CN107666856B - 提供几何形状信息的磁感测 - Google Patents

Abstract

示例方法包括存储表示一个或多个传感器在由电磁场定义的体积内的给定坐标系中的不同位置的侵入性位置数据，并且存储表示多个控制点在从一个或多个传感器的位置确定的给定坐标系中的不同位置的非侵入性位置数据。该方法还包括基于侵入性位置数据来计算内部几何形状数据，内部几何形状数据表示患者身体内的三维解剖表面。该方法还包括基于非侵入性位置数据来计算电极几何形状数据，电极几何形状数据表示患者身体的外表面上的多个电极中的每个电极的位置。由多个电极感测到的电活动可以被重建到患者身体内的解剖包络上。

Description

提供几何形状信息的磁感测

对相关申请的交叉引用

本申请要求于2015年6月2日提交的标题为USING MAGNETIC SENSORS TO CREATEGEOMETRIES AND NAVIGATE CATHETERS的美国临时专利申请no.62/169,896的优先权，该申请通过引用被完整地结合于此。

技术领域

本公开涉及使用磁传感器来提供几何形状信息。

背景技术

本节提供涉及本公开的背景信息，不一定是现有技术。

非侵入性心电图成像涉及在身体表面几何形状上感测到的电势到身体内另一表面几何形状的逆向重建。逆向重建利用典型地从成像数据(诸如从磁共振成像(MRI)、计算机断层摄影(CT)或另一种成像模态)导出的几何形状信息。在一些情况下，这种成像可能是昂贵的和/或难以与心脏电生理学研究协调。

发明内容

本公开涉及使用磁传感器来提供几何形状信息。

作为一个示例，系统包括电磁空间测量装置。测量装置包括：响应于电磁场而提供传感器信号的可移动传感器；以及多个静止传感器，每个静止传感器响应于电磁场而提供相应的传感器信号。该测量装置提供表示可移动传感器在给定坐标系中的多个位置的第一位置数据。该测量装置还基于多个传感器中的每一个在给定坐标系中的位置提供第二位置数据。该系统还包括处理器，该处理器被配置为：

基于第一位置数据计算内部几何形状数据，内部几何形状数据表示跨患者身体内的解剖表面分布的三维空间中的多个位置；以及

基于第二位置数据计算电极几何形状数据，电极几何形状数据表示多个电极中的每一个在患者身体的外表面上的位置。

作为另一个示例，方法包括在由电磁场定义的体积内存储表示一个或多个传感器在给定坐标系中的不同位置的侵入性位置数据，以及存储表示多个控制点在从一个或多个传感器的位置确定的给定坐标系中的不同位置的非侵入性位置数据。该方法还包括基于侵入性位置数据来计算内部几何形状数据，内部几何形状数据表示患者身体内的三维解剖表面。该方法还包括基于非侵入性位置数据来计算电极几何形状数据，电极几何形状数据表示多个电极中的每一个在患者身体的外表面上的位置。由多个电极感测到的电活动可以基于内部几何形状数据和电极几何形状数据被重建到患者身体内的解剖包络上。

附图说明

图1描绘了使用磁传感器提供几何形状数据的系统的示例。

图2描绘了利用电磁传感器来确定几何形状信息以启用电描记图重建的诊断/治疗系统的示例。

图3描绘了利用电磁传感器来确定几何形状信息以基于侵入性和/或非侵入性电测量来启用电描记图重建的诊断/治疗系统的示例。

图4描绘了包括电传感器和电磁传感器的传感器装置的示例。

图5描绘了包括电磁传感器和一个或多个传感器电极的示例导管设备的一部分。

图6描绘了基于电传感器信号生成域转换符以便于定位的示例系统。

图7描绘了可以利用图6的域转换符来启用定位和/或导航的诊断/治疗系统的示例。

图8是描绘用于确定诸如用于电描记图重建的几何形状信息的方法的示例的流程图。

图9是描绘用于定位患者身体中的对象的方法的示例的流程图。

具体实施方式

本公开提供了利用磁传感器来生成几何形状信息的系统和方法。可以利用使用磁传感器创建的几何形状信息来执行电描记图重建，其中电描记图被重建到患者身体内的解剖包络上，诸如心脏表面(例如，心外膜或心内膜表面)或者患者身体内的其它表面上。附加地或替代地，可以利用生成的几何形状信息来帮助相对于解剖结构在可植入设备中定位和/或导航。

作为还有的实例，一个或多个EM传感器(本文也称为接收器)能够在患者身体内移动，同时在由EM场发生器(也称为发射器)提供的EM场内。例如，(一个或多个)传感器可以附连到或集成到EM场内的探针或导管中，并且提供与其在三维坐标系中的至少一个位置对应的传感器信号。探针或导管因此可以移动到多个不同的位置以捕获跨感兴趣区域的多个位置的传感器信号，其中位置可以被组合以生成表示感兴趣区域的对应几何形状数据。还可以在患者身体内的固定位置(例如，一个或多个心脏位置，诸如窦房结或其它解剖标志)处提供一个或多个磁传感器。作为示例，几何形状可以包括身体内的解剖几何形状，诸如心脏表面(例如，心外膜和/或心内膜表面)或其它三维构造。

在一些示例中，具有磁传感器的探针可以用作数字转换器，该数字转换器被移动进入接合以检测可以被非侵入性地布置在患者身体表面上的静止(例如，固定)位置处的一个或多个电传感器的位置。在其它示例中，一个或多个磁传感器可以集成到跨身体表面分布的电传感器中的一些或全部中或以其它方式与这些电传感器位于同一处。由于磁传感器相对于这样的电传感器具有已知的(预定的)位置，因此磁传感器的位置可以用于确定表示身体表面电传感器在具有感兴趣侵入性区域的几何形状的公共坐标系中的位置的几何形状数据。

结果得到的几何形状信息可以用于重建电活动的正向和/或逆向计算，电活动包括来自心脏的电心脏信号、从身体表面电极测得的电信号、从可以在患者的身体内移动的导管测得的电信号以及其任意组合。附加地或替代地，几何形状信息可以用于便于患者身体内的对象的定位和导航。

图1描绘了诸如本文所公开的生成可用于促进电描记图重建的几何形状信息的系统10的示例。系统10包括电磁(EM)空间测量系统12和电测量系统14。EM空间测量系统12被用于生成几何形状数据16，而不需要如现有方法中的成像数据。相反，如本文所公开的，EM空间测量系统12确定与患者身体内的感兴趣侵入性区域相关联的EM传感器20的位置以及与患者身体表面上的电极位置相关联的EM传感器的位置。

在图1的示例中，EM测量系统12包括生成限定感兴趣的体积的EM场的场发生器18。EM测量系统12还包括多个传感器20，显示为EM传感器1至EM传感器M，其中M是正整数。每个传感器20因此响应于EM场(诸如交变EM场)而生成相应的传感器信号。传感器信号被提供给控制器21。控制器21可以包括放大和过滤传感器信号的接口。控制器21包括确定每个传感器的计算位置的硬件和/或软件(例如，可由处理器执行的指令)，并提供与EM场内的每个相应传感器的三维位置对应的位置数据22。控制器21还可以控制场发生器18以提供EM场。作为示例，EM空间测量系统12可以类似于或对应于可从Northern Digital公司获得的

