阈值设定在何处，我们用为1×10-9的非常小的公差值开始，并且逐渐将该值增加到任何进一步的增加均降低校准数据性能的地方。我们当前的工作值为1×10-6。
一旦我们发现
Figure GDA0003561051160000193
和
Figure GDA0003561051160000194
的联系，我们可将它们分离并且构造两个反应矩阵。
上述FER算法已经在
Figure GDA0003561051160000195
和C中具体实施。数学软件具体实施在校准程序中使用。C具体实施在临床系统操作中使用。
操作
现在参考图15，其为根据本发明实施例的用于补偿由于场扰动引起的磁传感器的位置跟踪误差的方法的流程图。为了显示的清晰性，在图15中以具体的线性顺序示出了过程步骤。然而，将显而易见的是，这些步骤中的多个可并行地、异步地或以不同的顺序执行。
该方法的校准阶段在初始步骤130处开始，其中准备如图1中所示部件。
接下来，在步骤132处，从区域30及其附近去除可以扰动由磁场发生器34、36、38生成的场的所有物体。此类对象包括荧光镜60。映射器70被定位在手术台24上并且相对于定位垫26位于预先确定的位置和取向上，并且启动磁场发生器34、36、38。控制单元50操作磁场检测器72以便计算定位垫传感器在区域30中未扰动磁场中的位置。
控制单元50接受并处理来自磁场检测器72的读数。
接下来，在步骤134处，通过场扰动元件将磁场重新映射在适当的位置。这可以使用在以上引用的美国专利申请公布2012/0165656中描述的规程而实现。
在完成步骤134之后，在步骤136处如上文在名称为“自适应FER算法发明内容”的部分中所述，构造用于特定荧光镜准直器和检测器的反应模型。步骤136结束校准阶段。校准阶段可以只在配置与特定的手术台和磁跟踪系统一起使用的特定荧光镜时执行。一般来讲，校准不需要在患者群体之间重复，除非系统的几何形状具有一些改变，例如，替换荧光镜部件中的一个。
该方法的操作阶段在步骤138处开始。启动磁场发生器34、36、38。现在参考图16，其示意性地示出根据本发明实施例的用于跟踪导管末端的系统140。系统140与图1的系统10共享许多部件，不同的是现在被插入导管的受检者142在手术台24上而不是在映射器70上。手术员144在心脏150内操纵心脏导管148的远侧末端146。虽然该规程参考一个心脏导管来描述，但当同时使用多于一个导管时该规程同样适用。磁跟踪系统的功能是基于由位于导管148的末梢段上的磁传感器152提供的信号来定位远侧末端146。三个磁传感器154附接到受检者142的胸部。磁传感器154可具有与传感器46(图2)相同的三轴向构造。
回到图15，接下来的步骤基本上涉及根据磁传感器154获得的测量重建荧光镜的当前位置，从反应场模型获得用于重建位置的预测的反应磁场，从磁传感器154所测量的场中减去预测的反应磁场来获得补偿测量，以及通过补偿测量调整从磁传感器152的读数计算的场。所调整的场用于计算磁传感器152的实际位置。
在步骤156处，如上关于校准所描述，重复获得扰动磁场的相应测量：
Figure GDA0003561051160000201
返回图16，三个胸部传感器被示出在手术台24上，但如上所述，也可使用其他数量的传感器。胸部传感器是方便的。由于反应场对检测器64的位置更敏感，因此磁传感器154应更靠近检测器定位。磁场发生器34、36、38位于准直器62和磁传感器154之间，使得由准直器62引起的相对干扰与在准直器62上方的磁传感器154的高度无关。
另选地，磁传感器154可被定位在受检者142的上方--在受检者142和检测器64之间。这要求另外的安装设施并且可能更不方便，但对于检测器64产生的扰动却具有更大的敏感度的优点。实际上，磁传感器154不需要在相同的水平面中，但可被定位在不同平面中。这种布置可导致磁传感器154对于在荧光镜60的一些位置上的准直器62和检测器64的差动敏感度。
返回图15，在步骤158处，代价函数基于在步骤156中获得的传感器测量与理论定位垫和在步骤136中开发的反应模型的反应场的总和之间的差值。将从前述讨论中回顾该差值被计算为
Figure GDA0003561051160000211
一种合适的代价函数为Δ场·Δ场。
接下来，在步骤160处，通过如上所述代价函数的优化获得荧光镜参数(三个旋转角度；荧光镜旋转中心的x偏移和y偏移；检测器的z偏移，以及准直器的z偏移)。
接下来，在步骤162处，从由磁跟踪系统获得的导管148(图16)以及导管顶端的未校正的位置和取向来获得磁传感器读数。
在步骤164处，在步骤160中发现的荧光镜参数被应用于在步骤162中得到的未校正的读数，以便使用如上所述的公式(5)-公式(11)来获得校正的位置和取向。通常，控制返回至步骤156以迭代导管顶端的定位。
验证准确性概要
现在参考图17，其为根据本发明实施例比较实用自适应FER和标准FER方法获得的位置误差结果的数据曲线图。采用了三个不同的荧光镜：Siemens模型、General Electric模型和Phillips模型。自适应FER性能近似于标准FER的性能，由于在操作期间标准FER要求在CARTO系统和荧光镜控制器之间通信而自适应不需要，因此标准FER被标记为“通信”。
现在参考图18，其为根据本发明实施例比较使用常规FER和自适应FER的位置误差分布的图表。
本领域的技术人员会认识到，本发明并不限于已经在上文中具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合，以及这些特征的不在现有技术内的变型和修改，这些变型和修改是本领域技术人员在阅读上述说明后可想到的。

