CN110167438A - 用于将体内电读数重建成解剖结构的系统和方法 - Google Patents

Abstract

在一些实施例中，基于通过体内探头(例如，导管探头)在跨越体腔的多个不同定向的电磁场内移动对电压的体内测量来重建受试者的体腔形状。在一些实施例中，该方法将电极之间的距离用作空间校准标尺。利用该体内探头在不同位置进行的测量的位置通过将这些测量的电磁场的空间相干性用作约束而可选地相关。可选地，在不使用描述该体腔形状的详细参考(图像或模拟)的情况下执行重建。可选地，重建使用另外的信息来改进和/或约束该重建；例如：图像、模拟、附加电磁场和/或体腔标志的测量特征。可选地，重建考虑到时间相关的腔形状变化，例如相位变化(例如，心跳和/或呼吸)，和/或状态的变化，诸如受试者水合作用、水肿和/或心率。

Description

用于将体内电读数重建成解剖结构的系统和方法

相关申请

本申请根据35 USC§119(e)要求2017年1月12日提交的美国临时专利申请号62/445,433；以及2017年8月17日提交的美国临时专利申请号62/546,775的优先权权益；这些申请的内容通过援引以其全文并入本文。本申请涉及2016年10月25日提交的美国临时专利申请号62/412,324，该申请的内容通过援引以其全文并入本文。

背景技术

在本发明的一些实施例中，本发明涉及通过体内探头进行体腔导航的领域，并且更具体地涉及根据通过体内探头的测量来重建体腔形状。

心脏病学和其他医学领域中的若干医疗程序包括使用诸如导管探头等体内探头来到达针对性组织以便进行诊断和/或治疗，同时最小化程序侵入性。用于导管导航和治疗监测的早期基于成像的技术(诸如荧光镜检查)继续进行改进，并且现在加入了诸如电磁场引导的位置感测系统的技术。

发明内容

根据本披露内容的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔形状的方法，该方法包括：使用体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器来接收对这些交叉电磁场的测量，利用该探头在该体腔中的多个位置执行该测量；以及基于这些接收到的测量来重建该体腔的形状；其中，该重建包括将对这些交叉电磁场的测量分配到多个位置，使得姐妹位置之间的距离的可变性被最小化，其中，姐妹位置是分配给姐妹测量的位置，并且姐妹测量是由该体内探头上承载的彼此相距该已知距离的两个传感器基本上同时测量的对这些交叉电磁场的测量。

在一些实施例中，减小可变性的准则减小了姐妹位置的距离与该已知距离之间的差异。

在一些实施例中，该重建包括以分段保留方式将这些测量分配到多个位置。

在一些实施例中，该重建包括：通过可分解为不同空间频率的分量的测量到位置变换来将这些测量分配到多个位置，并且最小化该变换的高频率分量。

在一些实施例中，这些测量由三个或更多个传感器获得。

在一些实施例中，至少该三个或更多个传感器中的两个之间的距离是未知的。

在一些实施例中，这些体内探头传感器包括电极。

在一些实施例中，这些传感器测量电压。

在一些实施例中，这些测量包括电压测量。

在一些实施例中，该电压指示阻抗。

在一些实施例中，这些测量包括阻抗测量。

在一些实施例中，该体内探头包括多于两个传感器，这些传感器彼此相距预定距离地固定到该体内探头的刚性部分。

在一些实施例中，该体内探头灵活地改变这些传感器之间的距离，并且该方法包括测量指示该体内探头的弯曲的至少一个参数，并且其中，在该重建中使用的多个传感器的位置基于指示弯曲的参数进行调整。

在一些实施例中，这些传感器的位置包括这些传感器沿着该体内探头的多个区段的彼此相距预定距离的安排，其中，这些区段被配置成打开到展开构型直至这些预定距离。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

在一些实施例中，该方法包括接收指示对随时间变化的至少一个参数的测量的数据以及该体腔形状的变化；其中，重建包括使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的心跳相位。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的呼吸相位。

在一些实施例中，重建包括最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中，静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

根据本披露内容的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔形状的装置，该方法包括：计算机电路系统，该计算机电路系统被配置成使用体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器来接收对这些交叉电磁场的测量，利用该探头在该体腔中的多个位置执行该测量；以及基于这些接收的测量通过以下操作来重建该体腔的形状：将对这些交叉电磁场的测量分配到多个位置，使得姐妹位置之间的距离的可变性被最小化，其中，姐妹位置是分配给姐妹测量的位置，并且姐妹测量是由该体内探头上承载的彼此相距该已知距离的两个传感器基本上同时测量的对这些交叉电磁场的测量。

在一些实施例中，该计算机电路系统被配置成最小化姐妹位置的距离与该已知距离之间的差异，以重建该体腔的形状。

在一些实施例中，该计算机电路系统被配置成以分段保留方式将这些测量分配到多个位置。

在一些实施例中，该计算机电路系统被配置成在最小化可分解为不同空间频率的分量的测量到位置变换的高频率分量之后，通过该变换来将这些测量分配到多个位置。

在一些实施例中，该装置进一步包括该体内探头。

在一些实施例中，该体内探头包括三个或更多个传感器。

在一些实施例中，至少该三个或更多个传感器中的两个之间的距离是未知的。

在一些实施例中，这些体内探头传感器包括电极。

在一些实施例中，这些传感器测量电压。

在一些实施例中，该体内探头包括多于两个传感器，这些传感器彼此相距预定距离地固定到该体内探头的刚性部分。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

在一些实施例中，该计算机电路系统被配置成接收指示对随时间变化的至少一个参数的测量的数据以及该体腔形状的变化；以及使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

在一些实施例中，该计算机电路系统被配置成最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

根据本披露内容的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔的形状的方法，该方法包括：使用安装在探头上的彼此相距已知距离的两个传感器来接收利用该探头在该受试者的体腔内的不同位置获得的对这些交叉电磁场的测量；以及基于这些接收到的测量来重建该体腔的形状；其中，该重建包括使用分段保留变换，以基于这些接收到的测量和该已知距离来为在该探头的不同位置中的每一个位置处的两个传感器中的每一者分配位置。

在一些实施例中，该重建包括：通过可分解为不同空间频率的分量的测量到位置变换来将这些测量分配到多个位置，并且最小化该变换的高频率分量。

在一些实施例中，这些测量由三个或更多个传感器获得。

在一些实施例中，至少该三个或更多个传感器中的两个之间的距离是未知的。

在一些实施例中，这些体内探头传感器包括电极。

在一些实施例中，该体内探头包括彼此相距预定距离地安排在该体内探头的刚性部分上的多于两个传感器。

在一些实施例中，该体内探头灵活地改变这些传感器之间的距离，并且该方法包括测量指示该体内探头的弯曲的至少一个参数，并且其中，在该重建中使用的多个传感器的位置基于指示弯曲的参数进行调整。

在一些实施例中，该多个传感器的位置包括这些传感器沿着该体内探头的多个区段的彼此相距预定距离的安排，其中，这些区段被配置成打开到展开构型直至这些预定距离。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

在一些实施例中，重建包括使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的心跳相位。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的呼吸相位。

在一些实施例中，重建包括最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中，静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

根据本披露的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔的方法，该方法包括：使用安装在探头上的彼此相距已知距离的两个传感器来接收用体内探头在该受试者的体腔内的不同位置处获得的对交叉电磁场的测量；以及基于这些接收到的测量来重建该体腔的形状；其中，该重建包括基于这些接收的测量、该已知距离、以及对将这些位置分配给这些场测量的相干性约束来为在该探头的不同位置中的每个位置处的两个传感器中的每一者分配位置。

在一些实施例中，这些测量由三个或更多个电极获得，并且并非这些电极之间的所有这些距离都是已知的。

在一些实施例中，这些体内探头传感器包括电极。

在一些实施例中，这些传感器测量电压。

在一些实施例中，该电压指示阻抗。

在一些实施例中，该体内探头是导管探头。

在一些实施例中，该体腔包括哺乳动物心脏的腔室。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括在该体腔内交叉的多个时变电磁场，由此该腔中的每个区域由相对于这些时变电磁场的不同组电压值表征。

在一些实施例中，该重建该体腔形状包括将该体腔周围的组织的特性与该重建的体腔形状的位置相关联。

在一些实施例中，该相关联包括将测量到的特性与该重建的体腔形状的位置相关联。

在一些实施例中，与组织特性相关联的重建的体腔形状的位置包括该重建的体腔形状的外围的位置。

在一些实施例中，该体内探头包括彼此相距预定距离地安排在该体内探头的刚性部分上的两个或更多个传感器。

在一些实施例中，该体内探头灵活地改变这些传感器之间的距离，包括测量指示该体内探头的弯曲的至少一个参数，并且其中，在该重建中使用的多个传感器的位置基于指示弯曲的参数进行调整。

在一些实施例中，这些传感器的位置包括传感器沿着该体内探头的多个区段的彼此相距预定距离的安排，其中，这些区段被配置成打开到展开构型直至这些预定距离。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括从体表电极建立并且在该体腔内相交的至少四个电磁场。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

在一些实施例中，重建包括使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的心跳相位。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的呼吸相位。

在一些实施例中，重建包括最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中，静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

根据本披露内容的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔的形状的方法，该方法包括：使用安装在探头上的彼此相距已知距离的两个传感器来接收利用该探头在该受试者的体腔内的不同位置获得的对这些交叉电磁场的测量；以及基于这些接收到的测量和该已知距离来重建该体腔的形状；其中，该重建包括使用变换，以基于这些接收到的测量来为在该探头的不同位置中的每个位置处的两个传感器中的每一者分配位置，其中，该变换被约束为最小化由该变换生成的姐妹位置之间的距离的空间分布的高空间频率分量，其中，姐妹位置是分配给姐妹测量的位置，并且姐妹测量是由该体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器基本上同时测量的对这些交叉电磁场的测量。

在一些实施例中，该重建包括将对这些交叉电磁场的测量分配到多个位置，使得姐妹位置之间的距离根据减小姐妹位置之间的距离的可变性的准则在该体腔重建中变化。

在一些实施例中，这些测量由三个或更多个传感器获得。

在一些实施例中，至少该三个或更多个传感器中的两个之间的距离是未知的。

在一些实施例中，这些体内探头传感器包括电极。

在一些实施例中，该体内探头包括彼此相距预定距离地安排在该体内探头的刚性部分上的两个或更多个传感器。

在一些实施例中，该体内探头灵活地改变这些传感器之间的距离，并且该方法包括测量指示该体内探头的弯曲的至少一个参数，并且其中，在该重建中使用的多个传感器的位置基于指示弯曲的参数进行调整。

在一些实施例中，该多个传感器的位置包括这些传感器沿着该体内探头的多个区段的彼此相距预定距离的安排，其中，这些区段被配置成打开到展开构型直至这些预定距离。

在一些实施例中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

在一些实施例中，重建包括使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的心跳相位。

在一些实施例中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的呼吸相位。

在一些实施例中，重建包括最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中，静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

根据本披露内容的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔形状的方法，该方法包括：使用体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器来接收对这些交叉电磁场的测量，利用该探头在该体腔中的多个位置执行该测量；接收指示对随时间变化的至少一个参数的测量的数据以及该体腔形状的变化；以及基于这些接收到的测量来重建该体腔的形状；其中，该重建包括使用最小化静态测量被变换到的物理空间的体积的变换来将对这些交叉电磁场的测量分配到多个位置，其中，静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

在一些实施例中，该变换进一步在该体腔重建中最小化姐妹位置之间的距离的可变性；其中，姐妹位置是分配给姐妹测量的位置，并且姐妹测量是由该体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器基本上同时测量的对这些交叉电磁场的测量。

根据本披露内容的一些实施例，提供了一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场内的电压的体内测量来重建受试者的体腔形状的方法，该方法包括：从体内探头上承载的多个相互间隔开的传感器测量电压；以及基于该测量来重建该体腔的形状；其中，该重建包括基于以下两者将这些测量的电磁场电压分配到重建的体腔形状位置：该多个相互间隔开的传感器相对于彼此的位置，以及用于分配到该重建的体腔形状中的位置的测量的电磁场电压的空间相干性的至少一个准则。

根据本披露内容的一些实施例，这些体内探头传感器包括电极。

根据本披露内容的一些实施例，该体内探头是导管探头。

根据本披露内容的一些实施例，该体腔包括哺乳动物心脏的腔室。

根据本披露内容的一些实施例，该多个交叉电磁场包括在该体腔内交叉的多个时变电磁场，由此该腔中的每个区域由相对于这些时变电磁场的不同组电压值表征。

根据本披露内容的一些实施例，该重建该体腔的形状包括将该体腔周围的组织的特性与该重建的体腔形状的位置相关联。

根据本披露内容的一些实施例，该相关联包括将该测量的特性与该重建的形状的位置相关联。

根据本披露内容的一些实施例，该重建的形状的位置包括在该重建的形状的壁处的位置。

根据本披露内容的一些实施例，该多个相互间隔开的传感器的位置包括这些传感器彼此相距预定距离地沿着该体内探头的线性安排。

根据本披露内容的一些实施例，该体内探头灵活地改变这些相互间隔开的传感器之间的距离，包括测量指示该体内探头的弯曲的至少一个参数，并且其中，在该重建中使用的多个相互间隔开的传感器的位置基于指示弯曲的参数进行调整。

根据本披露内容的一些实施例，该多个相互间隔开的传感器的位置包括这些传感器沿着该体内探头的多个区段的彼此相距预定距离的安排，其中，这些区段被配置成打开到展开构型直至这些预定距离。