EM跟踪系统。

举例来说，EM传感器20中的一个或多个能够在交变EM场内移动，并且该场可以在传感器中感应电流。感应信号可以取决于传感器相对于场的位置和朝向而变化。作为示例，一个或多个EM传感器20被固定到探针的一部分，诸如导管或其它引导机制(例如，导丝)。例如，探针可以以微侵入性方式插入到患者身体内并移动到跨患者身体内的解剖表面的多个位置，并且传感器信号可以用于生成与感兴趣的解剖表面区域对应的位置数据22。感兴趣的区域因此对应于身体内部的表面区域，并且跨这种表面的位置可以被记录在EM测量系统12的坐标系中并作为对应的位置数据22的一部分存储在存储器中，以提供驻留在感兴趣的解剖表面区域上的多个控制点。

作为示例，血管导管可以配备有具有三个、四个、五个或六个自由度的一个或多个电磁跟踪传感器。五个自由度的EM跟踪传感器使得能够跟踪x、y和z空间坐标以及表征围绕横轴(俯仰)和前-后轴(滚动)旋转的角坐标。六个自由度的传感器提供附加的容量用于跟踪表征围绕下-上轴(偏转)旋转的角坐标。根据本公开中提供的示例，诸如为了映射位置的目的，EM空间测量系统12采用提供包括三维空间坐标的位置数据22的传感器就足够了。

作为示例，传感器20中的一个或多个可以在EM场内移动，使得与每个这种可移动传感器相关联的位置数据22可以表示每个这种传感器在三维坐标系内的多个位置。例如，场发生器18在感兴趣的三维体积内提供EM场，其可以位于患者身体附近，以基于为位于场体积内的EM传感器所确定的位置来生成对应的位置数据22。位置数据因此与患者身体相关联，并且可以具体对应于跨患者身体内的一个或多个感兴趣区域分布的位置。例如，传感器20可以跨患者心脏的表面移动，并且可以随着时间的推移获得跨表面分布的对应点，以由测量系统12生成对应的位置数据22。在一些示例中，携带传感器20的探针的移动可以由成像模态(诸如超声或荧光透视)在包含一个或多个传感器的探针(例如，导管)的定位期间被引导。可替代地，可以省略视觉引导。

在一些示例中，一个或多个EM传感器20可以被固定在患者身体内的已知解剖位置处，以响应于EM场来提供与固定位置相关联的对应的系统信号。因此，在固定已知解剖位置处的传感器可以用作控制点以便于从坐标系内的其它传感器位置确定几何形状。

此外，EM传感器20中的一个或多个还可以在患者身体外部利用，以确定位于患者身体外部或以其它方式在患者身体内确定的侵入性位置周围分布的电传感器的位置。非侵入性EM传感器20可以具有相对于电传感器24的固定位置，诸如连接到电传感器或连接到安装EM和电传感器两者的公共基板。例如，这种非侵入性EM传感器20可以位于患者身体外部相对于非侵入性电传感器24中的一个或多个具有已知空间位置的预定控制点处。一些或全部这种静止非侵入性EM传感器20可以相对于电传感器24位于同一处(例如，叠加关系)。作为另一个示例，一个或多个非侵入性EM传感器20可以移动到与电传感器(诸如数字转换器探针的一部分)接触，并且当进行接触时，结果得到的位置数据22可以被标记以识别与相应电传感器的触点。不管是静止的还是可移动的，场发生器18都在EM传感器中的每一个中感应具有取决于其在EM场内的位置(空间坐标)的信号强度的传感器信号，该位置被记录在由控制器21生成的位置数据中。

在图1的示例中，系统10包括多个电传感器，显示为电传感器1至电传感器N，其中N是大于2的正整数。例如，N几乎可以是任何数量，例如50、100、200、252或其它数量的电极。在一些示例中，电传感器可以被实现为可穿戴服装或贴片的一部分，该可穿戴服装或贴片包含附连到可能固定到患者身体(诸如沿着和围绕患者胸部)的对应基板的电极。以这种方式，电传感器24可以基本上均匀地分布或者以其它期望的布置分布并且符合人体工程学地附连到患者身体。一组EM传感器20可以被定位在与一组电传感器24相同的基板上。例如，EM传感器20可以被定位在相对于电传感器24的每个位置具有足以从EM传感器的位置确定电传感器位置的预定位置的对应控制点处。

作为一个示例，电传感器24可以被实现为覆盖患者身体表面的预选部分的传感器的布置，诸如在标题为MULTI-LAYERED SENSOR APPARATUS的美国专利公开No.2013/0281814中所公开的；但是也可以利用电传感器24的其它配置和布置。作为另一个示例，传感器的布置可以被实现为电极集合或区域，该电极集合或区域被配置为覆盖可以确定性地映射到心脏的给定区域或一个或多个感兴趣表面区域上的患者身体表面的选定部分，诸如在标题为SYSTEM AND METHODS TO FACILITATE PROVIDING THERAPY TO A PATIENT的美国专利公开No.2016/0067489中所公开的。

几何形状计算器26基于由一个或多个EM传感器20收集到的位置数据22来计算包络几何形状30。通过将患者身体内的这种EM传感器跨感兴趣的表面区域移动，几何形状计算器26可以因此计算包络几何形状30以与患者心脏的实际表面(例如，心外膜表面和心内膜表面)对应。在其它示例中，几何形状计算器26根据在由可移动EM传感器20映射期间已被标记的感兴趣区域上的位置来计算包络几何形状以与相对于患者心脏具有预定几何关系的虚拟表面对应。如所提到的，感兴趣的区域可以对应于患者心脏的预定连续表面区域、跨患者心脏的多个单独区域、或整个心脏表面。由于可移动EM传感器20可以移动并且与患者的解剖体接合，因此当EM传感器20标记跨感兴趣的表面分布的多个间隔开的位置以创建器官几何形状(例如，心内膜室、心外膜表面、食道等)的准确表示时，映射过程可以被重复。跨表面标记间隔开的位置可以是响应于用户输入(例如，触发器或按钮的激活)而手动的，或者它可以是自动化过程，通过该自动化过程，位置数据被处理以在表面区域内标记指定数量的点(例如，每表面区域预定密度的标记位置)。几何形状计算器26计算包络几何形状30，例如，以定义与感兴趣的区域对应的包络的网格表面(例如，心脏网格)。

此外，几何形状计算器26可以基于描述与电传感器24相关联的一组EM传感器位置的空间坐标的位置数据22来确定对应三维坐标系中的电极几何形状28。如所提到的，一组非侵入性EM传感器20可以位于患者身体外部相对于身体表面电传感器24中的一个或多个具有已知空间位置的预定控制点处。可替代地，一个或多个非侵入性EM传感器20可以移动到与电传感器(诸如数字转换器探针的一部分)接触，并且当进行接触时，结果得到的位置数据22可以被标记以识别与相应电传感器的触点。几何形状计算器26因此从相关联的位置数据计算电极几何形状28，诸如以表示位于身体表面上的每个传感器电极的中心(例如，质心)。一旦被计算出，包络几何形状30和电极几何形状28就被存储在存储器(例如，一个或多个非瞬态机器可读介质)中以基于测得的身体表面电活动来促进电描记图重建和/或定位。在一些示例中，即使在没有进一步使用EM空间测量系统的情况下，也可以基于测得的身体表面电活动和存储的几何形状数据来执行电描记图重建和/或定位。

电测量系统14可以接收来自电传感器24中的每一个的传感器信号以提供一个或多个时间间隔的对应的电数据32。电数据32因此可以对应于在跨电传感器24所位于的患者身体分布的多个位置处测得的电信号。传感器的位置可以由诸如本文所公开的对应于电极几何形状28的几何形状计算器来计算。电数据32因此可以包括表示测得的电位的时变振幅的数据，该数据可以用对应于与作为时间的函数而变化的振幅相关联的时间加时间戳。