Claims (10)

1.一种用于补偿磁场中产生的扰动的装置，包括：
多个磁场发生器，所述多个磁场发生器用于在区域中生成磁场；
场扰动元件，所述场扰动元件被引入到所述区域中；
磁场位置传感器，所述磁场位置传感器设置在所述场扰动元件和所述磁场发生器之间；
和处理器，所述处理器被配置成执行以下步骤：
当所述场扰动元件在已知位置中时，通过计算相应的反应磁场来创建反应场模型；以及
当所述场扰动元件被放置在所述区域内的新位置中时，并且当具有探头磁场传感器的探头的末梢段被引入到所述区域中时，执行以下附加步骤：
从所述探头磁场传感器获得由所述磁场发生器产生的扰动磁场的第一测量；
从所述磁场位置传感器获得所述扰动磁场的第二测量；
从所述第二测量重建所述场扰动元件的所述新位置；
从所述反应场模型获得用于所述重建的新位置的预测的反应磁场；
通过从所述第二测量中减去所述预测的反应磁场来获得补偿的测量；
根据所述补偿的测量调整所述第一测量；以及
使用所调整的第一测量计算所述探头磁场传感器的位置，
其中所述处理器操作用于通过以下方式获得补偿的测量：
基于所述第二测量和作为所述多个磁场发生器的组件的定位垫的反应场与所述预测的反应磁场的总和之间的差值来限定代价函数；
通过找到在所述第二测量中获得的所述扰动磁场的参数的最佳值来使所述代价函数最小化；以及
限定具有所述参数的所述最佳值的最优化的反应场；
其中所述参数的所述最佳值包括表示三个旋转角度、荧光镜旋转中心的x偏移和y偏移、检测器的z偏移和准直器的z偏移的荧光镜参数以及表示三个旋转角度、x偏移、y偏移和z偏移的六个位置传感器参数。
2.根据权利要求1所述的装置，其中所述磁场位置传感器包括三个磁场位置传感器的组件，并且其中从所述三个磁场位置传感器获得第二测量包括确定25个输出参数，并且其中限定最优化的反应场包括改变所述25个输出参数。
3.根据权利要求1所述的装置，其中调整所述第一测量包括从所述第一测量减去所述最优化的反应场。
4.根据权利要求1所述的装置，其中调整所述第一测量包括：
将所述第一测量表征为所述场扰动元件和所述磁场位置传感器的位置之间的空间转换矩阵；
将所述最优化的反应场表征为反应场矩阵；以及
计算所述空间转换矩阵和所述反应场矩阵的乘积。
5.根据权利要求4所述的装置，其中所述扰动元件包括荧光镜检测器和荧光镜准直器，并且将所述最优化的反应场表征为反应场矩阵包括：
将所述反应场矩阵计算为在所述荧光镜检测器的多个卫星点处的估计磁场值的第一矩阵和在所述荧光镜准直器的多个第二卫星点处的估计磁场值的第二矩阵的乘积。
6.根据权利要求5所述的装置，其中所述第一矩阵乘以其值表征所述荧光镜检测器的反应场模型的常数的第一矩阵，并且所述第二矩阵乘以其值表征所述荧光镜准直器的反应模型的常数的第二矩阵，以分别限定第一矩阵乘积和第二矩阵乘积。
7.根据权利要求1所述的装置，其中所述处理器被操作以用于通过使用所述预测的反应磁场的实例来获得补偿的测量，所述预测的反应磁场在重建所述新位置的步骤和获得预测的反应磁场的步骤的前述执行中获得。
8.根据权利要求1所述的装置，其中创建反应场模型包括表征所述场扰动元件中的磁发射器的多个图像；以及
基于所述表征的图像计算所述区域中的所述反应磁场。
9.根据权利要求8所述的装置，其中计算所述反应磁场使用球谐函数展开来执行。
10.根据权利要求1所述的装置，其中创建反应场模型包括将所述反应场模型的所述相应的反应磁场表征为包括具有六个自由度的所述场扰动元件的位置和取向的参数。
CN201410818343.9A 2013-12-24 2014-12-24 用于场补偿应用的自适应荧光镜定位 Active CN104720750B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/140,112 US9696131B2 (en) 2013-12-24 2013-12-24 Adaptive fluoroscope location for the application of field compensation
US14/140112 2013-12-24