根据本披露内容的一些实施例，该多个交叉电磁场包括从体表电极产生并且在该体腔内交叉的至少四个电磁场。

根据本披露内容的一些实施例，该多个交叉电磁场包括在这些相互间隔开的传感器的电极之间产生的至少一个电磁场。

根据本披露内容的一些实施例，重建包括使用时变参数将这些电磁场电压与变化的体腔形状的特定状态关联。

根据本披露内容的一些实施例，该至少一个时变参数包括该受试者的心跳相位。

根据本披露内容的一些实施例，该至少一个时变参数包括该受试者的呼吸相位。

根据本披露内容的一些实施例，该至少一个时变参数包括由以下各项组成的组中的一者或多者：该受试者的水合状态、该受试者的心率、以及该体腔周围组织的水肿状态。

根据本披露内容的一些实施例，至少部分地基于在该体内探头相对于该体腔形状的一部分固定时测量到的电磁场电压来重建该变化的体腔形状的特定状态，包括基于将这些电磁场电压的位置与该体腔形状的部分的位置关联的约束进行重建。

根据本披露内容的一些实施例，至少部分地基于将在该体内探头相对于该体腔形状的一部分固定时在测量区域中测量到的电磁场电压与在该体内探头并非如此固定时在同一测量区域中测量到的电磁场电压进行比较来重建变化的体腔形状的特定状态。

根据本披露内容的一些实施例，至少部分地基于针对由该至少一个时变参数指示的条件建模的体腔的形状来确定该变化的体腔形状的特定状态。

根据本披露内容的一些实施例，该重建包括使用在身体内建立的不同定向的电磁场的模拟来将该时变参数与这些电磁场电压的关联约束到该变化的体腔形状的特定状态。

除非另有限定，否则本文中所使用的所有技术和/或科学术语具有如本发明所属技术领域的普通技术人员所通常理解的相同含义。尽管类似或等同于本文中所描述的那些的方法和材料可以用于本发明的实施例的实践或测试中，但是以下描述了示例性方法和/或材料。在冲突的情况下，以本专利说明书(包括定义)为准。此外，这些材料、方法和示例仅是说明性的，并且旨在是必然限制性的。

如将由本领域的技术人员理解，本发明的各方面可以具体化为一种系统、方法或计算机程序产品。因此，本发明的各方面可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(包括固件、驻留软件、伪代码等)或者在本文中通常被称为“电路”、“模块”或者“系统”的组合软件和硬件方面的实施例(例如，可以使用“计算机电路系统”来实施方法)的形式。此外，本发明的一些实施例可以采取在一个或多个计算机可读介质中具体化的计算机程序产品的形式，这些计算机可读介质具有在其上具体化的计算机可读程序代码。本发明的一些实施例的方法和/或系统的实施方式可以涉及手动地、自动地或以其组合执行和/或完成所选任务。此外，根据本发明的方法和/或系统的一些实施例的实际仪器和设备，若干所选任务可以通过硬件、通过软件或通过固件和/或通过其组合例如使用操作系统来实施。

例如，用于执行根据本发明的一些实施例的所选任务的硬件可以被实施为芯片或电路。作为软件，根据本发明的一些实施例的所选任务可以被实施为通过计算机使用任何合适的操作系统来执行的多个软件指令。在本发明的示例性实施例中，根据如本文所述的方法和/或系统的一些示例性实施例的一个或多个任务通过数据处理器(诸如用于执行多个指令的计算平台)来进行。可选地，该数据处理器包括用于存储指令和/或数据的易失性存储器和/或用于存储指令和/数据的非易失性存储设备，例如磁性硬盘和/或可移动介质。可选地，还提供网络连接。可选地，还提供显示器和/或诸如键盘或鼠标的用户输入设备。这些实施方式中的任一者在本文中更一般地被称为计算机电路系统的实例。

一个或多个计算机可读介质的任何组合可以用于本发明的一些实施例。计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。计算机可读存储介质可以是例如但不限于电子的、磁性的、光学的、电磁的、红外的或半导体系统、装置或设备、或者前述各项的任何合适的组合。计算机可读存储介质的更具体的示例(非详尽列表)将包括以下各项：具有一条或多条导线的电连接、便携式计算机磁盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM或闪存存储器)、光纤、便携式光盘只读存储器(CD-ROM)、光存储设备、磁存储设备、或者前述各项的任何合适的组合。在本文档的上下文中，计算机可读存储介质可以是可包含或存储用于由指令执行系统、装置或设备使用或与指令执行系统、装置或设备结合使用的程序的任何有形介质。

计算机可读信号介质可以包括具有在其中(例如，在基带中或作为载波的一部分)具体化的计算机可读程序代码的传播数据信号。这种传播信号可以采取多种形式中的任何一种，包括但不限于，电磁的、光学的或其任何合适的组合。计算机可读信号介质可以是并非计算机可读存储介质并且可以通信、传播、或输送程序以由指令执行系统、装置或设备使用或与指令执行系统、装置或设备结合使用的任何计算机可读介质。

在计算机可读介质上具体化的程序代码和/或由其使用的数据可以使用任何适当的介质来传输，该适当的介质包括但不限于无线、有线、光纤电缆、RF等或者前述各项的任何合适的组合。

用于执行针对本发明的一些实施例的操作的计算机程序代码可以按一种或多种编程语言的任何组合来编写，这些编程语言包括面向对象编程语言(诸如Java、Smalltalk、C++等)以及常规程序编程语言(诸如“C”编程语言或类似的编程语言)。程序代码可以完全地在用户的计算机上执行、部分地在用户的计算机上执行、作为独立软件包执行、部分地在用户的计算机上执行并部分地在远程计算机上执行、或完全地在远程计算机或服务器上执行。在后一种情况下，远程计算机可以通过包括局域网(LAN)或广域网(WAN)的任何类型网络连接到用户的计算机，或者可以进行与外部计算机的连接(例如，使用互联网服务提供商通过互联网来实现)。

本发明的一些实施例可以如下参考根据本发明的实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图说明和/或框图来描述。应当理解的是，流程图说明和/或框图的每个框以及流程图和/或框图中的框的组合可以通过计算机程序指令来实施。这些计算机程序指令可以提供给通用计算机、专用计算机的处理器或者其他可编程数据处理装置以产生机器，使得经由计算机的处理器或其他可编程数据处理装置来执行的指令创建用于实施流程图和/或框图的一个或多个框中指定的功能/动作的手段。

这些计算机程序指令还可以存储在计算机可读介质中，该计算机可读介质可以指导计算机、其他可编程数据处理装置、或其他设备以用特殊的方式发挥功能，从而使得存储在该计算机可读介质中的指令产生包括指令的制品，这些指令实施一个或多个流程图框和/或框图框中指定的功能/动作。

计算机程序指令还可以被加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上，以引起在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行一系列操作步骤以产生计算机实施的过程，使得在计算机或其他可编程装置上执行的指令提供用于实施在一个或多个流程图框和/或框图框中指定的功能/动作的过程。

附图说明

仅通过示例的方式，本文中参考附图描述了本发明的一些实施例。现在具体详细参考附图，应该强调，所示出的细节是通过示例的方式并且是出于对本发明的实施例的说明性论述的目的。在这方面，利用附图所做的描述使可以如何实践本发明的实施例对本领域的技术人员显而易见。

在附图中：

图1A是根据本披露内容的一些示例性实施例的用于使用体内探头重建体腔图的方法的示意流程图；

图1B是根据本披露内容的一些示例性实施例的用于将重建的体腔图连同体内探头一起使用的方法的示意流程图；

图1C是根据本披露内容的一些示例性实施例的基于来自体内探头的数据而更新重建的体腔图的方法的示意流程图；

图2示意性地表示经由电压/空间映射而映射到表示心脏的左心房腔室的空间所示出的电压样本云的样本位置。

图3A至图3C示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的在交叉电磁场内测量到的电压的空间分布随诸如组织运动等变化条件的变化；

图4示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的相对于人体的坐标系，该坐标系包括心脏区域中的电磁场限”定的坐标系；

图5A至图5B分别示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的呼吸相位θ随时间的变化以及身体组织在呼吸过程期间移动的相关位置变化；

图5C至图5D分别示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的心跳相位随时间的变化以及身体组织通过心跳移动的相关位置变化；

图5E示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的随心跳相位和呼吸相位θ而变的位置P_x随时间的变化；

图6示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的使用体内探头在体腔内收集附加位置数据的模式；

图7示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的定位在身体上的用于产生体内映射和/或导航所使用的电磁场的体表电极；

图8A至图8B示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的由体表电极产生的主电磁场的方向；

图9A至图9B示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的由体表电极产生的若干辅电磁场的方向；

图10示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的在体腔组织的病变期间体腔的重建图的改进和使用；

图11示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的对重建服务模块的输入以及由重建服务模块执行的功能；并且

图12示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的与重建服务模块一起使用的导管导航和治疗系统。

具体实施方式

在本发明的一些实施例中，本发明涉及通过体内探头进行体腔导航的领域，并且更具体地涉及根据通过体内探头的测量来重建体腔形状。

概述

本发明的一些实施例的一方面涉及基于来自多个传感器(例如，体内探头，其携带相对于体内探头的几何形状占据已知间隔位置的诸如电极的多个传感器)的测量来重建受试者(例如，经历导管插入程序的患者)的体腔形状。在一些实施例中，重建过程由对多个传感器的相对位置的已知空间约束来指导。可选地，作为重建过程的一部分，将由空间约束限定的局部空间校准与对测量的空间相干性的约束结合使用。空间相干性的概念在副标题“对重建的相干性约束”下的段落中进行解释。

如本文所使用，使用术语“重建”(以及相关词形式，例如“重建(reconstruct)”和“重建(reconstructing)”)来指示基于用作目标内的位置的指示的位置数据而生成目标的三维(3-D)形状的表示的过程和/或过程产物。在本文中，目标“内”的位置应被理解为包括目标的外围和/或表面位置。

在一些实施例中，重建包括从位置数据空间中的一组测量(例如，对多个可区分的电磁场的测量，其中，每个场对位置数据空间贡献至少一个维度)映射到进行这些测量的物理空间中的相应位置。测量的集合可选地被称为“V云”；也就是说，测量空间中的测量的云。在一些实施例中，电压测量和/或阻抗测量可以用作对电磁场的测量(可选地，时变电压的测量用作阻抗的指示)。更一般地，表征电磁场的每个参数可以用于测量电磁场。在此，术语“物理空间”用于指代目标延伸的物理位置的范围，并且术语“测量空间”用于指代测量延伸的范围。物理空间是至少三维的，因为它具有高度、宽度和深度(并且可选地还有时间)，并且测量空间的维度取决于用于测量的频率的数量，其中每个频率对应于一个维度。形成V云的测量被变换到的物理空间中的位置的集合可选地被称为“R云”。在一些实施例中，重建的3-D形状被表示为3-D网格，例如，界定R云中的所有位置的3-D网格。可选地，3-D网格由在R云上滑动的球体或其他几何形状的路径限定；其中，球体的大小限定球体可以在网格点之间穿透得多深，使得网格表面相对平滑。

在本发明的一些实施例中，将要重建其形状的目标(在本文中通常称为“目标”)是体腔；其中，由位置数据指示的位置包括体腔形状内的位置。重建的表示对至少目标的形状进行建模。可选地，重建的表示表示与目标形状相关联的附加目标特性，例如组织类型、电特性和/或介电特性、或者另一特性。

重建过程可选地由诸如模板形状的另外信息补充，该模板形状被变换以匹配可用位置数据和/或用作可用位置数据所变换至的模板形状。在一些实施例中，重建的表示包括和/或可呈现为目标形状的图像。例如，对体腔建模的重建的3-D表示使用3-D渲染软件而渲染成体腔的图像。可选地，在产生重建的表示的图像之前，重建的3-D表示经受其位置数据的预处理变换(例如，展开、整平或另一变换)。

本文所使用的术语“位置数据”通常是指用于确定空间位置的数据。在一些实施例中，所使用的至少一些位置数据是以在探头的当前位置处对组织环境的一个或多个物理特征的测量的形式而获得的。在一些实施例中，探头是电极探头，并且测量是电测量。另外地或替代性地，位置数据包括图像数据。位置数据也可以被提供为约束，例如，以向其他位置数据提供上下文并且帮助限定位置数据所指示的空间位置。

在本文中，术语“约束”在若干描述中用于指代对从测量空间到物理空间的变换施加的条件。约束可以反映限制可能的测量、位置(在物理空间中)以及测量与位置之间的关系的信息和/或假设。约束可选地不用作“硬性约束”，即，有时它们可能未被完全遵守，例如，来自多个电极的同时测量可以被“约束”为分配到彼此分开固定距离的位置，但是实际上可以分配到距离略有不同的位置。这可能由于例如测量误差、竞争约束、用于最小化分配位置的误差的算法的特征等而发生。如本文所使用，术语“最小化”及其变形(诸如最小化(minimizing)、最小化(minimization)等)是指在给定条件下尝试达到最小可能值，但是不保证尝试完全成功。例如，在一些实施例中，利用收敛准则迭代地执行最小化，从而确定何时停止迭代。应用不同的收敛准则可能导致更小的值(例如，通过在最小化上花费更长的计算时间)。尽管如此，所获得的值仍被称为最小化，但可以例如通过不同的最小化机制、通过不同的收敛条件等找到更小的值。

在一些实施例中，体内探头是在体腔内移动到不同位置的导管探头(例如，心室，诸如哺乳动物心脏的心房)，在这些不同位置处从多个传感器获取多组测量。这种“组”可选地被认为包括在基本上同时和/或在导管探头基本上保持在相同位置时进行的测量，使得每个组的成员可以通过应用相互位置约束(诸如已知的相对距离)而彼此相关。

在一些实施例中，多个传感器是进行测量的设备的探头承载式检测元件；例如，电极或另一设备，例如磁场传感器、声场检测器、光子检测器等。适用于与本发明的一些实施例一起使用的传感器产生的位置数据包括感测数据，该感测数据“标记”或以其他方式帮助识别被数据获取传感器占据的特定位置。在一些实施例中，该识别基于感测电压、声音(例如，超声)、磁力、电磁辐射、粒子辐射的一个或多个人工建立的场和/或另一场内的位置。在本文中，使用基于电极的电压感测作为主要示例，但是应当理解，其他位置感测方法可选地与本文所述的方法一起使用、根据需要进行改变。