系统10还可以包括电描记图重建功能34，该电描记图重建功能34被编程为基于电数据32和几何形状数据16生成重建的电描记图36。例如，电描记图重建功能34可以通过基于包络几何形状30将根据电极几何形状28的电极中的每一个的电活动重建到对应的心脏包络上来解决逆向问题。逆向问题的解决方案的示例包括边界元素方法(BEM)或基本解方法(MFS)。因此重建的电描记图可以对应于跨包络的电描记图，并且基于测得的电数据32可以包括静态的(在给定时刻的三维)和/或动态的(例如，随时间变化的四维图)。

可以在系统10中利用的逆向算法的示例包括在美国专利No.7,983,743和6,772,004中所公开的那些示例，这些专利通过引用被结合于此。因此，EGM重建186可以将经由传感器164测得的身体表面电活动重建到包络上的许多位置上(例如，大于1000个位置，诸如大约2000个位置或更多)。在其它示例中，处理系统162可以基于诸如经由设备156(例如，包括篮式导管或其它形式的测量探针)侵入性测得的电活动来计算心脏的子区域上的电活动。结果得到的重建的电描记图36可以存储在存储器中并作为输出提供给显示器，诸如以提供可以从在心脏包络上重建的电描记图导出的电位或其它信号特性的心电图。

在一些示例中，位置数据22还可以包括相对于测得的电数据32在时间上被同步的时间戳。通过使位置数据22与电数据32同步，携带电极的探针(例如，导管)可以用于在患者身体内的空间位置处经由电极提供电信号，并且所提供的信号可以经由身体表面电传感器24的布置被检测到。施加到可移动导管上的电极的电信号例如可以是脉冲波、方波、正弦波、三角波或其它预定的波形，该波形可以是周期性的或者诸如响应于用户输入而间歇地提供。因此，通过收集针对其中电信号经由电极提供的给定已知位置在时间上同步的位置数据22和电数据32，电数据可以相对于位置数据22进行配准(例如，通过几何形状计算器26的转换符发生器)以生成域转换符38。域转换符38因此可以用于将感测到的电信息转换成给定坐标系中的位置信息，该给定坐标系可以是与EM测量系统12相同或不同的坐标系。

作为一个示例，域转换符38可以是查找表(LUT)的形式，其中多个电传感器24中的每一个的传感器信号操作为到从施加信号的患者身体内的对应位置处的位置数据导出的给定位置的索引。通过在跨感兴趣区域分布的多个不同位置处提供信号，可以为感兴趣的区域生成用于在感测到的电数据和空间坐标之间进行映射的查找表。以这种方式，通过用户将可能包括或不包括EM传感器的导管定位在已经以这种方式被映射的表面上的位置处并提供电信号(例如，用于生成查找表的相同信号)，查找表38可以根据哪个位置与查找表中提供的感测到的电信号最佳匹配来提供位置估计。作为还有的示例，可以通过由LUT响应于施加到患者身体内的导管上的电极的信号而根据(由电传感器24感测到的)测得的电信号在多个条目之间内插来估计空间位置。通过随着时间的推移确定位置，导管的移动及其轨迹也可以由域转换符LUT确定。

作为另一个示例，域转换符38可以被实现为将测得的电信号转换成给定坐标系中的空间坐标的变换。变换可以通过映射和配准过程来生成，其中通过在第一空间域中使用定位过程(例如，偶极定位)创建相应的几何形状，以及为第二空间域确定的磁传感器位置之间的相对位置来感测电信号。变换生成过程可以用于将如经由定位过程确定的来自第一空间域的位置数据转换成与EM测量系统对应的第二空间域。例如，可以将导管定位在创建变换时利用的感兴趣区域内的位置处，并且由电传感器24响应于施加到电极的信号而提供的电数据可以被定位到第一空间域中的坐标中。然后将变换应用到第一空间域中的坐标以提供与第二空间域中的导管相关联的对应空间位置。因此，变换可以提供在映射和校准过程期间检测到的磁传感器位置的空间域与经由另一个定位过程与电极位置相关联的不同域之间的动态映射。

图2描绘了便于诊断和/或治疗患者身体54内的感兴趣区域的系统50的示例。在一些示例中，系统50可以被实现为作为手术的一部分(例如，在电生理学研究期间监视信号)实时地生成患者心脏52的信号和/或图形映射的对应图形输出，包括重建的电描记图、对象的定位。附加地或替代地，系统50可以用作治疗手术的一部分，诸如以帮助指导医师将疗法递送到期望的目标部位或区域。

例如，诸如导管的设备56可以诸如通过低侵入性手术或微侵入性手术插入到患者身体54中。设备56包括被配置为递送能量和/或感测患者身体54内的电活动的一个或多个电极。设备56可以经由一个或多个电极施加能量作为特定于定位的信号、起搏信号或者递送另一种疗法，诸如以电影响组织(例如，提供电疗法，或控制化学疗法、声波疗法、热疗法或其任意组合的递送)。设备56可以插入在心脏52内或其附近以便以接触或非接触的方式感测和/或递送能量。附加地或替代地，设备56可以包括响应于EM场向EM空间测量系统64提供传感器信号的一个或多个EM传感器(例如，图1的传感器20)。可以经由定位方法(例如，经由EM测量系统64或其它)和/或手术内成像模态(例如，X射线荧光透视、超声波、CT等)来引导设备56的放置。指导可以是自动的、半自动的或基于提供的信息手动实现的。

侵入性系统58可以包括控制器60，该控制器60被配置为控制信号发生器61以经由设备56的一个或多个电极施加信号。例如，控制器160可以控制信号发生器61的参数(例如，电流、电压、重复速率、触发延迟、感测触发振幅)，用于经由(一个或多个)电极向心脏52的一个或多个位置递送疗法(例如，消融或刺激)。控制器60可以设置疗法参数并基于自动、手动(例如，用户输入)或自动和手动(例如，半自动)控制的组合施加刺激。例如，侵入性系统58可以位于患者身体54的外部并且被配置为控制经由设备56的一个或多个电极的电信号的递送。例如，系统58也可以控制经由在递送设备(例如，一个或多个电极)56与系统58之间电连接的导电链路提供的电信号。一个或多个传感器(未示出，但可以是设备56的一部分)也可以将传感器信息传送给处理系统78。

EM空间测量系统64可以被实现为对应于图1的EM空间测量系统12。相应地，对附加的信息和上下文可以返回参考图1。简而言之，EM空间测量系统64包括场发生器66，该场发生器66提供交变电磁场以在每个EM传感器中感应不同强度的信号。如所提到的，一个或多个EM传感器可以位于侵入性设备56或另一个可移动探针上。一个或多个EM传感器还可以被定位在与电传感器70相关联的患者身体上以提供相应的传感器信号。每个感应信号的强度随着接收器与场发生器66之间的距离和相对朝向而不同。因此，EM空间测量系统64可以基于传感器信号的信号强度导出每个EM传感器的位置，并将这种位置提供为对应的位置数据68。

此外，系统50包括在位置处附连到主体54的多个传感器70。如本文所公开的，EM测量系统64用于确定表征给定三维坐标系中的每个电极的位置的电极几何形状。因此，传感器70可以感测身体表面上的电活动，包括患者心脏52的实时电活动以及与如由信号发生器61提供的经由设备施加的信号对应的电信号。