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104720750A CN104720750A (zh) 2015-06-24
CN104720750B true CN104720750B (zh) 2022-04-26

Family

ID=52232009

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201410818343.9A Active CN104720750B (zh) 2013-12-24 2014-12-24 用于场补偿应用的自适应荧光镜定位

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9696131B2 (zh)
EP (1) EP2888997B1 (zh)
JP (1) JP6552816B2 (zh)
CN (1) CN104720750B (zh)
AU (1) AU2014277683B2 (zh)
CA (1) CA2876652A1 (zh)
IL (1) IL235537B (zh)

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9672607B2 (en) * 2015-10-08 2017-06-06 Biosense Webster (Israel) Ltd. Identification and registration of multi-marker jig
US20180311467A1 (en) * 2017-04-27 2018-11-01 Ehsan Shameli Mechanical Force Sensor Based on Eddy Current Sensing
CN107049488B (zh) * 2017-05-27 2022-01-07 北京航空航天大学 一种单平面手术定位方法及模型
US11944388B2 (en) * 2018-09-28 2024-04-02 Covidien Lp Systems and methods for magnetic interference correction
US10973588B2 (en) * 2018-10-24 2021-04-13 Biosense Webster (Israel) Ltd. On-the-fly calibration for catheter location and orientation
KR20210096622A (ko) * 2018-11-18 2021-08-05 트리그 메디컬 리미티드 이미징 장치를 위한 공간 등록 방법
US20200333409A1 (en) * 2019-04-19 2020-10-22 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Magnetic reference sensor with reduced sensitivity to magnetic distortions
US11844603B2 (en) * 2019-12-24 2023-12-19 Biosense Webster (Israel) Ltd. Visualizing a treatment of breast cancer
DE102020203848A1 (de) * 2020-03-25 2021-09-30 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Ansteuerung eines medizinischen Geräts
EP4201361A1 (en) * 2021-12-27 2023-06-28 MinMaxMedical Real-time electromagnetic localization system

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050024043A1 (en) * 2003-07-31 2005-02-03 Assaf Govari Detection of metal disturbance in a magnetic tracking system
EP1658818A1 (en) * 2004-11-23 2006-05-24 Biosense Webster, Inc. Externally applied rf for pulmonary vein isolation
US20100082280A1 (en) * 2007-06-05 2010-04-01 Ascension Technology Corporation Systems and Methods for Compensating for Large Moving Objects in Magnetic-Tracking Environments
CN102525471A (zh) * 2010-12-22 2012-07-04 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 补偿由荧光检查仪产生的磁干扰