为了重建的目的，对单独或组合地被视为识别体腔内的特定位置的一个或多个参数进行测量。可选地，这些参数在特定条件(例如，心跳相位和/或呼吸相位)下被视为特定位置的标识符。在一些实施例中，测量包括对交叉的时变电磁场内的电压的测量。为了区分场，在一些实施例中，交叉电磁场以可区分的频率变化。如本文所使用，交叉场(crossedfield)或交叉场(crossing field)是在彼此不平行也不反平行的方向上定向的场，使得每个场的方向与所有其他场的方向交叉。如果交叉场的数量不小于空间的维度，则交叉场可以允许向空间中的每个点分配场值的唯一组合。因此，为了映射三维空间，需要至少三个交叉场，并且可以使用更多交叉场。与仅利用三个交叉场可实现的鲁棒性相比，更大数量的交叉场可以提供可用于例如噪声降低和改进鲁棒性的信息。在一些实施例中，交叉电磁场的电压梯度用于限定指示空间位置随测量到的电压而变的轴线。由于电压梯度通常是弯曲的和/或以其他方式不规则的，因此变换到轴线限定的位置通常依赖于使用某种形式的变换。可选地，变换是动态的(例如，随接触质量、运动伪像等而改变)。

在一些实施例中，重建体腔形状以获得由周围组织限制其范围的空隙区域(例如，心室、血管腔、胃肠道空间和/或泌尿道腔)的表示。另外地或替代性地，周围组织的特性也被包括在重建中，例如通过将附加测量与体腔形状的边界处的位置相关联。附加测量可以是对电磁场测量的补充，例如对电活动的测量。特性可以包括组织的测量状态，诸如心肌电活动、组织的介电特性、硬、软和/或空隙填充的身体结构的附近位置等。

在一些实施例中，体腔形状的重建和/或使用重建在体腔中的导航可以通过计算一组测量X中的每个测量x得到Y的变换函数T(x)来获得；其可以是例如体腔的重建(例如，如果寻求重建的话)或者重建内的位置(例如，如果要引导导航的话)。测量X可以包括从安装在体腔内移动的探头上的多个不同传感器(例如电极)获得的测量。将测量空间中的测量变换为物理空间中的位置的变换函数在本文中可以称为测量到位置变换。

在一些实施例中，体腔的预先获取的图像和/或其他数据可以是可用的，例如体腔的CT图像，并且用于体腔中的重建和/或导航。例如，它可以用于模拟目标中的不同区域处的预期电压梯度，并且这个标识可以用作对变换的约束，例如当测量(例如，两个电极之间的)给定电压梯度时，将其变换至模拟存在相同(或类似)梯度的区域的变换将优先于将其变换至其他区域的变换。

在一些实施例中，本文描述的用于重建的方法可以用于更新身体部位的预先获取的图像(例如，预先获取的解剖图像，例如CT图像)，以考虑身体部位中从获取图像的时间发生的变化。例如，在获得CT图像之后，可以对患者进行治疗(例如，通过提供药物或其他程序)，这可以改变身体部位(例如，使例如心脏扩张或收缩可以改变随心跳速率而变的平均大小、随心跳周期而变的瞬时大小或者出于其他原因)，可以例如基于对改变的身体部位的一组测量来计算这种变化。计算的变化可以应用于预先获取的解剖图像以重建更新的解剖图像，该更新的解剖图像可以对应于身体部位的当前状态。还可以更新由不同的体内探头映射方法、可选地相同的映射方法执行的先前重建。

在一些实施例中，体腔形状的重建和/或体腔中的导航(其可以基于重建进行引导)可选地包括对应当如何使用该组测量来执行重建施加不同的约束。约束可以包括例如本文描述的任何合适的约束或者其两个或更多个的组合。关于身体部位的重建所描述的一个或多个约束可以用于身体部位中的导航，例如在诊断和/或治疗程序期间探头在该部位中的导航。

对重建的局部空间位置约束

在一些实施例中，可以通过首先假设局部空间位置约束来获得体腔形状的重建和/或体腔中的导航，这些局部空间位置约束与应用于各组测量的物理条件(比如在进行测量时测量传感器的已知相对距离)一致。在一些实施例中，这个假设与多维定标(MDS)算法的使用相结合。MDS算法是指一类算法，其中，将对象(在一些实施例中，电压的测量)放置在N维空间(例如，如本文所述，体腔的三维空间)中，使得尽可能地保留对象间距离(考虑到所有其他可能竞争的约束)。在一些实施例中，体内探头上的传感器的几何构型提供对象间距离，从而允许将MDS方法用于重建身体部位。

在一些实施例中，每组测量包括从探头上的多个不同测量位置进行的测量(例如，由传感器位置限定的测量位置，例如：安装在探头上的电极)；基本上同时和/或当探头保持在基本上相同的位置时进行的测量。此外，在一些实施例中，探头上的不同测量位置具有彼此已知的空间关系，在一些实施例中，这些空间关系包括局部空间位置约束。可以基于这些已知的空间关系来指导体腔形状的重建；例如，在一些实施例中，可以计算一组测量X上的变换函数T(x)，使得|T(x_i)-T(x_j)|≈d_ij；d_ij是电极_i与电极_j之间的距离。

例如，在一些实施例中，由于安装有电极的体内探头的固定几何形状，电极各自彼此相距已知距离和/或角度。替代性地，在一些实施例中，电极在可变相对位置，并且所考虑的变化是基于诸如部署参数的信息(例如，在测量时刻如何展开篮形体内探头)和/或基于进一步测量(例如，对作为探头变形的指示的力、作为电极间距离的指示的电极间电导等的测量)。可选地，还使用对测量位置的相对取向的附加约束。这些约束可选地是例如从对程序本身的几何/解剖学约束已知的。

可选地，每组中的测量是基本上同时的。在本文中，“基本上同时”应当理解为意味着可以在以下情况下获得每组的测量：

·实际上同时(即，部分或完全重叠的测量周期)，

·在时间上足够接近，使得可以忽略在获取该组期间体内探头的运动，和/或

·在时间上足够接近，使得在对一组测量的采样期间由于小运动而引起的偏斜可以在必要时被可靠地剔除和/或调整(例如，通过使用时间相邻样本的时间加权平均)。

可选地，测量的集合被认为是在相对位置相互约束的一组测量(例如，例如通过使用编码器等而固定在特定的相对距离和/或相对角度、在可变但已知的距离或角度)，而不要求实质上同时进行测量。例如，在体内探头的一部分保持锚定在一个或多个区域处时，可选地从体内探头多次进行多次测量。然后可以应用其他体内探头部分的相对移动来确定相对位置约束，假设这些相对移动已知的(例如，通过使用移动编码器)。这些测量通过使用固定的锚定和已知的弯曲参数而可选地彼此相关以提供校准。由此可以理解，并且应当理解通常应用的是，测量被可选地视为多“组”测量的成员，其中每组的成员可以通过应用不同的相互位置约束而彼此相关。

为简单起见，并且为了本文的描述的目的，在示例中经常使用来自固定形状探头的相应电极的多组同时测量。然而，应当理解，在本发明的一些实施例中可选地使用传感器的其他配置和/或获得空间校准的“标尺”以约束它们之间的距离的其他方法。在一些实施例中，可以使用约束的距离来确保重建目标形状，使得电极之间的距离(例如，以mm为单位)在重建的形状周围保持大致相同，即使它们的读数(例如，以mV为单位)之间的差异在不同位置之间变化显著。例如，在一些实施例中，即使相同电极之间的电压梯度变化10倍或更多，导管的长度也被重建为在±15％内保持相同。

对重建的相干性约束

在一些实施例中，可以通过对一组测量施加相干性约束(例如，相干性模型)来获得体腔形状的重建和/或使用这种重建在体腔中的导航。

在本发明的一些实施例中，将相干性约束添加到对分配给传感器的相对位置(例如，电极位置)的约束。例如：假设在空间中的附近区域处进行两次测量以产生在某个度量下也“接近”的测量值。类似地，可以约束测量到位置的变换，使得在某个度量下，“接近”值的每两次测量被变换到彼此接近的位置。在一些实施例中，由彼此分开固定距离的两个电极(例如，因为它们固定到刚性探头部分上)基本上同时测量到的电压可以称为姐妹测量；分配给这种测量的位置可以称为姐妹位置；并且姐妹位置之间的距离可以称为姐妹距离。可以设置相干性准则以要求姐妹距离在整个体腔上平滑地变化。例如，当姐妹距离的空间分布可分解成具有不同空间频率的分量时，可以获得用于找到产生姐妹距离的平滑变化的变换的算法。该算法随后可以对产生高频率分量的姐妹距离分布的变换进行惩罚，并且可以(通过减少高频率分量对姐妹距离的分布的贡献)最小化整体惩罚以便找到相干性变换。例如，可以对每个分量设置惩罚，并且惩罚可以随着分量频率的增加而增加。以这种方式，仅包括低频率分量的分布将几乎不会受到惩罚，并且包括非常高频率分量的那些分布将受到严重惩罚。可以应用最小化程序以最小化惩罚，以找到导致平滑地变化(即，主要具有小频率分量)的姐妹距离的变换，这是相干性准则的示例。此外，相干性准则可选地受电压梯度的方向影响(即，梯度方向的变化越小，“越相干”)和/或受梯度本身(和/或其方向)的变化率和/或任何更高阶的梯度导数影响。

测量距离以便限定相干性的度量可以是例如欧几里德距离。在一些实施例中，度量可以是“自然”距离，如下文所解释。在一些实施例中，度量可以是测量限定的矢量空间(即，包括多个不同的测量参数作为矢量分量的矢量空间)中的距离，但是也可以比其更复杂。

更一般地，相干性约束可以表示为ΔX_ij∝ΔY_ij，其中ΔX_ij是X(例如，相对于多个交叉的电压梯度限定的轴线，对电压的变化测量)中的测量值的两个位置i、j之间的变化，并且ΔY_ij是将要重建的体腔内的两个位置i、j之间的空间位置(例如，在合适的度量下，距离)Y的变化。

比例符号∝应被理解为指代任何合适的相干性度量和/或算法(相干性模型)，而不一定是恒定的一致比例。例如，可选地允许比例参数在测量值的域上变化。在一些实施例中，相干性模型允许比例参数平滑地变化和/或根据预期行为的模型变化，例如，在除了映射空间的边缘或其他特定区域附近之外的任何地方平滑地变化。

在物理空间或测量空间中，距离不一定是直接欧几里德距离。在一些实施例中，例如，测量可以形成测量云(例如，在一些测量矢量空间中)，并且测量所变换至的空间位置可以形成位置云。在一些实施例中，两次测量之间的自然距离可以被限定为在两次测量之间的仅通过测量云的最短路径的长度。仅通过云的路径在本文中被称为云内路径。类似地，两个空间位置之间的自然距离可以被限定为在两个空间位置之间的仅通过位置云的最短路径(即，空间中的最短云内路径)的长度。在一些实施例中，测量云可以被分段，在这个意义上说，它包括不同的区段；例如，连接到多个外围区段中的每一者的中心区段。外围区段可以仅通过从一个区段进入中心区段并从其离开而回到另一区段的通路进行互连。在这种实施例中，两个外围区段可以具有在欧几里德意义上接近的点(例如，测量)，但是它们之间的自然距离很长，因为它们之间的每个云内路径经过中心区段。在这种实施例中，使用自然距离测量相干性可以保留对测量云的分段，使得位置云保持类似地分段。也就是说，在自然距离方面要求相干性的变换可以将分段的测量云变换成类似分段的空间位置云。这种变换(无论是基于云内相干性还是通过不同手段保留分段)在本文中可以被称为分段保留变换。分段保留变换可能适用于保留心脏腔室的特征；例如，用于保留连接到左心房并且彼此分离的肺静脉。

将分段的测量云变换成类似分段的位置云的分段保留方法的示例可以包括将每个测量分配到测量云中的区段的步骤；并且将每个测量变换至分段的空间位置云中的位置要求可以将分配到测量云中的相同区段的测量变换至空间位置云中的相同区段，并且可以将分配到测量云中的不同区段的测量变换至空间位置云中的不同区段。这种分段保留方法可以代替基于欧几里德距离的相干性条件，或者另外使用。例如，在一些实施例中，相干性可以主要基于欧几里德距离，其中区段保留用于例如通过不允许其欧几里德距离足够短于其自然距离的点之间的差异影响相干性模型来防止区段聚结。

空间和相干性约束的组合

在一些实施例中，局部空间约束(MDS)和相干性约束的方法用于组合的重建方法中。通过使用误差(或“能量”)减少加权方式来可选地协调每一者的输出，例如如现在所描述。

最初，在一些实施例中，由“真实”体腔形状Y限定的详细或可选地甚至整体几何形状是未知的，但是仍然可以通过根据所应用的约束变换测量的变换来获得有用的近似。“有用”的目标可选地取决于程序的细节，以及甚至程序内的特定任务；并且可以存在用于评估重建精度的多个准则。在一些实施例中，例如，作为消融手术的一部分，“有用的近似”的目标是能够在一些相对误差界限内将相邻的小病变彼此相邻放置；例如，0.5mm、1mm、2mm、4mm或者一些其他中间误差界限内的误差。另外地或替代性地，有用的近似的另一目标是在相对于目标组织的标志在某个误差界限内定位小病变的关联链(或其他分组)；例如，1mm、2mm、4mm或者另一中间误差界限内的误差。

在本发明的一些实施例中，在X中获得几组测量x；每组x由来自不同传感器(例如，电极)位置i、j......的多次测量x_i、x_j......组成，其中至少一些位置之间的距离是已知的，使得距离可以用作约束。