在图2的示例中，一个或多个传感器70可以被实现为用于记录患者电活动的阵列或其它配置。作为一个示例，传感器70可以包括诸如本文所公开的在患者躯干的一部分上分布的、用于测量与患者心脏相关联的电活动(例如，作为心电图测绘过程的一部分)的身体表面传感器的高密度布置。可以使用传感器70的其它布置和数量。作为另一个示例，传感器70可以是不覆盖患者整个躯干的一组减少的传感器，并且被设计用于测量特定目的的电活动(例如，被专门设计为确定性地映射到选定的感兴趣区域用于分析AF和/或VF的电极阵列)和/或用于监视心脏的预定空间区域，如本文所公开的。非侵入性电测量系统。

如所提到的，电传感器70向电测量系统72提供实时感测到的电信号。测量系统72可以包括适当的控制和信号处理电路系统74，用于提供描述由传感器70检测到的电活动的对应的测量数据76。测量数据76可以包括模拟和/或数字信息(例如，对应于电描记图数据14)。控制器74还可以被配置为控制用于测量电活动和提供测量数据76的数据采集过程(例如，采样率、线路过滤)。在一些示例中，控制器74可以例如响应于用户输入与非侵入性系统操作分离地控制测量数据76的获取。在其它示例中，测量数据76可以与用于校准和配置用于定位的域转换符的目的的、由信号发生器61施加的特定信号同时和同步被获取。例如，可以利用适当的时间戳索引相应的测量数据72与位置数据68之间的时间关系。在任一示例中，非侵入性测量系统72可以经由传感器测量身体表面电活动以提供对应的测量数据76。

处理系统78因此可以执行各种信号处理和变换方法，包括几何形状计算器80、电描记图重建82、图形用户界面(GUI)86和控制显示器92的输出发生器84。

在一些示例中，由于测量系统72可以同时测量预定区域或整个心脏的电活动(例如，在传感器164覆盖患者身体154的整个胸部的情况下)，因此测量跨整个感兴趣的区域在空间和时间上是一致的。因此，与其它测量方法相比，可以增加在输出数据174中提供的结果输出位置的准确性，诸如以向用户提供更准确和全局的信息来便于疗法的监视和应用。

作为还有的示例，几何形状计算器被编程为计算包络几何形状和电极几何形状，诸如关于图1所公开的。因此，处理系统78可以将计算出的包络几何形状和电极几何形状存储在存储器中以便于进一步处理，包括基于电测量数据的电描记图重建82。例如，电描记图重建82被编程为计算逆解，并且基于测量数据76和由几何形状计算器80计算出的几何形状数据提供对应的重建的电描记图，诸如关于图1所公开的。因此，重建的电描记图可以对应于跨包络的心电图活动，并且可以包括静态的(在给定时刻的三维)和/或是动态的(例如，随时间变化的四维图)。

如本文所公开的，包络几何形状可以表示与患者心脏对应的三维表面几何形状(例如，心脏网格)，患者心脏表面可以是心外膜或心内膜。在一些示例中，几何形状计算器80基于在导管设备56的映射期间获取的EM位置数据68来计算表示患者心脏几何形状的实际表面的包络几何形状。可替代地，几何形状计算器80基于位置数据68来计算表示驻留在患者心脏的心外膜表面和已放置电传感器70的患者身体的外表面之间的3D几何形状表面网格的包络几何形状。除了包络几何形状之外，几何形状计算器还将电极几何形状确定为表示传感器阵列中的电极在与包络几何形状相同的坐标系中的位置的数据，二者均可作为几何形状数据存储在存储器中。可以在几何形状数据中进一步标记和识别适当的解剖标志或其它标志，包括患者身体54上或患者身体54内的EM或电传感器的位置，诸如用于结合其它电信息或空间信息进行显示。这些标志的识别可以(例如，由个人经由图像编辑软件)手动完成或(例如，经由图像处理技术)自动完成。

输出发生器188可以生成对应的输出数据以在显示器92中提供对应的图形图90。例如，图形图90可以包括心脏包络线上重建的电描记图(例如，电势图)。在一些示例中，设备56的位置被显示在患者解剖体的图形模型上或叠加在心电图图90上。位置可以采取其它形式以向用户提供引导，诸如本文所公开的。

可以采用图形用户界面(GUI)86来与处理系统78和/或系统72、58和/或64交互。例如，可以使用GUI 86来设置与显示的图形表示相关联的参数，显示的图形表示与计算出的图的输出可视化对应，诸如包括选择时间间隔、要在可视化中呈现的信息类型等，可以响应于用户输入来选择。此外，用户可以采用GUI 86来选择性地编程一个或多个参数(例如，期望的分辨率、收敛阈值、波形参数、空间建模和空间阈值、滤波器参数等)。

图3描绘了便于心脏功能的评估和治疗的系统150的另一个示例。图3中显示了与关于图2介绍的那些部件相同或相似的部件，图3中使用将图2中的相同标号增加100的标号。相应地，对关于这些公共部件的附加信息，可以返回参考图2的描述。

在图3的示例中，侵入性系统158还被配置为经由设备156上的一个或多个传感器电极来测量电活动。因此，侵入性系统采用控制和信号处理电路系统来放大和过滤感测到的电活动并提供对应的侵入性测量数据163。如本文所公开的，非侵入性测量数据163被存储在存储器中以供处理系统162进一步处理。因此，在图3的示例中，设备(例如，导管)可以包括一个或多个电传感器、一个或多个EM传感器和一个或多个电极，用于以接触或非接触的方式向周围组织递送治疗或其它信号。

作为另一个示例，信号发生器161经由设备156上的一个或多个电极向患者身体154中的周围组织提供定位信号。定位信号可以通过在(诸如由几何形状计算器180确定的)三维坐标系中的位置处附连到身体154的多个非侵入性传感器170测量。因此，传感器170可以感测电活动，包括与施加的定位信号对应的信号。如所提到的，传感器164还可以感测诸如与患者心脏的实时电描记图对应的其它电信号。

可以经由定位方法194来引导设备156的放置。作为示例，定位方法194包括由处理系统162执行以采用等效偶极模型和基于来自身体表面传感器170的电测量数据176的测量来定位设备156的指令。例如，定位方法194可以计算偶极模型成本函数的解，以提供设备上的信号发射元件的坐标来定位设备156及其电极，诸如在标题为LOCALIZATION ANDTRACKING OF AN OBJECT的美国专利公开No.2016/0061599中所公开的，该专利通过引用被结合于此。在其它示例中，定位方法可以基于为设备156上的一个或多个EM传感器提供的位置数据来确定设备的空间坐标。经由定位方法194提供的引导可以是基于感测到的信息自动的、半自动的或手动实现的。在定位期间，设备156上的电极可以接触或不接触患者心脏152，心内膜或心外膜。

作为还有的示例，定位方法194可以相对于医师为了各种临床原因经由设备156递送的较高振幅尖峰或其它信号来实现。由于SNR高，因此可假定对这种定位的定位结果将非常有信心。紧接着在临床较高振幅信号之后，可以经由设备156上的一个或多个电极递送定位信号(例如，不激励或实现相同治疗效果的正常低输出脉冲)，并且然后响应于定位信号，定位方法194可以计算设备的位置。可以计算不同类型定位中的每一种的位置差异，并且可以使用该差异来校准系统。例如，如果导管由于其它原因在位置A处递送高振幅起搏脉冲，那么偶极将定位到位置A。然后，在导管保持在位置A'(位置A的相同或稍微偏移的版本)处的情况下，可以施加具有较低输出电流的另一个定位信号，并且定位引擎可以采用偶极方法定位到位置A'。系统将位置A'校准为真实的位置A，并将存储在存储器中的这种计算出的校准应用于将来的定位。偶极校准还可以通过手术内成像(例如，X射线荧光透视、超声波、CT等)和/或基于由EM空间测量系统提供的位置数据168来引导，以确认定位位置与经由另一种模态确定的对应位置匹配。由定位方法194确定的定位位置可以与这种其它模态共同配准到诸如几何形状计算器向其提供相关几何形状数据(例如，包络几何形状和电极几何形状)的公共坐标系。

图4描绘了组合的电感测和EM感测设备200的示例。设备200包括多个电极202，该多个电极202可以用于感测来自患者皮肤的外表面的电活动并提供指示感测到的电活动的对应传感器信号。电极可以对应于接触式或非接触式传感器电极以感测患者身体表面处的电活动。传感器电极202中的每一个可以电耦合(例如，经由导电迹线或电线)到端子连接器206。连接器206可以包括电极和壳体特征的布置以将传感器电极202中的每一个电连接到感测接口装置，该感测接口装置可以包括用于提供感测到的电数据的放大器和滤波器的布置(例如，对应于电测量系统14、72、172)。

设备200还可以包括电极202中的每一个可以附连到其的基板208。基板可以是顺应性的和柔性的，以便于附连到身体表面并适应这种表面的轮廓。传感器设备200可以具有可用来适应不同尺寸的患者的各种形状和尺寸。可以在基板208中嵌入将电极202与端子206互连的电迹线，诸如插入在其层之间或以其它方式绝缘和屏蔽以便于电信号的传播，同时减轻对其它信号的干扰。

设备200还包括多个EM传感器210。EM传感器210中的每一个可以包括传感器线圈，诸如可以为每个EM传感器210提供五个或六个自由度感测的单个正弦线圈。每个EM传感器因此响应于当暴露于EM场时感应的电流而提供传感器信号，诸如本文所公开的。传感器信号可以从每个相应的传感器210沿着基板208的表面经由导电迹线或导线提供，并且终止于对应的端子连接器212。每条电迹线可以被适当地屏蔽以减轻电传感器信号和EM传感器信号之间的干扰。端子连接器212可以是可将该组EM传感器210与对应的EM测量设备耦合的相配连接器或其它连接器中的一个，诸如本文所公开的。

在其它示例中，可以使用无线通信协议将EM传感器信号传播到处理设备(例如，EM空间测量系统12的控制器21)。例如，EM传感器可以被实现为射频标识符(RFID)发射器，其响应于接收到变化的EM场或另一个询问射频信号而被激活以传送RFID数据和信号强度信息。也可以使用其它无线技术来传递EM传感器信号。

每个电极202具有相对于彼此的已知位置。例如，每个相应电极202的中心之间的距离可以在设备200的表面上预先确定。每个EM传感器210被类似地定位在相对于每个传感器电极202的预定空间位置处。因此，通过知道每个EM传感器210与相应电传感器202之间的空间关系(几何形状)，可以从表示EM传感器的空间坐标的位置数据容易地确定电传感器的空间坐标。

在图4的示例中，EM端子连接器212和电传感器的端子连接器206是分离的，诸如以使得能够单独连接到电测量系统和对应的EM测量系统。在其它示例中，可以实现公共的端子连接器集合，用于将EM传感器信号和电传感器信号两者传播到公共集成控制单元，该公共集成控制单元被配置为既处理EM传感器信号用于确定其中提供EM场的三维空间中的位置，又基于经由电极202从身体表面测得的感测到的电活动来处理电传感器信号。

图5描绘了既结合一个或多个EM传感器222又结合一个或多个电传感器224的导管220的示例。导管220可以是插入到身体中的探针设备，诸如图1-3中公开的设备56、156。因此，在图5的示例中，EM传感器222包括具有与导管主体的纵向轴226对齐且基本上平行的纵向Z轴的细长形式。如本文所公开的，EM传感器222可以是五个或六个自由度传感器线圈，其可以响应于驻留在诸如由场发生器(例如，场发生器18)提供的EM场内而提供对应的传感器信号。也可以利用其它类型的EM传感器线圈，并且在一些示例中，导管可以包括多于一个EM传感器。

EM传感器222的位置和朝向相对于导管主体上的一个或多个电传感器224中的每一个是先验已知的。例如，电极224可以被实现为环绕导管主体的远端、与其尖端间隔预定距离的环形环。以这种方式，可以基于从传感器222响应于EM场而产生的EM传感器信号导出的位置数据来确定每个电极224和可以包括或不包括电极的导管尖端的位置，诸如本文所公开的。

作为还有的示例，电极224中的一个或多个可以用于提供电信号，诸如可以由患者身体外部的信号发生器提供的电信号，并且经由电导体提供给电极。附加地或替代地，一个或多个电极224被实现为要定位在表面上或表面附近用于接触或非接触感测患者身体内的电活动的感测电极。该一个或多个感测电极224可以经由包含在通道内或安装到导管的电导体(例如，屏蔽电缆或迹线)提供电信号。可以将来自传感器224的感测到的电信号提供给电感测电路系统，该信号可以被存储在存储器中用于后续处理。类似地，来自EM传感器222的感应电信号被提供给EM感测电路系统以确定可以被存储在存储器中用于后续处理的位置数据(例如，数据22、68、168)，如本文所公开的。

图6描绘了生成域转换符252以将电数据转换成三维坐标系中的对应位置数据的系统250的示例。该系统中的许多部件先前已经在本公开的其它部分中介绍，但是正在以生成空间域转换符的特定方法来描述。因此，系统250包括EM测量系统254，其接收来自诸如可以由导管258携带的一个或多个信号256的传感器信号。例如，导管258可以包括一个或多个EM传感器256以响应于由场发生器260生成的EM场而提供相应的传感器信号。导管258还可以包括一个或多个电极262。如本文所公开的，每个电极262可以用于响应于由信号发生器264提供的激励信号而以接触式或非接触式的方式向组织提供电信号。例如，信号发生器264可以在患者身体外部。

在由EM传感器256检测到的响应信号中，EM测量系统254可以生成对应的位置数据266。位置数据266可以包括表示EM空间域中的3D空间位置的控制点以及相关联的定时信息(例如，时间戳)。可以将定时信息(例如，来自信号发生器264)提供给电测量系统272，以使测得的电信号相对于经由信号发生器264提供给电极262的信号同步。多个身体表面传感器270被显示为电传感器1至电传感器N，其中N是大于或等于2的正整数。每个电传感器270构成非侵入性传感器以测量来自患者身体表面的电活动，诸如本文所公开的。因此，每个传感器可以将表示在身体表面上感测到的电活动的电信号提供给电测量系统272。电测量系统272包括相关联的电路系统以生成与感测到的电活动对应的电数据274。测量系统272例如包括诸如放大器、滤波器等的电路系统，以基于感测到的表面上的电活动来提供对应的电数据。

作为一个实例，通过在信号发生器264激活的同时跨感兴趣区域(例如，一部分或整个表面)间歇性地移动导管258向在跨感兴趣区域的多个离散位置处的电极262提供校准信号，在EM-空间域和电域的每一个中生成相应的数据集266和274，用于经由导管258标记位置。例如，电数据274和位置数据266两者都可以用定时信息(例如，时间戳元数据)加标记，以将从EM传感器导出的位置数据266与测得的电数据274同步。该系统还可以包括可以从位置数据266、成像数据或其它方法导出的感兴趣区域的3D表面几何形状(诸如3D表面网格)。3D配准功能276基于位置数据266、电数据274和几何形状数据268执行三维配准。即，3D配准可以在信号提供给电极时在时间和空间上相对于位置数据266(在EM域中)配准从传感器270感测到的电数据(在电域中)274。以这种方式，针对每个校准脉冲测得的电数据可以作为从EM传感器256已知的空间坐标的替代物来操作。

在一个示例中，转换符发生器278基于针对EM传感器256的给定位置生成的每个EM信号与响应于针对该位置生成的信号而感测到的电数据之间的对应关系来生成转换符252。配准功能276可以创建与EM域中的控制点对应的每个磁传感器位置与由(诸如固定在身体表面上的)传感器270检测到的电信号之间的对应关系。以这种方式，由电数据提供的每组电信号都可以。域转换符发生器278可以接收位置数据和每个标记位置的电数据之间的对应信息，并且依次生成域转换符252。例如，域转换符252可以作为查找表生成，该查找表将跨身体表面的该组电传感器信号直接映射到给定坐标系(例如，EM测量系统的坐标系或其它)中的对应标记位置。查找表提供每组电信号与相应EM位置之间的直接映射，其中该组电数据操作为提供位置的到查找表的索引。查找表的分辨率可以通过在EM域中增加被映射到电数据集的感兴趣表面上的控制点的数量来增加。电信号的匹配可以通过计算新检测到的一组电信号(例如，被提供为电数据274)之间的相似度来实现，该组信号在时间上与经由信号发生器264施加到电极的信号同步，并且电信号被存储在查找表中。例如，可以使用互相关来计算输入数据集与查找表中的信号之间的相似度，以绕过信号幅度差；但是可以使用其它方法来计算相似度。

可替代地或附加地，不是域转换符278被编程为磁传感器位置和电传感器信号之间的查找表，而是配准部件276可以利用每个相应电传感器270在给定坐标系中的预定位置。因此，对于基于EM传感器256检测和标记的每个位置，传感器向254同时生成对应的脉冲或其它提供的信号。因此，来自传感器270的电信号可以记录由患者身体内的电极提供的传感器信号，以检测导管在传感器已经被配准到的对应三维坐标系中的位置。为导管258确定的位置因此可以创建磁传感器位置与使用电信号确定的位置之间的对应关系(例如，通过定位方法(诸如图9的偶极方法)计算出的)。因此，通过将导管和相应的传感器256和262跨感兴趣的表面移动，可以标记多个位置以经由配准方法276创建几何形状集合及其对应的配准。域转换符发生器278可以计算变换T，以从基于电的定位检测方法的位置转换到基于EM的检测的位置。构成转换符252的变换可以在随后的应用中加以利用。

举例来说，图7描绘了便于评估和治疗心脏功能的系统350的另一个示例。图7中显示了与关于图2介绍的那些部件相同或相似的部件，图7中使用将图2中的相同标号增加300的标号(与图3相同，但增加了200)。相应地，对关于这些公共部件的附加信息，可以返回参考图2或图3的描述。

图7的系统350提供了利用域转换符395的方法，该域转换符395是基于使用EM传感器收集到的信息生成的。但是，由于不是所有的导管都容易地配备有EM传感器或可以被容易地配备有EM传感器，因此转换符395使得能够使用未配备有EM传感器但确实包括电极的导管(例如，用于评估和/或治疗)，该电极耦合到信号发生器用于当导管在患者身体内导航时从信号发生器361提供询问信号。信号发生器361可以提供询问信号作为定位信号，诸如本文所公开的，该定位信号可以在导航期间和/或响应于用户输入而间歇性地或周期性地提供给电极。询问信号还可以对应于提供给设备356以传递疗法的能量，诸如本文所公开的。转换符395将基于经由电传感器370测得的身体表面电活动生成的电测量数据376转换成给定坐标系中的对应三维位置。如本文所公开的，转换符395例如可以被实现为LUT或变换。

还如本文所公开的，可以基于针对给定坐标系中的解剖包络和电极位置获取的EM传感器位置数据来生成几何形状数据381(例如，通过几何形状计算器)。因此，几何形状数据381可以被存储在存储器中以包括包络几何形状和电极几何形状两者，以使得电描记图重建382能够基于电测量数据来重建从身体表面到心脏包络上的电活动。以这种方式，一旦生成几何形状数据381和转换符395，就可以基于导管相对于这些已知几何形状的相对位置在导管设备356周围导航，并且转换符可以在这种导航期间更新位置。

系统350还可以包括确定给定域中的空间坐标的定位方法。这可以作为由转换符395提供的位置的补充或替代。例如，定位方法可以基于来自其中传感器位置已知的传感器370的电测量数据(诸如基于成像、EM位置测量等)实现偶极定位方法。

由定位方法394和/或由域转换符395确定的坐标可以由输出发生器384利用，以基于根据本文的一个或多个方法确定的坐标显示代表三维空间中的设备356的位置信息。此外，位置(或对应的路径)可以显示在跨心脏包络的空间位置处(例如，在心脏354的心外膜或心内膜表面上)。输出发生器384可以单独地显示位置。在其它示例中，位置可以与其它输出数据组合，诸如以在心脏354的电活动的图形图上显示位置信息。附加地或替代地，定位可以是连续的过程和/或相对于系统358提供的疗法的应用进行同步。

鉴于以上描述的前述结构和功能特征，参考图8和9将更好地理解示例方法。虽然为了简化说明的目的，将示例方法示出和描述为连续执行，但是本示例不受所示顺序的限制，因为在其它示例中，一些动作可能以不同的顺序发生。此外，并非必须执行所有描述的动作来实现方法，并且其它动作可以与本文公开所示的那些动作组合。图8和9的示例方法可以被实现为可以存储在诸如可以是计算机程序产品的非瞬态计算机可读介质中的计算机可读指令。与这些方法对应的计算机可读指令也可以由处理器执行。

图8是描绘用于使用EM感测来生成几何形状信息的方法400的示例的流程图。该方法在(例如，由场发生器18、66、166、260)施加EM场的情况下在402处开始。可以响应于与方法400相关联的用户输入或自动触发器来启动该场。在404处，侵入性位置数据被存储在存储器中。侵入性位置数据表示一个或多个传感器(例如，EM传感器20、210、222)在由402处提供的电磁场定义的体积内的给定坐标系中的不同位置。

在406处，非侵入性位置数据被存储。例如，非侵入性位置数据表示多个控制点(例如，对应于EM传感器)在与一个或多个传感器电极(例如，传感器24、70、170、202、224或370)的位置相关联的给定坐标系中的不同位置。控制点可以对应于与传感器电极间隔预定距离的EM传感器的已知位置。在其它示例中，控制点中的一个或多个可以对应于与传感器电极同处一处的EM传感器的已知位置。每个传感器电极可以有一个EM传感器，或者可以有不同数量的EM传感器和传感器电极(例如，比传感器电极更少的EM传感器)。

在408处，计算内部几何形状数据(例如，由几何形状计算器26、80、180)。例如，基于表示患者身体内感兴趣区域的三维解剖表面的侵入性位置数据计算内部几何形状数据。内部几何形状数据为感兴趣的区域提供解剖模型。例如，内部几何形状数据可以通过描述给定3D坐标系中的顶点和边的多边形网格(例如，三角形网格)成为解剖表面的网格模型。因此，取决于被建模的表面(例如，心内膜和/或心外膜)的轮廓，网格可以包括凹面和凸面多边形。在410处，计算电极几何形状数据(例如，由几何形状计算器26、80、180)。基于表示患者身体外表面上多个电极(例如，传感器24、70、170、202或370)中的每一个的位置(例如，点，诸如质心)的非侵入性位置数据来计算电极几何形状数据。内部几何形状和电极几何形状可以定义诸如用于EM空间测量系统的公共3D坐标系中的几何形状数据。

因此，如本文所公开的，几何形状数据可以被存储在存储器中并且被重复使用以使得能够重建电描记图。内部几何形状数据和电极几何形状数据可以被聚合，使得多个电极中的每一个的位置和患者身体内的三维解剖表面处于公共坐标系中以使得能够进行重建。几何形状数据可以用于对测得的电信号进行正向和逆向计算，包括来自心脏的电心脏信号、来自躯干电极的电信号以及来自导管的电信号及其组合。

例如，在412处，可以从患者身体的外表面上的多个电极(例如，传感器24、70、170、202或370)感测电活动。电测量可以包括在一个或多个时间间隔期间的信号。在414处，基于内部几何形状数据和电极几何形状数据，由多个电极感测到的电活动被重建到患者身体内的解剖包络线上。因此，412处的重建可以基于身体表面测得的电活动的一个或多个间隔来生成，其中重建的电活动表示在一个或多个这样的时间间隔期间跨患者身体内的三维解剖表面的电活动。时间间隔还可以响应于用户输入而被选择。

如所提到的，通过使用EM传感器生成几何形状数据，可以将心脏电活动重建到心脏包络上。例如，在导管和身体表面电极两者上使用EM传感器，可以在没有成像的情况下准确地检测马甲(vest)电极和导管电极的位置。如上所述，这可以加速该过程(例如，由于减少的计算)以及降低与手术相关联的总体成本。因此，导管上的(一个或多个)EM传感器可以用于通过围绕感兴趣区域(诸如包括LA、RA、LV、RV心内膜腔室)移动导管来创建心脏表面。由于EM场具有低场强度并且可以安全地穿过人体组织，因此对象的位置测量是可能的，而没有光学空间测量系统的视线约束以及没有非光学成像模态的离子化。导管还可以被配置为具有电极或其它递送机制以消融组织和测量心内信号。

图9演示了可以利用的定位方法450的示例(例如，定位194、394)。方法450可以用于基于在多个已知空间位置中的每一个处感测到的电测量来定位患者身体内的电场源。场源可以包括一个或多个人工施加的场，诸如来自固定或可移动设备(例如，设备56、156、220、356)上的电极的场。在其它示例中，场源可以对应于生物信号，诸如QRS复合波或起搏信号期间的HIS束。每个这样的源可以表示具有偶极位置和力矩(方向和幅度)的偶极模型。(一个或多个)偶极模型可以经由优化函数被适配成基于以非侵入性、侵入性或混合非侵入性和侵入性方式获取的测得的电信号来确定场源的位置。

该方法在452处开始以定义空间坐标系。例如，坐标系例如是相对于患者的解剖体和/或EM测量系统被配准的三维坐标系。坐标系可以从处理包括传感器空间位置以及患者解剖体的图像数据导出。测量系统可以包括分布在围绕将要执行定位的区域的患者躯干的一部分上的传感器(例如，电极24、70、170、202、224或370)的布置。定位期间传感器的位置可以相对于用于定义坐标系的图像数据中的传感器位置是相同的或具有已知的空间关系。

在454处，测量电信号。在包括施加定位信号的时间期间测量电信号。定位信号可以是在未知位置处的体积(例如，患者身体)内的部位处施加的预定信号或以其它方式的确定性信号，其对应于被定位的源。为基于偶极的定位施加的信号可以是任何电信号，包括但不限于起搏信号、或者从导管递送到双极导线对的正弦或方波。

可以存在多于一个这种可以施加相应信号的源。当多于一个信号在被施加在在方法450期间被定位的不同部位处时，信号可以被区分。例如，为了使用起搏信号来检测多个偶极，可以在不同的时间实例对不同的导线对进行通电，以区分与不同导线位置对应的信号。为了使用正弦或方波来检测多个偶极，这些信号可以在不同的可识别时间(例如，识别出的时间戳)、以不同频率同时地或具有可被单独识别的其它信号特性被施加。测得的电信号可以存储在存储器中作为表示在相对于给定坐标系的多个已知位置中的每一个处测得的电信号(例如，由在先确定的位置处的传感器测得的)的测量数据(在452处)。

施加的定位信号可以从位于未知位置并要由定位方法450确定的一个或多个电极生成。一个或多个电极可以相对于彼此在预定位置处布置在探针上，诸如导管或其它设备。信号发生器可以施加可通过对本文公开的每个电极应用偶极模型来测量和定位的特定信号。例如，施加的信号可以是可与解剖生成的信号区分开的预定波形，诸如可以是可由电连接到被定位的(一个或多个)电极的信号源生成的脉冲、正弦波形等。例如，多余信号(例如，电描记图、噪声或其它信号)可以从测量中被过滤出。

在456处，该方法包括根据偶极模型的预定优化函数来确定偶极位置和力矩。即，在454处测得的电信号提供在优化函数中使用的已知值，以找到定义偶极相对于给定坐标系的位置和力矩的极值。如本文所公开的，定位方法450采用偶极模型成本函数，其具有表示用于定位施加的信号的源的偶极位置和力矩的参数(变量)。因此，偶极位置可以被计算为将偶极模型成本函数拟合为表示在坐标系中已知的每个传感器位置处测得的电信号的数据的优化问题(在452处)。在一些示例中，在456处的确定可以实现边界条件，如本文所公开的。附加地或替代地，偶极模型成本函数可以考虑在电极测量中存在的噪声(在454处)。

在458处，可以将确定的偶极的位置和力矩存储在存储器中。存储器可以包括可访问以便检索的任何本地或远程存储器(例如，易失性和/或非易失性存储器)，诸如用于由相同或不同的计算机使用。因此，存储的偶极位置可以表示定位的源的空间坐标。如所提到的，在一些示例中，存在可以在相同或不同探针上的多个源，并且可以对每个这种源在458处存储相应的位置。

在460处，源的位置被可视化，诸如在显示器、打印输出等(例如，92、192、392)中。例如，识别出的位置可以覆盖在患者的解剖体的图形图中，诸如经由该方法定位源所在的心脏或其它解剖区域。通过确定在公共坐标系中的偶极位置和图形图或(经由配准或变换的)偶极位置的可视化，以及携带在456处为其确定偶极位置的场源的设备，被促进。

在三维坐标系(在452处定义)中，在456处确定的偶极模型成本函数的未知参数可以包括偶极(r')的3D位置的空间坐标和偶极矩(p，具有幅度和方向)。这些未知参数可以作为测量的函数和对这些测量的已知空间位置来计算。此外，由于偶极力矩可以根据偶极位置来表达，如本文所公开的，因此模型的数学函数可以根据未知的偶极位置来表达。因此，偶极模型可以将移动偶极参数化为具有相对于给定坐标系的偶极位置参数和偶极力矩参数的向量。偶极定位的其它示例在以上结合的美国专利公开No.2016/0061599中公开。

鉴于前述结构和功能描述，本领域技术人员将理解，本发明的各部分可以实现为方法、数据处理系统或计算机程序产品。因此，本发明的这些部分可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例或组合软件和硬件的实施例的形式。此外，本发明的部分可以是在其上具有计算机可读程序代码的计算机可用存储介质上的计算机程序产品。可以利用任何合适的计算机可读介质，包括但不限于，静态和动态存储设备、硬盘、光学存储设备和磁存储设备。

本文还参考方法、系统和计算机程序产品的框图描述了本发明的某些实施例。应当理解的是，图示的方框以及图示中的方框的组合可以由计算机可执行指令来实现。这些计算机可执行指令可以被提供给通用计算机、专用计算机或其它可编程数据处理装置(或设备和电路的组合)的一个或多个处理器，以产生机器，使得经由处理器执行的指令实现在一个或多个方框中指定的功能。

这些计算机可执行指令还可以存储在计算机可读存储器中，其可以指示计算机或其它可编程数据处理装置以特定方式工作，使得存储在计算机可读存储器中的指令产生制造物，其中包括实现在一个或多个流程图方框中指定的功能的指令。计算机程序指令还可以加载到计算机或其它可编程数据处理装置上，以使得在计算机或其它可编程装置上执行一系列操作步骤，以产生计算机实现的过程，使得在计算机或者其它可编程装置上执行的指令提供用于实现在一个或多个流程图方框中指定的功能的步骤。

以上描述的是示例。当然，不可能描述每个可构想到的部件或方法的组合，但是本领域普通技术人员将认识到，许多进一步的组合和排列是可能的。因此，本发明旨在包括落入本申请(包括所附权利要求)的范围内的所有这样的改变、修改和变化。在本公开或权利要求叙述“一”、“一个”、“第一”或“另一个”元件或其等同物的情况下，它应当被解释为包括一个或多于一个这样的元件，既不要求也不排除两个或更多个这样的元件。如本文所使用的，术语“包括”意味着包括但不限于。术语“基于”意味着至少部分地基于。

Claims (20)

1.一种用于磁感测以提供几何形状信息的系统，包括：

电磁空间测量装置，包括：

响应于电磁场而提供传感器信号的可移动传感器，所述电磁空间测量装置提供表示可移动传感器在给定坐标系中的多个位置的第一位置数据；

多个静止传感器，每个静止传感器响应于电磁场而提供相应的传感器信号，所述电磁空间测量装置基于所述多个静止传感器中的每个静止传感器在给定坐标系中的位置来提供第二位置数据；处理器，被配置为：

基于第一位置数据计算内部几何形状数据，所述内部几何形状数据表示跨患者身体内的解剖表面分布的三维空间中的多个位置；

基于第二位置数据计算电极几何形状数据，所述电极几何形状数据表示身体的外表面上的多个电极中的每个电极的位置；以及

基于表征由多个电极从跨患者的身体的外表面分布的位置所感测的电活动的电活动数据、所述内部几何形状数据和所述电极几何形状数据将心脏电活动重建到心脏包络上。

2.如权利要求1所述的系统，还包括所述多个电极从跨患者身体的外表面分布的位置感测电活动。

3.如权利要求2所述的系统，其中所述处理器还包括与定位引擎对应的指令，以基于感测到的电活动来确定施加的信号在给定坐标系中的位置的估计。

4.如权利要求3所述的系统，其中所述定位引擎包括域转换符，所述域转换符包括查找表或变换部中的至少一个，所述查找表或变换部基于由所述多个电极感测到的电活动将感测到的所述多个电极的电活动转换成所述施加的信号在给定坐标系中的估计位置。

5.如权利要求1所述的系统，其中所述电磁空间测量装置还包括提供电磁场的电磁场发生器，以及其中所述系统还包括能够在电磁场内移动的探针设备，其中可移动传感器相对于探针设备是固定的。

6.如权利要求5所述的系统，其中所述电磁空间测量装置还包括在患者身体内静止位置处的侵入性电磁传感器，所述侵入性电磁传感器响应于电磁场提供对应的传感器信号，所述电磁空间测量装置基于对应的传感器信号提供表示侵入性电磁传感器在给定坐标系中的静止位置的位置数据。

7.如权利要求1所述的系统，其中电极的空间坐标进一步基于多个静止传感器中的每个静止传感器以及多个电极中的相应电极之间的已知空间关系来计算。

8.如权利要求7所述的系统，其中所述处理器计算内部几何形状数据以表示心脏表面网格。

9.如权利要求1所述的系统，其中所述多个电极相对于所述多个静止传感器处于预定的固定相对空间位置，所述处理器采用为所述多个静止传感器中的每个静止传感器确定的位置数据作为控制点以确定所述多个电极中的每个电极在给定坐标系中的位置。

10.如权利要求9所述的系统，其中所述多个静止传感器中的至少一个静止传感器定义在给定坐标系中与所述多个电极中的相应一个电极处于同一个位置的相应控制点。

11.如权利要求1所述的系统，其中所述多个静止传感器中的至少一个静止传感器在探针上携带，所述探针能够移动到与所述多个电极的至少一部分的位置对应的位置或驻留在包含所述多个电极的基板上的预定位置。

12.如权利要求1所述的系统，还包括：

信号发生器，以向位于由电磁场限定的体积内的探针设备上的电极提供电信号；以及

电测量系统，响应于所提供的电信号而提供表示由患者身体的外表面上的所述多个电极感测到的电活动的电测量数据；

输出发生器，基于电测量数据向显示器提供输出数据，以提供探针设备上的电极在给定坐标系中的位置的指示。

13.如权利要求12所述的系统，还包括所述多个电极从跨患者身体的外表面分布的位置感测电活动，其中所述处理器还包括与定位引擎对应的指令，以基于感测到的电活动确定施加的信号在给定坐标系中的位置。

14.一种用于磁感测以提供几何形状信息的方法，包括：

存储表示在给定坐标系中一个或多个传感器在由电磁场定义的体积内的不同位置的侵入性位置数据；

存储表示在给定坐标系中从一个或多个传感器的位置确定的多个控制点的不同位置的非侵入性位置数据；

基于侵入性位置数据计算内部几何形状数据，所述内部几何形状数据表示患者身体内的三维解剖表面；

基于非侵入性位置数据计算电极几何形状数据，所述电极几何形状数据表示患者身体的外表面上的多个电极中的每个电极的位置；以及

基于表征由多个电极从跨患者的身体的外表面分布的位置所感测的电活动的电活动数据、所述内部几何形状数据和所述电极几何形状数据将由所述多个电极感测到的电活动重建到患者身体内的解剖包络上。

15.如权利要求14所述的方法，还包括聚集所述内部几何形状数据和所述电极几何形状数据，使得多个电极中的每个电极的位置和患者身体内的三维解剖表面处于公共坐标系中以使得能够进行重建。

16.如权利要求14所述的方法，其中被重建到解剖包络的电活动表示在至少一个时间间隔期间跨患者身体内的三维解剖表面的电活动。

17.如权利要求14所述的方法，其中在不存在成像的情况下计算所述内部几何形状数据和所述电极几何形状数据。

18.如权利要求14所述的方法，还包括：

响应于经由位于患者身体内的电极施加电信号，提供表示由所述多个电极感测的电活动的电测量数据；以及

应用域转换符以将电测量数据转换成施加的电信号在给定坐标系中的估计位置。

19.如权利要求14所述的方法，其中计算所述内部几何形状数据以表示心脏表面的表面网格。

20.如权利要求14所述的方法，还包括：

向位于由电磁场限定的体积内的探针设备上的电极提供电信号；

响应于所提供的电信号，提供表示由患者身体的外表面上的所述多个电极感测到的电活动的电测量数据；以及

基于所述电测量数据显示电极在给定坐标系中的位置的指示。

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