Family Cites Families (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5274551A (en) 1991-11-29 1993-12-28 General Electric Company Method and apparatus for real-time navigation assist in interventional radiological procedures
US5738096A (en) 1993-07-20 1998-04-14 Biosense, Inc. Cardiac electromechanics
US5391199A (en) 1993-07-20 1995-02-21 Biosense, Inc. Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias
EP0776176B1 (en) 1994-08-19 1999-12-29 Biosense, Inc. Medical diagnosis, treatment and imaging systems
US6690963B2 (en) 1995-01-24 2004-02-10 Biosense, Inc. System for determining the location and orientation of an invasive medical instrument
US5879297A (en) * 1997-05-08 1999-03-09 Lucent Medical Systems, Inc. System and method to determine the location and orientation of an indwelling medical device
US6147480A (en) 1997-10-23 2000-11-14 Biosense, Inc. Detection of metal disturbance
US6226542B1 (en) 1998-07-24 2001-05-01 Biosense, Inc. Three-dimensional reconstruction of intrabody organs
US6301496B1 (en) 1998-07-24 2001-10-09 Biosense, Inc. Vector mapping of three-dimensionally reconstructed intrabody organs and method of display
US6892091B1 (en) 2000-02-18 2005-05-10 Biosense, Inc. Catheter, method and apparatus for generating an electrical map of a chamber of the heart
US6814733B2 (en) 2002-01-31 2004-11-09 Biosense, Inc. Radio frequency pulmonary vein isolation
US6997924B2 (en) 2002-09-17 2006-02-14 Biosense Inc. Laser pulmonary vein isolation
US7156816B2 (en) 2002-11-26 2007-01-02 Biosense, Inc. Ultrasound pulmonary vein isolation
US7536218B2 (en) 2005-07-15 2009-05-19 Biosense Webster, Inc. Hybrid magnetic-based and impedance-based position sensing
US7756576B2 (en) 2005-08-26 2010-07-13 Biosense Webster, Inc. Position sensing and detection of skin impedance
US8303505B2 (en) 2005-12-02 2012-11-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and apparatuses for image guided medical procedures
US7792342B2 (en) 2006-02-16 2010-09-07 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System and method for detecting and tracking a guidewire in a fluoroscopic image sequence
DE102006024425A1 (de) 2006-05-24 2007-11-29 Siemens Ag Verfahren zur Lokalisierung eines medizinischen Instruments während eines Eingriffs im menschlichen Körper
CN101453946A (zh) 2006-05-26 2009-06-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用医学成像数据改进用于导管跟踪系统的校准方法
US8825134B2 (en) 2007-09-14 2014-09-02 Siemens Aktiengesellschaft Catheter localization system
FR2924255A1 (fr) 2007-11-27 2009-05-29 Gen Electric Procede de traitement d'images cardiaques radiographiques en vue d'obtenir une image soustraite et recalee
US10113414B2 (en) * 2008-06-13 2018-10-30 Schlumberger Technology Corporation Multiple magnetic sensor ranging method and system
US8456182B2 (en) 2008-09-30 2013-06-04 Biosense Webster, Inc. Current localization tracker
US9023027B2 (en) 2008-09-30 2015-05-05 Biosense Webster (Israel), Ltd. Current localization tracker
US8478379B2 (en) * 2008-11-12 2013-07-02 Biosense Webster, Inc. Probe visualization based on mechanical properties
US8478383B2 (en) * 2010-12-14 2013-07-02 Biosense Webster (Israel), Ltd. Probe tracking using multiple tracking methods
US9414770B2 (en) 2010-12-29 2016-08-16 Biosense Webster (Israel) Ltd. Respiratory effect reduction in catheter position sensing
US8666477B2 (en) 2011-03-07 2014-03-04 Siemens Aktiengesellschaft Method and system for tracking of a virtual electrode on a coronary sinus catheter in fluoroscopic images
US9186087B2 (en) 2011-04-13 2015-11-17 Siemens Aktiengesellschaft Combined cardiac and respiratory motion compensation for atrial fibrillation ablation procedures
US8849388B2 (en) 2011-09-08 2014-09-30 Apn Health, Llc R-wave detection method
US9220467B2 (en) 2011-09-19 2015-12-29 Siemens Aktiengesellschaft Method and system for tracking catheters in 2D X-ray fluoroscopy using a graphics processing unit
WO2013057641A1 (en) 2011-10-21 2013-04-25 Koninklijke Philips Electronics N.V. Cathlab planning tool
EP4056111A3 (en) 2012-02-22 2022-12-07 Veran Medical Technologies, Inc. Systems, methods, and devices for four dimensional soft tissue navigation
US20140142419A1 (en) 2012-11-19 2014-05-22 Biosense Webster (Israel), Ltd. Patient movement compensation in intra-body probe
JP2016507304A (ja) 2013-02-11 2016-03-10 アンジオメトリックス コーポレーション 物体を検出及び追跡するとともに重ね合わせるシステム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050024043A1 (en) * 2003-07-31 2005-02-03 Assaf Govari Detection of metal disturbance in a magnetic tracking system
EP1658818A1 (en) * 2004-11-23 2006-05-24 Biosense Webster, Inc. Externally applied rf for pulmonary vein isolation
US20100082280A1 (en) * 2007-06-05 2010-04-01 Ascension Technology Corporation Systems and Methods for Compensating for Large Moving Objects in Magnetic-Tracking Environments
CN102525471A (zh) * 2010-12-22 2012-07-04 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 补偿由荧光检查仪产生的磁干扰