在一些实施例中，已知通过彼此相距已知距离固定的传感器获得这些测量，例如，因为它们是从在体内探头上以固定距离定位的多个不同传感器获得的。然而，已知的相对位置约束不限于使用以线性、标尺状构型安排的传感器。例如，在一些实施例中，传感器成对地安排，其中一对中的每两个电极非常靠近使得导管实际上无法在它们之间折叠，但是对间距离足够大以使得导管可以在对之间折叠。在这种实施例中，对内距离可能是已知的，并且对间距离可能是未知的。已经发现，对内距离可能足以获得有用的近似。相互约束可选地包括基于测量的距离和/或相对角度的另一约束。更正式地说，例如，测量是位置约束的，使得可以找到产生距离|T(x_i)-T(x_j)|＝ΔY′_ij的变换，其中结果可能是实际距离的良好近似。可选地，通过刚才概述的“能量”或误差减少的过程找到该变换。

仅考虑局部空间校准(例如，使用MDS)约束，每个单独的一组测量(例如，在不同时间和/或在目标中的不同位置处进行的一组测量)的相对位置是不关联的。因此，关于不同的测量组在空间中应如何彼此相关，可能仍存在不确定性。

在一些实施例中，至少部分地通过关于测量空间中的距离与物理空间中的距离之间的相干性的假设来缓解这个问题。可选地，对相干性和局部空间校准的要求相对于彼此进行加权，以实现减少的重建误差。

从概念上讲，加权可以被认为允许相互位置约束充当标尺、测量位置之间的差异(以电极之间的距离为单位)、并且影响和/或部分地超越局部相干性条件。相反，相干性的约束可以帮助将不同组的测量分配到空间中的位置，同时减轻测量噪声的失真效应。随着进行更多的测量，探头在其中移动的体腔的界限将限制移动的程度，使得重建Y′可能发展到更类似于于腔Y的实际形状。

在一些实施例中，例如，变换T被限定为在满足相干性条件和局部空间约束两者的情况下最小化适当加权的联合误差的变换。例如，可选地从|T(x_i)-T(x_j)|＝ΔY′_ij≈ΔY_ij找到关于局部空间约束的误差，其中误差是Y′中的距离与Y中的已知现实世界距离的偏差(例如，误差是|Y′-Y|，或者另一合适的误差度量)。类似地，可选地从ΔX∝ΔY″≈ΔY′找到关于相干性的误差，其中误差是Y′与相干性建模输出Y″的差值(例如，误差是|Y′-Y″|，或者另一合适的误差度量)。误差的最小化是通过任何合适的技术，例如统计分析和/或梯度下降。符号≈在本文中用于示出通过使用合适的重建程序使在其两侧上的项之间(在这种情况下，在T(x)与Y之间)的差异最小化，但无法保证相等。

在一些实施例中，排他地或几乎排他地基于传感器测量、它们的已知距离以及假设的相干性模型来产生Y的重建。

在一些实施例中，排他地或几乎排他地基于对一组测量施加局部空间位置约束和相干性约束来产生Y的重建。

可选地，设置一些另外的条件以指导重建过程，例如，关于以下的广泛假设：被测量的电磁场的取向和电压范围、标志的位置、和/或对体内探头基于其大小、柔性、腔室的进入点等而可以物理地到达的位置和/或取向的全局约束。在一些实施例中，为重建设置详细的初始条件。

在一些实施例中，可以通过频谱分解方法、例如通过扩散映射算法来获得相干变换。在一些实施例中，这种变换可以是分段保留的。下文使用位移的概念来描述一些这种实施例。

如果首先设想电压点V例如通过变换Y＝aV被“复制”到初始位置点Y，则可以理解位移的概念，其中a是常数并且以有距离/测量为单位(例如，mm/mV)。随后，使初始位置点aV移位位移W以具有适当的局部缩放(即，保持姐妹距离恒定)。在一些实施例中，除了局部缩放之外，还应用相干性约束。相干性约束可以是：W是平滑的，因此如果它被分解为不同空间频率的分量(例如，分解为傅里叶分量)，则它仅具有低空间频率的分量。

只要变换违反约束，可以通过对变换应用惩罚来体现每个约束。例如，使姐妹距离尽可能精确到其已知距离的约束可以在对产生与已知“标尺”长度偏离的姐妹距离的变换应用的“惩罚”中体现：偏差越大，惩罚越大。因此，调整变换以减少惩罚应用了减小姐妹距离的可变性的准则。在一些实施例中，减小姐妹距离的可变性减小了姐妹位置的距离与已知距离之间的差异。在一些实施例中，使姐妹距离尽可能类似于已知距离的尝试将是对在整个重建期间使姐妹距离尽可能保持恒定的要求的补充。在一些实施例中，使姐妹距离与已知距离之间的差异最小化的约束可能导致姐妹距离的可变性降低，而不会对可变性施加明确的约束。

通过对位移的各个分量应用“惩罚”，可以以相干方式实现使位移平稳地改变的约束：分量的空间频率越高，对其贡献的惩罚就越大。一旦获得最小化整体惩罚的位移W(例如，对于姐妹距离可变性的惩罚和对于高空间频率的惩罚的总和、可选地加权和)，其就可以用于使初始位置移位到其的新位置，这些新位置表示身体部位的重建。

可以使用标准最小化程序来执行找到使惩罚最小化的W。

在一些实施例中，在自然距离方面限定相干性。在一些这种实施例中，位移W被表示为两个矩阵的乘法：W＝UW，其中U是V在V的“自然”坐标系中的表示，并且W是在相同“自然”坐标系下的位移。V的“自然”坐标系的一个示例是其中轴线是V的归一化内核的特征矢量(a/k/a本征失量)的坐标系。

例如，内核可以被限定为

由以下进行归一化

使得归一化内核为K/S

并且通过图形拉普拉斯矩阵进行分解。

在一些实施例中，并未使用所有的本征矢量，而是仅使用最小频率、即与最大本征值相关联(或者与最小本征值相关联，这取决于内核如何被归一化)的那些本征矢量。高频率的本征矢量通常更会受测量云中的噪声影响，随后受云的主要结构特征影响。因此，仅考虑与最低频率相关联的本征矢量允许在清除噪声的部分的同时掌握云的主要结构，并且确保位移UW′将具有至少一些平滑度。此外，放弃最高频率的本征矢量减小了问题的维数，因为位移W′被限于沿着低频率本征矢量的位移(及其线性组合)。这在某种程度上可以等同于在云中限定一些子云(其也可以被称为区段)，这些子云共同再现云的主要结构特征，并且将位移限制在这些子云内。因此，这种方法可以被认为是分段保留的。

在一些实施例中，还使用V云的固有几何结构来暗示相干性准则。这可以例如通过将平滑度准则(其越大，得到的惩罚越大)限定为W^TAW来实现，其中Λ是对应于构成U的本征矢量的本征值的对角矩阵。

对重建的附加约束

本发明的一些实施例的一方面涉及基于相干性和局部空间位置的约束(例如，体内探头上的传感器的几何构型)使用附加约束来创建体腔重建。可选地，附加约束是基于用于成形或约束刚刚描述的重建的附加信息。

解剖数据

在一些实施例中，附加信息包括已知的解剖数据。可选地，解剖数据相当详细并且特定于患者。例如，解剖数据可以直接从患者获得，诸如来自MRI或CT数据的分段，和/或来自使用其他数据的重建，例如基于电测量的映射而创建的先前的重建。可选地，解剖数据不太特别与患者匹配，例如，从图谱数据获得(例如，与患者年龄、性别、体重等匹配)。可选地，解剖数据是部分的；例如，包括重建缩放到的解剖标志之间的相对距离的说明。例如，可以约束重建，使得独立于测量获知的解剖标志之间的单独已知距离与在解剖标志处进行的V云测量之间分配的距离以及传感器之间的已知距离一致。此外，标志位置之间的单独已知距离结合传感器在解剖标志处进行的测量可以提供关于标志处的测量梯度(例如，以mV/mm为单位)的数据。随后可以将标记之间的测量差异(例如，以mV为单位)除以梯度，以获得标记之间的物理距离(例如，以mm为单位)。在一些实施例中，这种物理距离被约束成与可用于重建过程的附加信息一致。

此类附加信息可以从CT数据、MRI数据、图谱数据、先前的重建或者任何其他合适的来源获得。在一些实施例中，解剖数据(例如，体腔的解剖图像或数据)可以用于对重建施加类似性约束，例如使得重建的身体部位可以类似于从解剖数据Y预期的那样，例如：可以计算变换T(x)，使得T(x)≈Y，其中Y基于解剖数据。

可选地，这个变换在程序开始时用作初始状态，并且随着更多位置数据变得可用而被代替和/或改进。

在一些实施例中，通过对探头本身的移动的约束来识别标志。例如，可以在探头从未经过的区域处识别腔的壁。在一些实施例中，基于标志附近的特征电介质和/或电传导特性来识别标志。

在一些实施例中，将预期测量值在空间中如何分布(至少近似地)的映射用作约束。为了用于导航，这可以例如基于空间中的电磁场电压的模拟、基于对电极配置和/或身体组织介电特性的考虑。

辅场

本发明的一些实施例的一方面涉及基于相干性的约束和体内探头上的传感器的几何构型使用辅场来重建体腔。

在本发明的一些实施例中，三个电磁场可能足以用于重建，但是可以使用更多的电磁场。三个电磁场可以由被配置成建立三个交叉的时变电场的体表电极产生(从其传输)，使得在每个基本方向(X、Y和Z)上存在电压变化的一些显著分量。在单独成对的相对体表电极用于每个轴线的情况下(例如，连接在公共电路中的每对的成员，这可选地包括六电极配置。在本发明的一些实施例中，还以任何合适的组合(成对和/或在电极组之间)在非相对的体表电极之间产生(传输)电磁场。在一些实施例中，除了前三个之外，在体表电极之间产生的补充电磁场也用于重建。这些“补充”场对于主要用于体内探头导航而言不一定是最佳的；例如，因为它们的梯度在感兴趣区域中不是非常线性的，和/或因为它们没有定向成在感兴趣区域中提供陡峭的梯度。然而，作为一组补充场，它们提供了空间有序的感测数据的来源，在本发明的一些实施例中，该感测数据来源用于帮助约束重建和/或提高准确性。

周期性地变化的数据

本披露内容的一些实施例的一方面涉及使用周期性地变化的数据来约束测量到体腔的重建的变换。

在一些实施例中，由于组织结构随时间的变化，X中的测量可能无法唯一地可映射到体腔重建Y′中的位置。例如，心脏的形状以及心脏的各个腔室的形状在呼吸期间改变，并且自然地在心跳期间也改变。例如，人类心脏典型地每秒跳动1至2次，并且如果以每秒100次的速率收集数据，则就从心脏的约50至100个不同相位收集数据。当体腔处于不同形状时收集数据可能会不合期望地影响重建。例如，心脏形状在心跳期间的变化可能导致心脏内的小位置在重建的较大部分上模糊。在一些实施例中，在测量交叉电磁场的同时收集指示体腔形状的周期性变化的周期性地变化的数据。这个数据可以包含例如心率、ECG信号等。在一些实施例中，这个周期性地变化的数据用于减少体腔形状的周期性变化对体腔重建的影响。

例如，由于呼吸和/或心跳引起的组织移动可以改变心室中的电磁场的电压分布的形状，使得固定在某个位置的探头仍然测量相位电压变化。在本披露内容的一些实施例中，从测量空间到物理空间的变换被限定为不仅依赖于对电磁场X的测量，而且还依赖于一个或多个周期性地变化的变量(本文也称为相位变量)。例如，T可选地取决于呼吸相位的相位变量θ的状态和/或心跳相位的以产生可选地，变换结果Y′是相位稳定的，使得它近似于静态腔形状Y(例如，在心跳周期和/或呼吸周期的某个特定相位处的心腔的“快照”)。可选地，Y′是动态的，近似于相位动态腔形状可选地，存在相位稳定和相位动态的组合；例如，关于所选重建的区域和/或关于特定时间依赖过程的稳定/动态。

在本发明的一些实施例中，通过将体内探头压靠移动的组织区域以使组织相对于探头基本上固定来获得允许对重建区域进行相位独立识别的数据。在这种条件下测量的测量(在本文被称为“静态测量”)可以主要根据相位变化而随时间变化。最小化体腔形状的周期性变化对变换的影响可以“清洁”变换不受周期性变化的影响，并且引起不像在没有这种最小化的情况下将获得的那么模糊的静态重建。因此，在一些实施例中，可以在以下约束下生成变换：当探头相对于组织固定时收集到的测量云将被变换成物理空间中的最小半径的位置云，从而最小化周期性组织变化对变换的影响。更一般地，可以约束变换以最小化静态测量所变换到的物理空间的体积。在一些实施例中，这种变换用于变换在探头未被固定时进行的测量，以便最小化周期性形状变化对所获得的重建的影响。在一些实施例中，控制探头的医生可以指示他认为探头相对于组织被固定的时间段，并且只有在这些时间段期间收集的数据才被用于生成变换，该变换之后用于变换在所有时刻收集的数据。

在一些实施例中，通过允许相同的电压测量与不同的位置相关联来考虑相位运动，则取决于进行测量的(例如呼吸和/或心跳的)相位。这可以通过使用指示体腔的相位的时变数据作为输入来实现，使得输入具有多于3个维度，例如交叉电磁场的三个电压、一个呼吸相位以及一个心跳相位。在这种示例中，在5维空间中限定测量之间的距离(例如，如在上述内核中出现)。在一些实施例中，对内核的这种限定允许不同地变换在不同相位收集到的数据，并且提供最小化相位运动的影响的重建。

应当注意，固定位置技术还潜在地在接触电极(与组织直接接触)和非接触电极(与组织间隔开)处进行测量。基于与在接触固定的组织参考区域时进行的测量的相似性，完全脱离接触的测量组可以潜在地并入到重建中，从而潜在地有助于将相位影响的信息传播到更远离可以应用固定位置技术的体腔壁的区域中。具体地，在探头的自由移动期间进行的相位影响测量潜在地将探头自身的移动(例如，由于在锚定位置处被推挤)与环境的变化混合。通过比较来自附近位置的固定和非固定测量读数，可选地获得探头的移动与附近组织的移动之间的某种程度的统计分离。

在一些实施例中，通过变换来考虑组织状态的非重复时间相关变化。例如，由于在程序期间整个组织厚度和/或腔室大小的变化，可能存在电磁场的电压梯度的变化。这可能是由于例如患者水合作用的变化，和/或体腔周围组织的水肿状态的变化(例如，通过消融触发)。心率的变化也可能潜在地引起组织厚度/心室大小的变化，因为更快的心率导致组织在心跳之间不那么松弛。可选地，例如通过使用周期性抽查来测量这些影响，以确定组织的参考区域的厚度、可选地用于更新重建的信息。在一些实施例中，使用建模(例如，对随心率而变的腔室大小/组织厚度进行建模)以对变换作出适当的调整。同样，变换结果Y′可选地是动态的(例如，显示时间相关变化)、稳定的(例如，通过考虑它们的影响来抑制变化)、或者两者的任何合适的组合。

在详细解释本发明的至少一个实施例之前，应当理解，本发明在其应用上不一定限于在以下描述中阐述和/或在附图中展示的部件和/或方法的构造和安排的细节。本发明能够具有其他实施例或者能够以各种方式实践或执行。

用于根据体内探头数据进行组织重建的方法和系统

现在参考图1A，该图是根据本披露内容的一些示例性实施例的用于使用体内探头11(例如，在图12中示出)重建体腔图的方法的示意流程图。进一步参考图12，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的与重建服务模块21一起使用的导航和治疗系统1。

从电场测量获取空间位置数据

在一些实施例中，获取位置数据的方法包括使用跨越身体2的区域的诸如体表电极5的电极来诱导由电磁场发生器/测量器10(其可选地本身由多个场生成模块构成)生成的至少一个时变电磁(EM)场4(例如，三个或更多个交叉电磁场，每一者具有不同的频率)，该身体区域包括被包括导管探头11的导管9作为导航目标的身体组织区域7。在本文中，关于导管探头11示出的示例应当被理解为可选地适用于被适当地配置用于通过彼此间隔已知距离的至少两个传感器来获得电磁场电压读数的任何可导航的体内探头11。典型地，时变电磁场是以一伏或更低的总电极间电压(体表面到体表)、在约10kHz与约1MHz之间的频率下诱导的。

在框110，在一些实施例中，从体内探头(例如，导管探头11)、从该探头上的多个(例如，2个、3个、4个或更多个)感测电极3中的每一者获取位置数据，这些感测电极充当用于测量指示位置的电磁场数据的传感器。

在本发明的一些实施例中，感测电极3相对于彼此具有已知的间隔；例如，距彼此以一定距离固定。替代性地，如果感测电极3的间隔是动态的(例如，因为探头11可以弯曲)，则可以估计该间隔与探头操作的参数(例如，主动变形)和/或测量到的接触(例如，与接触力的测量相关的变形)相关地变化。在一些实施例中，已知的间隔用作用于重建体内探头在其中移动的体腔(例如，诸如心室的中空器官的内腔)的数据的一部分。

在一些实施例中，位置数据由计算机电路系统例如实时地从传感器接收或者从保存来自传感器接收到的数据的计算机存储器接收。

在继续讨论图1A的元素之前，现在参考图2，该图示意性地表示心脏55的左心房50。该图示出了左心房50中的位置(通常标记为202的点)。这些点表示在其处进行电压测量以用于重建左心房50的形状的位置。在位置202处进行的电压测量可以用作指示位置202的位置的位置数据的示例。

在位置202的背景中示出了左心房50的壁的部分的腹侧视图；包括四条肺静脉48的根部。在图2的右下侧(以及在本文的其他图中)的腹侧视图中绘制的半透明心脏55被提供用于定向到心脏的解剖结构。右心房54(半透明浅灰色区域)从心脏的腹侧可见。如所绘出的，左心房50被示出为最暗区域、位于心脏55的远侧上(在与图2的主要部分中较大左心房壁部分相同的取向上)。

位置202被绘制成由虚线连接的四个姐妹位置的集群。每个姐妹位置集群表示四电极探头11的电极位置(在LA 50的右下方示出)。出于说明的目的，仅示出一些位置202。对于程序期间进行的现场采样，使用每秒若干样本的采样率。每秒样本数可以是例如每秒至少10个、25个、50个、100个或者中间数量的样本)。在本文中，出于提供示例的目的，使用示出了在电极之间具有不规则间隔的直线四电极探头的图。可选地，可以使用适用于引入感兴趣体腔的任何多电极探头。本发明的一些实施例的一个潜在优点在于，其适用于已经可商购获得并且可以广泛使用的各种体内探头。

在一些实施例中，使用具有2个、3个、4个、5个、6个、7个、8个或更多个电极3的探头11。基本上同时从电极获得的测量可选地包括或限定来自电极的一组测量，这些电极通过它们的安排的已知几何形状或者至少通过它们之间的距离而被约束在它们的相对位置。可选地，探头的充分表征的移动(在固定位置附近的弯曲、导管的轴向平移等)用作指示弯曲的参数，以帮助限定在不同时间获得的测量组之间的已知几何重新安排。

电极3的间隔可选地处于任何合适的距离，并且在不同的电极对之间可以是规则的或不规则的。在一些实施例中，体内探头包括刚性部分，其中电极以距彼此已知(例如，预定和/或可测量)的距离固定到刚性部分。在一些实施例中，体内探头包括多个柔性探头区段(被安排成用于打开到电极间距离的预定和/或可测量的展开构型，例如，呈“篮子”型和/或“伞形”型的构型)，每个区段承载呈沿其延伸的构型的多个电极。潜在地，来自更多和/或更广泛分布的电极的映射加速了重建，例如，允许其中部署探头的腔的“快照”型映射。

此外或替代性地，在一些实施例中，电极定位在柔性构件上，该柔性构件可以呈现弯曲形状(例如，通过其在远程控制下和/或响应于接触力而其自身倾向于弯曲)；可选地，到形成圆形和/或螺旋构型的程度。承载这种探头的导管有时被称为“套索”导管。在一些套索导管中，电极成对地安排，其中，一对内的电极之间的距离足够小以便即使在导管整体弯曲时也能固定。因此，一些套索导管可以包括限定45个电极对的10个电极，其中5对电极的特征在于固定的电极间距离，而其他40对中的电极间距离不固定。可选地，通过了解柔性构件的控制状态以及该控制状态对柔性构件几何形状的影响来计算电极在柔性构件上的相对位置。可选地，柔性构件的电极在彼此之间传输电信号，并且电信号的电平用于计算距离。在一些实施例中，导管包括具有已知对内距离(即，对的成员之间的已知距离)和未知对间距离(即，对之间或属于不同对的电极之间的未知距离)的一对或多对电极。在一些实施例中，导管探头中仅包括两个电极，这两个电极之间具有已知距离。在一些实施例中，导管探头上的一些电极之间的距离是已知的，并且同一导管探头上的一些电极之间的距离是未知的。所有这些都可以在本发明的实施例中使用，因为一个电极间距离足以提供用于重建的“标尺”，如下文在框112的上下文中描述，但更多数量的已知距离可以产生更好的重建。如果一个重建提供比另一重建更有用的目标近似，则可以将该重建识别为比另一个更好。

在一些实施例中，使用多个探头。可选地，使用第一探头(例如，直探头或柔性构件探头)来获得用于重建目标空间的位置数据，并且基于重建并基于由第二探头的电极进行的测量(这些电极与基于从第一探头获得的位置数据而分配到位置的测量相关)而将第二探头(例如，消融探头)引导至目标空间内的一个或多个选定位置。

可选地，导管中的传感器依靠无线传输来传输将要记录和处理的测量。

探头结构约束和相干性约束的空间重建

在框112，在一些实施例中，将感测电极3的已知间隔用于电压/空间映射，由此从由探头电极3测量的电压测量来重建体腔形状。

重建的主要原理可以被理解为使用体内探头的结构作为一种标尺。当这个标尺在多个位置之间移动时，其不会改变其长度。在一些实施例中，可能的变换通过它们保持这个长度恒定的程度进行加权。在这是用于选择变换的唯一准则的实施例中，选择保持这个长度最恒定的变换以用于电压/空间映射。当然，当已知多于两个电极之间的距离时，存在应当固定的更多标尺。

例如，在将由一个传感器在一个实例处进行的每个测量变换至相应的位置(对应于该实例处的传感器的位置)时，期望将由彼此间隔2mm(例如)的两个传感器获得的测量变换至彼此间隔2mm的两个位置。至少，如果将两个测量变换至彼此间隔3mm的位置，则无论探头在何处，都期望这个3mm的距离是相同的。对标尺的固定长度的要求可以转换成对测量梯度与位置梯度之间的灵活变换的要求。例如，分配给传感器1与传感器2的位置之间的距离始终相同，即使由传感器1和传感器2测量到的电压差异明显不同(例如，相差10倍或更多)亦是如此。

在一些实施例中，找到保持姐妹距离(即，分配给标尺的两个位置的位置之间的距离)恒定的变换的方法包括优化过程。这可以理解为从试验变换开始、估计标尺长度在这个变换下的变化程度、并且迭代地改变变换以减小这种程度，直到实现标尺长度的最小程度的变化(和/或标尺长度的最大稳定性)为止。

在一些实施例中，迭代地改变试验变换以便不仅最大化标尺长度的稳定性，而且还满足某个加权组合中的一个或多个附加约束。就“标尺”概念而言，如果有助于产生总体上足够更好地维持另一约束准则的重建，则允许标尺长度在某些区域中(和/或针对某些特定测量)变得更长一点或更短一点。在算法方面，存在增加标尺长度的变化的“成本”，以及增加不能维持任何其他准则的“成本”；并且所选择的结果是最小化每一者的联合成本的一个结果。

在一些实施例中，所使用的一种通用类型的约束准则是例如通过概述中描述的方法之一来维持重建的空间相干性。相干性的一般原则在于，空间中接近的位置在它们的其他特性方面也应接近(并且位置越靠近，它们的特性越接近)；并且具体地，在这些位置测量到的值方面接近以产生位置数据。例如，一种相干变换是将更相似的电压读数变换至更接近的位置并且将不那么相似的电压读数变换至彼此更远离的位置的变换。在一些实施例中，测量之间的距离根据它们之间的自然距离来限定。例如，在一些实施例中，测量三个不同电场的电压作为位置的指示。这些测量可以表示为三维空间中的点。例如，当在每个场下(例如，在每个频率下)的例如10mW的读数被表示在远离每个轴线10mm的点处时，可以使用笛卡尔轴线系统来呈现电压读数。以这种方式，在许多情况下收集到的测量(例如，以每秒100次测量的速率在1分钟内获得的6000次测量)可以表示为测量云(在本文中称为V-云)。V云的形状与目标的形状非常不同，因为这些场不像笛卡尔系统中的轴线那样是线性的。尽管如此，本发明人发现，通过使用保持标尺长度恒定的相干变换，可以将V-云变换成R-云，R-云是目标形状的有用近似。在一些实施例中，可以通过使用V云中的测量之间以及R云中的位置之间的自然距离来增强近似的有用性。云中两点之间的自然距离可以是从一点到另一点而不离开云的最短路径。发现使用自然距离会使得变换保留分段，并且避免或减少突出形状合并到彼此中。

如上所述，在一些实施例中，一个或多个附加信息源用作产生重建期间的约束。也可以通过分配其成本并找到考虑到规则长度稳定性、变换相干性和任何其他约束而最小化总成本的变换来灵活地应用这些附加约束。例如，关于图11的功能框1102、1106、1108、1110和1112描述了附加约束的示例。

重建的结构的显示

在框114，在一些实施例中，提供在框112中产生的空间重建的结构的当前状态以供使用。在一些实施例中，重建的结构的用途包括以下一项或多项：

·显示和/或导航：在一些实施例中，以包括重建模型的视图示出体腔内正在进行的程序的状态。重建的模型可以是基于R云的体腔形状的任何表示，例如，紧密地覆盖使R云在一起的位置的网格的三维渲染。可选地，视图还包括在重建模型内的位置处的体内探头11的模型。探头模型相对于重建模型的位置对应于实际探头相对于实际目标的估计位置。指示探头的实际移动的数据可选地用于在所显示的重建模型中对探头运动进行建模，从而允许该显示用作对导航的辅助。在一些实施例中，所显示的视图包括由图形显示引擎(例如，游戏引擎)维护的场景的实时更新视图，例如如以下各项所描述：标题为通过与体内探头的相互作用来实时显示组织变形(REAL-TIME DISPLAY OF TISSUE DEFORMATION BYINTERACTIONS WITH AN INTRABODY PROBE)的美国临时申请号62/422,705；标题为组织模型动态视觉渲染(TISSUE MODEL DYNAMIC VISUAL RENDERING)的美国临时申请号62/422,708；以及标题为使用虚拟材料实时显示治疗相关的组织变化(REAL-TIME DISPLAY OFTREATMENT-RELATED TISSUE CHANGES USING VIRTUAL MATERIAL)的美国临时申请号62/422,713；这些申请各自在2016年11月16日提交并且每个申请的内容通过援引以其全文包括在此。然而，应当注意，在上述临时专利申请中，通过CT图像对目标进行建模，而根据本发明的一些实施例，通过目标的重建模型对目标进行建模。

·程序评估：在一些实施例中，使用重建以及体内探头移动的记录、其他程序动作的记录(诸如治疗启动)和/或来自重建内的位置的对组织的测量，以产生对程序的评估；例如，对当前程序状态和/或程序成功可能性的评估。可选地，在程序进行时生成评估。例如，这种评估有可能用于改变程序规划。可选地，在程序之后生成评估，例如作为对程序成功可能性的估计。关于若干不同类型的程序结果估计器描述了程序评估的方法，例如在2016年11月16日提交的标题为用于消融有效性的估计器(ESTIMATORS FOR ABLATIONEFFECTIVENESS)的美国临时申请号62/422,748中；该申请的内容通过援引以其全文包括在此。

·程序规划和/或重新规划：在一些实施例中，使用重建以及体内探头移动的记录、其他程序动作(诸如治疗启动)和/或来自重建的目标内的位置的对组织的测量，以支持对程序的规划修订。例如，最初基于程序前成像而针对心室规划的消融线可选地被修改以匹配通过基于体内探头在程序本身期间的移动对心室进行重建而发现的解剖细节。可选地，基于对重建中揭示的细节的分析来补偿治疗执行与原始规划的偏差(例如，错过的消融位置和/或消融中的不可预见的延迟)。该分析可以由执行该程序并拥有重建模型的视图的医生进行，或者由被编程为分析重建的处理器进行。在一些实施例中，例如，如果发现在完成原始程序之后的某个时间需要另一治疗程序，则将在原始程序期间产生的重建用作用于规划新的治疗程序的基础。

在框116，在一些实施例中，做出是否返回到框110并且继续获取探头几何形状约束的电压测量的决定。如果是，则流程图循环回到使用来自框110的数据以在框112调整重建，并且随后提供使用另一版本的重建的结构。只要程序继续，这个循环就可选地继续。在一些实施例中，循环继续以便更新探头模型在重建模型中的位置。在一些实施例中，更新探头模型的位置，但是不更新重建模型。例如，当重建模型足够详细时，可能是这种情况，并且进一步的更新可能不会为医生产生重要的附加信息。不必要的更新可能会分散医生的注意力(例如，通过使视图闪烁)。

考虑电压/空间映射的可变性

当执行根据本披露内容的一些实施例的方法时，在给定点处测量的电压可以随时间变化；例如，归因于在测量电压的点周围的组织的移动。血液、肌肉、骨骼和空气具有不同的阻抗特性，并且随着它们的相对空间分布在心脏心室(或者任何其他待重建的体腔)周围变化，心脏心室中的电压的空间分布也变化。因此，归因于变化的条件，静态点可以被重建为出现在不同的位置，并且归因于变化的条件，基于电压读数重建的任何结构可以被重建为具有以不同程度和不同方式失真的形状。变形也可以是动态的，即在不同时间是不同的。

现在参考图3A至图3C，这些图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的在诸如不同运动相位的不同条件下在交叉电磁场内测量到的电压的空间分布的变化。例如，图3A、图3B和图3C中的每一者可以表示在不同条件下对相同结构(未示出)的重建。

在程序期间可能发生若干不同类型的变化，这可能导致静态限定的电压/空间映射落入和脱离与实际的配准。这些变化中的显著变化是心跳、呼吸、以及长期变化、诸如水合状态的变化和组织水肿的发展。

图3A至图3C的3-D电压/空间映射401、402和403共同可以表示空间电压分布随诸如心跳相位和/或呼吸相位等参数而变的循环变化。异电压表面VXn、VYn和VZn在每个映射中表示相同的电压，但是它们的位置由于它们周围环境的变化而移位。

假设重建结构内的电压分布在矩形网格上，类似于图3B中绘制的那样，则映射402可以表示在结构与其重建之间的失真最小的相位下的电压/空间映射。在例如心脏扩张的另一相位下，重建可以采取电压/空间映射401的形式，其向外且非均匀地扩张。在心脏扩张的相反相位下，电压/空间映射403变得向内折叠：可能不均匀，如所示的。

这种随着时间推移的失真只是变化的一个示例。还可以存在随相位和/或时间而变的电场的平移。

现在参考图5A至图5B，这些图分别示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的呼吸相位θ随时间的变化以及身体组织50在呼吸期间在位置50A、50B之间移动的相关位置变化。进一步参考图5C至图5D，这些图分别示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的心跳相位随时间的变化以及身体组织50通过心跳在位置50C、50D之间移动的相关位置变化。现在还参考图5E，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的随心跳相位和呼吸相位θ两者而变的位置Px随时间的变化。

在本发明的一些实施例中，使用电压/空间映射的相位失真以根据心跳相位和/或呼吸相位θ帮助维持映射中的位置精度。描述这种情况的另一方式是将电压/空间映射转换成电压/空间/相位映射，例如不仅将电压V映射到X、Y和Z空间轴线中，而且还映射到相位轴线和/或θ上。

例如，理想地认为，在电压/空间映射的空间500(图5B)中的左心房的区域502中的点P描述了随呼吸相位θ而变的路径P_xyz，该呼吸相位随时间变化，如图5A的曲线505所示。出于说明的目的，路径被示出为左心房50的较大移动的一部分(包括位置50A与50B之间的位移)，但是其他移动也是可能的。

电压/空间映射的空间510(图5D)中的左心房的区域504描述了随心跳相位而变的另一路径P_xyz，该心跳相位随时间变化，如图5C的曲线515所示(并且比呼吸相位θ更快)。再次出于说明的目的，路径被示出为左心房50的较大移动的一部分(包括位置50C与50D之间的周期性收缩和扩张)，但是其他移动也是可能的。

在一些实施例中，可以通过测量来确定沿着周期性移动的心脏的相位(可以在上文指定为θ和/或例如，对心跳相位的测量可选地使用ECG、血氧定量法或脉搏计；和/或对呼吸相位的测量可选地使用运动传感器、空气流量计和/或耦合到呼吸机的操作。可选地，使用另一相位运动测量方法。

实际上，由于呼吸和心跳通常彼此不同相，因此任何特定区域所经历的运动都经受更复杂的相位模式，例如，图5E的曲线图520的相位模式，该图示出了某一区域的位置Px沿着单个轴线随时间而变，其中呼吸(作为图5A中的θ变化)和心跳(作为图5C中的变化)两者都影响位置P_x。

考虑到针对电压/空间映射的任何给定区域的V_xyz＝f(θ，Φ)(即，考虑到电压/空间/相位映射)，从所提供的相位状态数据例如借助于相位状态感测33(图12)查找当前位置是相对简单的事情。

在一些实施例中，f(θ，Φ)的定义至少部分地基于电压模拟、成像和/或图谱信息；例如，基于在呼吸和/或心跳的不同相位下如何对解剖结构进行成形的电势的模拟。可选地，使用获取电压测量数据的进一步测量以将由模拟建立的模型改进成框架(例如，通过模拟和新数据的加权组合)。

在本发明的一些实施例中，f(θ，Φ)的定义至少部分地通过从所获取的电压测量数据“自举”来创建。例如，静态探头在其所在位置经历相位差异。即使对于移动的探头，相关性和/或频率分析也可能潜在地将某组频率的相位变化与由探头运动引起的那些相位变化分开。

然而，在程序的某些部分中可能难以将探头的相位运动(例如，归因于通过收缩组织引起的周期干扰)与电磁场环境的相位变化区分开。在一些实施例中，这种情况有所减轻，因为主要感兴趣位置通常不是探头在像这样的固定空间中的位置。在一些实施例中，更感兴趣的是探头相对于(可能移动的)组织的某个特定区域并且尤其是在与其接触时的位置。在探头自由地移动穿过体腔时出现定位误差的影响可能产生相对次要的后果。然而，一旦探头与组织接触时出现定位误差并提供诸如消融等治疗的影响可以产生不那么微小的后果。

在本发明的一些实施例中，对在探头与组织接触时出现的相位电压变化进行特定处理。通过建立足够强的接触(例如，即使在心脏收缩的情况下也恒定的接触)，可以假设例如探头在呼吸和/或心跳的所有相位下始终接触基本上相同的组织部分。可选地，例如使用力传感器(图12的“其他传感器”14的示例)和/或通过使用电压测量来测量接触，这些电压测量绝缘地和/或经由阻抗指示接触(例如，经由介电特性分析器22)和/或指示在接触组织时感测到的电活动(例如，经由活动分析器23)。

在一些实施例中，在这种接触的每个位置，可选地导出不同的“相位函数”。可选地通过内插来创建在被测量区域之间的位置或者针对在接触期间未测量的时间的相位函数。即使相位函数数据在整个体腔周围是不完整的，仍可能足以限定最感兴趣的某些区域中的结果，在一些实施例中，这些区域通常是将要应用治疗的区域。

在一些实施例中，相对于指示变化形状的可测量参数的值，对体腔形状的相位和/或其他时间相关变化进行建模(例如，模拟)。对电压的实际测量可选地用于约束这个模型，从而潜在地允许将来自体腔内的几个位置的时间相关测量用于设定整个体腔的形状动态。应当注意，可选地使用改变体腔形状的模型和改变腔内的电压的模拟两者。

应当承认，心脏与探头之间的强接触可能本身会使相位数据失真(例如，心脏在某种程度上被探头“保持在原位”，而不是完全自然地跳动)。然而，可以理解，在主要关注在需要强接触的条件下识别接触的组织的一些实施例中，这实际上是潜在的益处。

虽然电压/空间映射的相位变化可能最干扰准确定位，但是也可能存在非相位的时间演变变化。例如，随着程序在几分钟(例如，30至60分钟或更长)的过程中进行，患者的水合状态可能存在变化，这在使用的电压/空间映射中产生缓慢累积的误差。在一些实施例中，通过周期性地重新访问一个或多个部位来检测这个误差，并且基于所进行的观察序列来重新校准电压/空间映射。可选地或替代性地，从外源数据(例如，通过记录相对流体通量)估计水合状态，并且调整模型以考虑预期差异。

与心跳相位相关的另一个变化来源在于，平均心脏大小可以根据心率而变化。快速跳动的心脏不如缓慢跳动的心脏松弛(例如，因为它具有更少的跳动间时间来松弛)，使得发现有效地跳得更快的心脏会收缩。在一些实施例中，通过注意与心率相关的电压测量的变化来得到这种效果。可选地，使用随心率而变的几何收缩模型。在一些实施例中，针对较大的心脏区域基于在一个或几个较小区域中对随心率而变的心脏大小变化(或者更直接地，电压变化)的实际观察而校准模型。

多模态和多维映射

体内探头获取的数据作为位置数据的基本使用

特别注意将重建用于显示和/或导航，现在参考图1B，该图是根据本披露内容的一些示例性实施例的用于将重建的体腔图与体内探头一起使用的方法的示意流程图。

在框120，在一些实施例中，基于电压/空间映射将从体内探头11在一些实际体腔位置获取的数据映射到该体腔的空间重建中的位置，例如如关于图1A的框112描述的重建。

在框122，示出了包括示出重建模型的至少一部分的图像的视图，以及在框120中所映射到的位置处的体内探头11的模型。探头可以根据探头的电极所映射到的位置而映射到位置。电极可以基于它们读取的位置数据的读数而映射到位置。例如，当电极读取电压时，电压(例如，通过关于框112描述的变换)被变换到位置，并且该位置归属于电极。以这种方式，电极的电压读数被解释为指示电极的位置，并且电极的位置可以被解释为导管(或至少导管部分)的位置。

在框124，做出是继续重复框120、122和124(即，继续调整探头在重建模型中的位置的程序)还是不继续(图1B的流程图结束)的决策。可选地，以至少10、15、20、30、60、100或另一中间帧速率的图像帧速率来执行映射和显示。可选地，显示可以由探头操作者使用并与其交互，就好像它是体内探头11本身的直接显示。

图1A、图2、图3A至图3C以及图5A至图5E的讨论主要是在电磁场引导的导航方面，其中使用一组交叉的时变电磁场(典型地是三个交叉场)来提供可以借助于电压测量使用的参考系。然而，从体内探头11获取的数据原则上可以是若干其他可能的数据类型之一，例如如现在在本节关于多模态和多维映射的其余部分中描述。

来自探头检测到的数据的多模态映射

现在参考图6，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的使用体内探头11A、11B、11C在体腔内收集附加位置数据的模式。所示探头指示不同类型的数据收集，并且不一定暗示所有探头的同时定位。

探头11A、11B、11C被示出在待映射的空间600中，以展示从不同模态获取数据，该数据可以用于辅助改进和/或使用重建。在一些实施例中，不同的模态可以对应于图11的探头测量到的组织状况感测数据1105。关于探头11A、11B、11C中的每一者描述了不同类型的探头测量到的组织状况感测。

探头11A被示出为正在测量心房壁组织50的区域中的内源电活动63。可选地，在一些实施例中，与诸如心电图(ECG)的QRS波群的一些标志相位相比，测量到的内源电活动(例如，电描记图)例如基于在特定位置处测量的活动的相位延迟而用作位置的指示符。可选地，相对于探头11A本身上的电极测量相位差，该探头不接触心房壁(在本文中也称为非接触电极)。在一些实施例中，非接触电极可以是环形电极。在壁处与在非接触电极处测量到的活动之间的相位偏移相关性可能有助于消除周围噪声。这个相位延迟可选地被视为创建可应用于整个心脏表面上的附加数据维度。

以这种方式收集的信息可能有助于纠正基于电磁场的位置数据中的潜在不准确性。作为这种不准确性的示例，电压分布随时间的变化(例如，如关于图5A至图5E描述)可以使得相同的组织位置在重新访问时看起来略微不同。将基于电磁场的位置数据与电活动配准提供了额外的信息，该信息可以防止在不知情的情况下用错误的位置识别重新访问(和变化)的位置，或者甚至有助于识别原始位置，尽管其会变化。

探头11B被示出为部分地探索肺静脉48的根部的内部。已经发现不同的组织结构显示出明显不同的阻抗行为，这些阻抗行为可以被体内探头的电极收集并且通过分析进行区分，例如通过介电特性分析器22(可选地经由用于操作电极3的电磁场发生器/测量器10进行通信)。具体地，在本发明的一些实施例中，静脉内和心房内的位置可选地根据它们的阻抗特性进行区分，其中静脉中的位置例如具有相对较高的阻抗值。

在一些实施例中，组织本身的可区分的介电特性可以用作标志。可以测量组织介电特性，例如，如2016年5月11日提交的标题为通过介电特性分析进行的接触质量评估(CONTACT QUALITY ASSESSMENT BY DIELECTRIC PROPERTY ANALYSIS)的国际专利申请号PCT IB2016/052686所描述，该申请的内容通过援引以其全文并入本文。

例如，由于两种组织类型之间或两个组织壁厚度之间的过渡(瘢痕形成、消融、水肿等)引起的阻抗变化可选地用作标志。标记进而可以用于将电压/空间映射配准到更精确地确定的大小。例如，可以从图谱和/或成像数据获知两个标志之间的距离；一旦通过访问它们并检测它们的特征特性来获知两个标志的位置，就可以将在那些位置处进行的测量约束为保持在该距离，同时相应地在其间之间调整其他测量位置。

另外地或替代性地，在基于电磁场的参考系变化的情况下，这种标志可选地用于重新识别组织位置：例如，如果电极移动，则改变其接触质量，或者如果患者的水合作用或其他状态变化的话。应当注意，标志的这种用途包括相对于与所识别的感兴趣结构特征直接接触进行的映射，以区别于相对于空间限定的坐标(结构特征应存在于这些坐标处)进行的映射。潜在地，这在诸如心房壁中的导航目标相对于空间限定的坐标连续移动时尤其有用。可选地，将两种类型的信息一起使用：例如，通过对空间分布的电磁场中的电压的测量来建立空间坐标系，并且由来自探头的接触测量所识别的组织标志被分配在遇到它们时的坐标。

探头11C被示出为与心房壁组织50的一般区域62(即，未特别挑出作为标志的区域)接触。本发明人已经发现，在一些实施例中，由于心脏收缩导致的相对较大前部移动，有可能在与心房壁组织接触时检测电压波动的大小的前后梯度。可选地，这个波动梯度本身用作用于限定与心脏壁接触的位置的参考系的另一部分。

在本发明的一些实施例中，除了本文所述的各种感测模态中的一者或多者之外，空间参考系中的归属于体内探头11(包括其上的电极3)的位置受到一个或多个机械和/或几何考虑因素(例如，约束探头的运动的解剖结构的已知形状)的约束。例如，已知为已从特定入口点(例如，静脉、动脉或小窝)进入组织区域的探头的可能位置和/或取向的范围可选地仅限于来自所有可能的位置和/或取向的合理子集。缩放和取向也可能受到这种机械和/或几何考虑因素的约束。对探头形状的机械约束也可以用于位置确定。本文还例如关于图10、图1A和图2讨论了相关的几何和/或机械约束。

用于获得电压/空间映射信息的其他模态

除了探头测量到的来源之外，在本发明的一些实施例中可获得用于建立和/或改进电压/空间映射的其他信息源。应当理解，这些电压/空间映射方法可以可选地与图1A的方法结合使用，例如以提供通过应用关于框112描述的准则来改进的初始映射，和/或对由图1A的方法提供的电压/空间映射进行改进。例如，可以通过使用向各种来源提供适当权重的合并算法来安排技术的组合。返回参考图12，现在讨论这些来源。

首先，解剖数据31可以源自患者的3-D医学图像、源自先前执行的基于映射的重建(例如，使用电场映射或诸如磁映射或超声映射的另一技术)、和/或源自解剖图谱数据。可选地，通过以下操作来识别从解剖数据预期的几何解剖标志：四处移动探头11直到它遇到这些解剖标志为止，并且根据在考虑到对探头可以行进的地方施加的限制而形成的重建中看到的特征性“特征”(诸如窦壁或静脉腔)将电压配准到空间位置。可选地，基于电压测量的重建X的整体形状经受几何变换T，以拟合从解剖数据31导出的参考几何形状Y的解剖结构。可选地例如通过仿射变换的最佳拟合的参数来描述变换T(X)≈Y。另外地或替代性地，在一些实施例中，变换基于X和Y中的相应标志的映射；即，通过以下方式发现变换T：将基于电压测量的重建中的标志集x*(其为X的子集)与相应的几何定位的标志Y*进行匹配以找到T(X*)≈Y*。

解剖数据还可以提供对电压/空间映射的简单约束，例如通过示出与体表电极的位置相比心室在哪个一般区域降低。

可选地，解剖数据31可以用于构建更详细的电磁场模拟数据32；例如，如2016年5月11日提交的标题为用于图像电磁场配准的基准标记(FIDUCIAL MARKING FOR IMAGE-ELECTROMAGNETIC FIELD REGISTRATION)的国际专利申请号PCT IB2016/052692中所描述，该申请的内容通过援引以其全文并入本文。更详细的电磁场模拟数据32可选地用于提供起始点以分配体内探头电压测量的初始位置。替代性地或另外地，更详细的电磁场模拟数据32可以用作后重建约束(例如，可以可选地排除错误测量值的准则)。

现在参考图7，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的电极配置700，该电极配置包括定位在身体407上用于产生用于体内映射和/或导航的电磁场的体表电极702A、702B、703A、704A、705A。此外，为了支持讨论在本文示出某些解剖细节的图(特别是图7至图9D)，现在参考图4，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的相对于人体407的坐标系，该坐标系包括心脏55的区域中的电磁场限定的坐标系409。

图4中示出了三个主平面416、412和414：中间平面416将身体407等分成左部分和右部分，冠状平面412将身体407等分成腹侧(前)部分和背侧(后)部分，并且横向平面414将身体407等分成顶部部分和底部部分。轴线指示器405示出了本文用于不同解剖方向的典型惯例：垂直于中间平面的X轴、垂直于冠状平面的Y轴、以及垂直于横向平面的Z轴。图4的坐标系409可以是类似于图3A至图3C的“脉冲”坐标系，其在使用体内探头的程序期间提供感兴趣的身体结构内和/或周围的位置的坐标；例如，心脏55。

多维电磁场映射

现在参考图8A至图8B，这些图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的在体表电极902A、902B、903A、903B、904A、904B之间产生的主电磁场的方向902、903、904。还参考图9A至图9B，这些图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的在体表电极902A、902B、903A、903B、904A、904B之间产生的若干辅电磁场910的方向。

图8A至图8B的体表电极和交叉电磁场配置表示可以用于导航的配置，类似于图7图8B是图8A的情况的放大视图，其中身体407的轮廓被消除。

在图9A至图9B中，使用相同的电极配置，但是现在包括由辅电磁场910的方向表示的不同的电极配对。同样，图9B是图9A的情况的放大视图，其中身体407的轮廓被消除。可选地，在不同的时间和/或以不同的频率驱动这些辅助配对中的每一者。在一些实施例中，对体内探头(例如位于心脏55附近)的电压测量的分析包括对相对于各种辅电磁场910内的位置变化的电压进行分析。因此，每个这种辅场可以提供在重建中使用的附加维度，从而潜在地增加重建结果的统计稳健性。

重建在使用期间的动态更新

现在参考图1C，该图是根据本披露内容的一些示例性实施例的基于来自体内探头的数据而更新重建的体腔图的方法的示意流程图。

在框130，在一些实施例中，基于电压/空间映射的现有状态将从体内探头11在一些实际体腔位置获取的位置数据映射到该体腔的空间重建中的位置，例如如关于图1A的框112描述的重建模型。在这个阶段的体腔的空间重建可能包括在体内探头11的位置处的足够缺陷，以便需要附加的改进才能达到正在进行的医疗程序的操作所需的精度。

在框132，使用在框130从体内探头获取的位置数据来更新电压/空间映射。在一些实施例中，更新的映射包括新位置数据和先前用于生成电压/空间映射的现有状态的数据的加权组合。

在框134，做出是继续重复框130、132和134(即，程序继续)还是不继续(程序结束)的决策。可选地，以适用于数据采集速率的任何速率执行映射和更新，例如，以约0.1Hz、0.3Hz、1Hz、10Hz、15Hz、20Hz、30Hz、60Hz、100Hz、或者另一重建更新速率来执行。

现在参考图10，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的在体腔组织的病变期间体腔的重建图的改进和使用。

在一些实施例中，用于治疗心房颤动的消融手术的目的是将涉及从诱发纤维性颤动发作的心血管组织的区域与心脏的主体电隔离。在一些实施例中，用于实现这个目标的计划包括在包括较小病变的链接在一起的序列的心脏壁中形成消融线。在图10中，圆圈52指示针对左心房壁组织50中的病变的规划位置，以便在一个或多个肺静脉48中隔离出致电源。示出了两个已经放置的病变51以及在消融过程中的部分病变53。放置的病灶51遵循消融规划的相对定位可以对成功的预后产生显著影响，因为较小病变51之间的间隙可以允许电重新连接，并且治疗失败作为可能的结果。

在本发明的一些实施例中，在探头围绕心脏移动时基于来自消融探头11本身的电压测量读数对体腔重建进行连续更新有助于在活动(并且可能地感兴趣和/或对程序来说重要)也增加的地方提高体腔重建的分辨率、精度和/或准确度。此外，鉴于在小病变的正确相对放置是程序成功的重要因素，在用于指导后续定位的重建中包括最近的附近位置数据是潜在的优势。例如，在一些实施例中，可以在重建模型的视图上标记已经产生的病变的位置，例如，标记为指示病变大小的大小的彩色圆圈。云1010仅表示在形成消融线期间最近的电压测量所变换到的位置。出于说明的目的，所示的采样密度降低。与探头的大小和运动相比，可选地以相对高的频率进行电压测量，因此在仔细定位移动期间的空间采样间隔通常小于探头直径的约10％。例如，以每秒约100次测量的采样率同时将1mm直径探头每秒移动大约10mm将导致每100μm测量一次。因此，通常将存在大量的相邻位置电压测量可用于确定与最近消融相关的电流消融探头位置。

小病变的产生典型地需要将消融探头固定定位几秒钟，使得也有充裕的时间来获取相位信息，例如如关于图5A至图5E所描述。这个相位信息可以在程序期间以不同方式用于辅助定位，如现在所描述。

在本发明的一些实施例中，当在心室重建模型内显示体内探头位置时，在显示心脏和/或探头的相位运动(在随后的讨论中称为“相位保真度”)与抑制这些运动(“相位稳定”)之间存在权衡。可选地，以全相位保真度、全相位稳定性或者两者的一些中间组合显示实际的相位运动(只要可获得的信息允许)。

更高的相位保真度具有使操作者更清楚体内探头的哪些控制运动(例如，导管操纵)实际上是可能的以及它们的效果可能如何的潜在优点。例如，在探头接近心脏壁时，它可以间歇性地与跳动的组织接触或脱离接触。清楚地看到这一点可以有助于引导操作者确定在开始治疗之前是否需要更多推进以到达组织壁。另一方面，以更大相位稳定进行显示具有从操作者的视角移除分散注意力的运动的潜在优点，以便于集中在识别和到达目标位置。

在本发明的一些实施例中，根据不同类型的相位运动来划分相位运动的稳定/保真度。同样地影响体内探头和其所在的腔两者的相位运动(例如，相位运动的刚性平移分量)对于操作者来说通常不太感兴趣，因为这两者的相对位置通过这种运动保持不变。在一些实施例中，优选地为操作者抑制这个分量(例如，在提供给操作者的示出探头在重建内的位置的视图上没有重现该运动)。

在许多情况下，心脏的跳动导致反复的扩张和收缩，从而改变心脏壁和体内探头的相对位置。在一些实施例中，心脏壁被示为在基本上固定的位置(至少在一次心跳的持续时间内)，并且探头被示为移动。如果未特别考虑电磁场和/或腔几何形状的相位变化，则显示这种相对运动将是典型的结果。然而，所产生的明显运动不仅可能看起来相当像人工的，而且对于试图到达特定目标的操作者来说也可能分散注意力。

在一些实施例中，具有更大相位保真度的可选显示模式将由组织移动引起的相对运动表示为所显示的组织移动，而探头本身在显示中保持相对静止。这个运动可选地基于部分数据进行近似，并且不需要以最佳可用准确度进行渲染以便可用。例如，整个心脏可选地根据老一套的相位模式移动，其中仅从当前测量中确定少量的参数。这种方法可以用于维持体内探头的尖端与其最接近的组织之间的距离的精确表示，而其他相位移动被表示为暗示实际进行的运动，而不一定准确。

在本发明的一些实施例中，相位相对探头/组织运动可选地分成归因于组织的相位运动的分量和归因于探头的相位运动(因为探头被组织运动干扰)的分量两者。可选地，对于特定区域，通过比较探头11在与组织壁接触时和不接触时的测量环境的变化来执行(例如，统计性地)这些运动的分离。通过所测量的接触运动未考虑到的所测量的非接触运动可选地被指定为“探头运动”。另外地或替代性地，基于对体内探头11的锚定解剖结构的运动(例如，探头11通过其进入心脏的小窝和/或血管根部的移动)的物理分析而考虑到探头本身的相位运动。可选地，这种分析考虑了体内探头的远端已经过这种锚定区域的程度。

在一些实施例中，抑制相位组织运动和相位探头运动两者的显示(相位稳定)，只要也可以使相对位置的一些度量稳定即可。例如，相对于心跳周期的某个特定相位，可选地显示探头11与心脏壁组织50之间的显示距离。可选地，例如，当实际探头位置延伸超过其接近的组织壁的显示位置时，显示的探头位置仍然保持在壁的位置处。可选地，存在对探头朝向壁增加推进的一些其他显示的指示，诸如接触的壁区域变形，好像它正在经历增加的接触力一样。

在一些实施例中，相位稳定和相位保真度可选地混合。例如，在刚刚描述的一些实施例中，基本上抑制了身体组织的相位运动的显示(例如，心室的壁被显示为没有跳动)。然而，在探头11由于相位运动而经历间歇接触和/或力的情况下，可选地显示组织接触区域处的恒定或相变指示(例如，组织或探头的变形)以指示这一点。这个指示不一定指示在经历相位运动的结构的整个显示表示上的相位运动。

还应当注意，心脏大小的由于心跳引起的相位心跳内变化可选地与显示的心脏大小由于心率的变化引起的心跳间变化不同地处理，例如如本文关于图5A至图5D所描述。

重建服务模块的输入和功能

现在参考图11，该图示意性地表示根据本披露内容的一些示例性实施例的对重建服务模块21的输入以及由该重建服务模块执行的功能。

图11将在本发明的一些实施例中提供并且关于本文中的其他附图描述的重建服务模块21的功能集合在一起，例如如下文所指示。并非在本发明的每个实施例中都提供所有功能；相反，它们可选地以本文所述的可用输入和重建支持功能的任何合适组合来提供。在一些实施例中，重建服务模块21被实施为计算机代码，该计算机代码可选地结合专用于信号和/或图像处理的数字信号处理(DSP)和/或图形处理硬件。可选地在单个计算设备内实施，或者将实施分布在多个计算设备中。重建服务模块21内所示的每个功能块1102、1104、1106、1108、1110和1112表示对主要(即“整体”)EM映射功能1100的不同贡献。这些功能块中的任一者可选地由重建服务模块21提供。功能块1102、1104、1106、1108、1110和1112中的每一者可以被理解为根据它们自己的特定能力对主EM场映射功能1100做出贡献。可选地，对映射的贡献是通过功能块1102、1104、1106、1108、1110和1112的操作的任何合适组合来实现。

在一些实施例中，用于重建的基本输入包括探头位置电压映射数据1103，该数据可以包括例如指示由探头上的各种电极进行的电压测量的数据，其中每个测量与进行该测量的电极的标识符以及进行测量的频率相关联。探头位置电压映射数据1103可选地相对于至少三个交叉电磁场提供，并且可选地相对于任何数量的电磁场提供(例如，如关于图8A至图8B和图9A至图9B所描述)。

在一些实施例中，并且使用位置电压映射数据1103，探头几何形状约束的映射功能块1104产生电压/空间映射，例如如关于图1A的框112所详述。可选地，这结合一个或多个空间相干性准则来执行。在一些实施例中，这个电压/空间映射用作基本映射，其他功能块1102、1106、1108、1110和1112可选地作用于该基本映射并且进行修改(如下文进一步解释)。

作为输出，重建服务模块21产生组织区域重建1113。重建1113进而可选地由一个或多个客户端模块1115使用。例如，关于图1A的框114详述了组织区域重建的使用。客户端模块1115可以是关于框114描述的功能的任何硬件或软件实施方式，诸如显示和/或导航的功能、程序评估、程序规划和/或重新规划、或者另一功能。

现在依次描述由剩余功能块1102、1106、1108、1110和1112产生的修改。

可选地，在使用多于三个(例如)主电磁场来生成探头位置电压映射数据1103的情况下，重建服务模块21使用“额外”场来实施电磁场映射1102。这些可以是使用体表电极产生的电场，例如如关于图8A至图8B和图9A至图9B所描述；除了用于感测探头位置电压映射数据1103之外，还使用其他体内探头上的电极；和/或使用用于感测的同一探头上的电极。

在本发明的一些实施例中使用的可选的第一辅助输入1107可以包括在早期程序期间或者在本程序中的早些时候从患者获得的CT和/或MRI图像数据和/或重建数据(诸如探头位置电压映射数据)。另外地或替代性地，第二组辅助输入可以包括解剖图谱数据1109。在一些实施例中，辅助输入1107和1109对应于图12的解剖数据31。可选地，这些辅助输入由重建服务模块21中的解剖约束的映射功能块1110的功能使用。解剖约束的映射功能块1110可选地使用辅助数据输入1107、1109中的一者或多者来帮助缩放和/或定向组织区域重建1113。可选地，辅助输入1107、1109中的一者或多者用于帮助识别位置感测误差，例如，在产生组织区域重建1113时，可以忽略位于被确定为不可物理地接近的位置的感测位置。

可选地，提供电磁场模拟数据1111(在一些实施例中，对应于电磁场模拟数据32)，以供重建服务模块21中的模拟约束的映射1112的功能使用。电磁场模拟数据1111进而可选地基于辅助输入数据1107和/或1109中的一者或两者。例如，本文关于图7描述了电磁场模拟。

可选地，组织区域重建1113包括基于呼吸和/或心跳数据1101根据通过重建服务模块21的功能针对相位数据校正的映射1106进行的处理对于心跳和/或呼吸的相位进行校正。这例如在本文关于图3A至图3C和图5A至图5E进行了描述。

可选地，基于探头测量到的组织状况感测数据1105生成和/或改进组织区域重建1113，如例如通过的重建服务模块21的功能针对状况链接的映射1108进行处理。这例如在本文关于图6进行了描述。

综述

预期在从本申请成熟的专利的期限内，将开发出许多相关的体内探头；术语体内探头的范围旨在包括所有这些先验新技术。

如本文中参考量或值所使用，术语“约”意指“在......的±10％内”。

术语“包括(comprises)”、“包括(comprising)”、“包含(includes)”、“包含(including)”、“具有(having)”及其同源词意指：“包括但不限于”。

术语“由......组成”意指：“包括但限于”。

术语“主要由......组成”意指组合物、方法或结构可以包括附加成分、步骤和/或部分，但条件是这些附加成分、步骤和/或部分不实质性地改变所要求保护的组合物、方法或结构的基本特征和新颖特征。

如本文所使用，除非上下文清楚地另外指明，否则单数形式“一个”、“一种”以及“该”包括复数指示物。例如，术语“化合物”或“至少一种化合物”可以包括多种化合物，该多种化合物包括它们的混合物。

词语“示例”和“示例性的”在本文中用于意指“充当示例、实例或说明”。被描述为“示例”或“示例性”的任何实施例不必被解释为优于或胜过其他实施例和/或排除并入其他实施例的特征。

本文中使用的词语“可选地”意指“在一些实施例中提供而在其他实施例中不提供”。本发明的任何具体实施例可以包括多个“可选的”特征，除非此类特征冲突之外。

如本文所使用，术语“方法”是指用于完成给定任务的方式、手段、技术和程序，包括但不限于化学、药理学、生物学、生物化学和医学领域的从业者已知的或容易由已知方式、手段、技术和程序来开发的那些方式、手段、技术和程序。

如本文所使用，术语“治疗”包括消除、基本上抑制、减缓或逆转病状的进展、基本上改善病状的临床症状或美学症状或基本上防止病状的临床症状或美学症状出现。

贯穿本申请，本发明的实施例可以参考范围格式呈现。应理解的是，采用范围格式的描述仅为了方便和简洁起见，并且不应当解释为是对本发明的范围的硬性限制。因此，对范围的描述应当被认为是具有确切披露的所有可能的子范围以及该范围内的单独数值。例如，诸如“从1到6”等范围的描述应当被认为是具有诸如从“1到3”、“从1到4”、“从1到5”、“从2到4”、“从2到6”、“从3到6”等确切披露的子范围；以及该范围内的单独数字，例如，1、2、3、4、5和6。无论范围的宽度如何，这都适用。

除非上下文另有明确说明，否则每当本文指示数值范围(例如，“10至15”、“10到15”、或由这些另一个这样的范围指示连接的任何数字对)时，都意味着包括在所指示的包括这些范围限制的范围限制内的任何数字(分数或整数)。短语在第一指示数字与第二指示数字“之间的范围/变动范围/范围”以及从第一指示数字“到”、“达到”、“直到”或“至”(或另一个这种范围指示术语)第二指示数字的“范围/变动范围/范围”在本文中可互换使用，并且意指包括第一指示数字和第二指示数字以及在其之间的所有分数和整数。

尽管结合本发明的特定实施例描述了本发明，但是显然对于本领域的技术人员而言，许多变型、修改和变更是显而易见的。因此，意图涵盖落入所附权利要求书的精神和广泛范围内的所有这种替代方案、修改以及变化。

在本说明书中提及的所有公开、专利和专利申请在本文通过援引以其全文并入本说明书中，达到如同每个单独的公开、专利或专利申请被具体且单独地指示通过援引并入本文的相同程度。此外，本申请中对任何参考文件的引用或标识不应解释为承认这种参考文件可用作本发明的现有技术。在使用章节标题的意义上，它们不应被解释为必然进行限制。

应理解的是，为清楚起见在单独的实施例的背景下描述的本发明的某些特征也可以在单个实施例中组合提供。相反地，为简便起见，在单个实施例的背景下描述的本发明的不同特征也可以单独地或以任何适合的子组合或在适当情况下提供于本发明的任何其他已描述的实施例中。在不同实施例的背景下描述的某些特征不认为是那些实施例的必需特征，除非实施例在没有那些要素的情况下是无效的。

Claims (32)

1.一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔形状的方法，该方法包括：

使用体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器来接收对这些交叉电磁场的测量，利用该探头在该体腔中的多个位置执行该测量；以及

基于这些接收到的测量来重建该体腔的形状；

其中，该重建包括将对这些交叉电磁场的测量分配到多个位置，使得姐妹位置之间的距离的可变性被最小化，

其中，姐妹位置是分配给姐妹测量的位置，并且姐妹测量是由该体内探头上承载的彼此相距该已知距离的两个传感器基本上同时测量的对这些交叉电磁场的测量。

2.如权利要求1所述的方法，其中，减小可变性的准则减小了姐妹位置的距离与该已知距离之间的差异。

3.如权利要求1或2所述的方法，其中，该重建包括以分段保留方式将这些测量分配到多个位置。

4.如权利要求1至3中任一项所述的方法，其中，该重建包括：通过可分解为不同空间频率的分量的测量到位置变换来将这些测量分配到多个位置，并且最小化该变换的高频率分量。

5.如权利要求1至4中任一项所述的方法，其中，这些测量由三个或更多个传感器获得。

6.如权利要求5所述的方法，其中，至少该三个或更多个传感器中的两个之间的距离是未知的。

7.如权利要求1至6中任一项所述的方法，其中，这些体内探头传感器包括电极。

8.如权利要求7所述的方法，其中，这些传感器测量电压。

9.如权利要求1至8中任一项所述的方法，其中，这些测量包括电压测量。

10.如权利要求8或9所述的方法，其中，该电压指示阻抗。

11.如权利要求1至10中任一项所述的方法，其中，这些测量包括阻抗测量。

12.如权利要求1至11中任一项所述的方法，其中，该体内探头包括多于两个传感器，这些传感器彼此相距预定距离地固定到该体内探头的刚性部分。

13.如权利要求12所述的方法，其中，该体内探头灵活地改变这些传感器之间的距离，并且该方法包括测量指示该体内探头的弯曲的至少一个参数，并且其中，在该重建中使用的多个传感器的位置基于指示弯曲的参数进行调整。

14.如权利要求1至11中任一项所述的方法，其中，这些传感器的位置包括这些传感器沿着该体内探头的多个区段彼此相距预定距离的安排，其中，这些区段被配置成打开到展开构型直至所述预定距离。

15.如权利要求1至14中任一项所述的方法，其中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

16.如权利要求1至15中任一项所述的方法，包括：

接收指示对随时间变化的至少一个参数的测量的数据以及该体腔形状的变化；

其中，重建包括使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

17.如权利要求16所述的方法，其中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的心跳相位。

18.如权利要求16至17中任一项所述的方法，其中，该随时间变化的至少一个参数包括该受试者的呼吸相位。

19.如权利要求16至18中任一项所述的方法，其中，重建包括最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中，静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。

20.一种基于对在体腔内建立的多个交叉电磁场的体内测量来重建受试者的体腔形状的装置，该方法包括：

计算机电路系统，该计算机电路系统被配置成：

使用体内探头上承载的彼此相距已知距离的两个传感器来接收对这些交叉电磁场的测量，利用该探头在该体腔中的多个位置执行该测量；以及

基于这些接收到的测量通过以下操作来重建该体腔的形状：

将对这些交叉电磁场的测量分配到多个位置，使得姐妹位置之间的距离的可变性被最小化，

其中，姐妹位置是分配给姐妹测量的位置，并且姐妹测量是由该体内探头上承载的彼此相距该已知距离的两个传感器基本上同时测量的对这些交叉电磁场的测量。

21.如权利要求20所述的装置，其中，该计算机电路系统被配置成最小化姐妹位置的距离与该已知距离之间的差异，以重建该体腔的形状。

22.如权利要求20或21所述的装置，其中，该计算机电路系统被配置成以分段保留方式将这些测量分配到多个位置。

23.如权利要求20至22中任一项所述的装置，其中，该计算机电路系统被配置成在最小化可分解为不同空间频率的分量的测量到位置变换的高频率分量之后，通过该变换来将这些测量分配到多个位置。

24.如权利要求20至23中任一项所述的装置，进一步包括该体内探头。

25.如权利要求24所述的装置，其中，该体内探头包括三个或更多个传感器。

26.如权利要求25所述的装置，其中，至少该三个或更多个传感器中的两个之间的距离是未知的。

27.如权利要求24至26中任一项所述的装置，其中，这些体内探头传感器包括电极。

28.如权利要求24至27中任一项所述的装置，其中，这些传感器测量电压。

29.如权利要求24至28中任一项所述的装置，其中，该体内探头包括多于两个传感器，这些传感器彼此相距预定距离地固定到该体内探头的刚性部分。

30.如权利要求20至29中任一项所述的装置，其中，该多个交叉电磁场包括在这些传感器的电极之间建立的至少一个电磁场。

31.如权利要求20至30中任一项所述的装置，其中，该计算机电路系统被配置成接收指示对随时间变化的至少一个参数的测量的数据以及该体腔形状的变化；以及使用指示该至少一个参数的数据来减小该体腔形状的变化对该重建的影响。

32.如权利要求31所述的装置，其中，该计算机电路系统被配置成最小化静态测量被变换到的物理空间的体积，其中静态测量是在该体内探头抵靠该体腔的移动组织固定时测量到的测量。