Also Published As

Publication number Publication date
JP2015119972A (ja) 2015-07-02
CN104720750A (zh) 2015-06-24
US20150176961A1 (en) 2015-06-25
IL235537A0 (en) 2015-02-26
CA2876652A1 (en) 2015-06-24
EP2888997A1 (en) 2015-07-01
JP6552816B2 (ja) 2019-07-31
IL235537B (en) 2018-01-31
EP2888997B1 (en) 2023-11-15
EP2888997C0 (en) 2023-11-15
AU2014277683B2 (en) 2018-12-20
AU2014277683A1 (en) 2015-07-09
US9696131B2 (en) 2017-07-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104720750B (zh) 用于场补偿应用的自适应荧光镜定位
JP6189509B2 (ja) 蛍光透視鏡に起因する磁気擾乱の相殺
US6774624B2 (en) Magnetic tracking system
US6263230B1 (en) System and method to determine the location and orientation of an indwelling medical device
EP2005208B1 (en) System for local error compensation in electromagnetic tracking systems
EP1912565B1 (en) Catheter navigation system
CN107750148B (zh) 阻抗位移及漂移检测和校正
CA2475918C (en) Detection of metal disturbance in a magnetic tracking system
US6129668A (en) System and method to determine the location and orientation of an indwelling medical device
US9522045B2 (en) Distortion fingerprinting for EM tracking compensation, detection and error correction
CN108495585A (zh) 磁定位系统中的磁场变形检测和校正
JP5667988B2 (ja) 電磁追跡システムの動的金属歪補償のためのシステム及び方法
US20110160569A1 (en) system and method for real-time surface and volume mapping of anatomical structures
US20080183064A1 (en) Multi-sensor distortion detection method and system
CA2288118A1 (en) System and method to determine the location and orientation of an indwelling medical device
CN101449292A (zh) 坐标系配准
KR20080013725A (ko) 중복 측정을 사용하는 왜곡없는 위치 추적 방법 및 시스템
KR20040045363A (ko) 동적 금속 면역체
JP7005585B2 (ja) 磁気的位置特定システムにおける磁場歪み検出および補正
EP3979906A1 (en) Systems and methods for performing localization within a body
JP7035043B2 (ja) マップに基づいて電磁センサの位置及び／又は配向を特定するためのシステム及び方法
US20200100843A1 (en) Smart extended working channel localization
EP3628222A1 (en) Systems and methods for magnetic interference correction

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant