CN111479497A - 使用复阻抗测量评估电极与组织之间的接触的方法 - Google Patents

Abstract

本公开涉及一种用于测量在多个电极上的阻抗并评估医疗设备的电极与患者组织之间的接近度或接触的系统和方法。在一个实施例中，使用双极电极复阻抗测量来评估各个电极和心脏组织的接触。最初，基于电极对所施加的驱动信号的响应针对各个电极中的每一个建立基准阻抗值。在建立基准阻抗值之后，针对每个电极测量一系列随后的阻抗值。针对每个电极，可以将每个随后的阻抗值与该电极的先前的基准阻抗值进行比较。如果随后的阻抗值小于给定电极的基准阻抗值，则可以将基准阻抗值重置为随后的阻抗值。这样的系统和方法特别适用于具有许多电极的医疗设备。

Description

使用复阻抗测量评估电极与组织之间的接触的方法

交叉引用

本申请要求于2017年12月19日提交的美国临时申请No.62/607,554的申请日的权益，其全部内容通过引用合并于此。

技术领域

本公开涉及医疗设备的电极的基于电阻抗的测量，以确定除其它事项之外，组织与医疗设备的电极之间的接触。更具体地，本公开涉及同时感测多个电极到身体中的组织的接近度。

背景技术

导管被用于越来越多的程序中。例如，导管被用于诊断、治疗和消融程序，仅举几个例子。通常，导管被操纵通过患者的脉管系统，并且到达预期的部位，例如患者心脏内的部位。导管通常携带一个或多个电极，其可以被用于消融、诊断等。

在许多程序中，了解导管上的电极的接触状况(例如，在血池中与组织接触)可能是有益的。例如，在电生理学标测程序中，存在于电极上的电信号可能根据电极是与组织接触还是与血池中的组织邻近而变化，并且该差异可以在软件中被考虑。在另一示例中，在消融程序中，可能期望仅在电极与要被消融的组织接触时才驱动消融电流。

一种可以用于确定导管上的电极是否与组织接触的现有方法包括在该电极与患者体内其他位置(例如，患者体内的稳定位置)或者患者体表上(例如，在患者的皮肤上)的电极之间驱动电流，并评估电极之间的阻抗。为了确定那些电极之间的阻抗，医疗设备上的电极的电势可以参考第三电极，该第三电极也可以在患者体内的其他位置或在患者的体表上。

前述讨论仅旨在说明本领域，而不应视为对权利要求范围的否认。

发明内容

测量电极的阻抗已经被证明可以提供检测电极何时与组织(例如，心内组织)接触的可靠方法。具体地，由于与血液相比组织的电导率降低，一旦电极与组织接触，电极的阻抗会明显高于将电极布置于血池(例如，患者内腔)内时的阻抗。本公开涉及使用阻抗测量来评估电极与组织之间的接触。在一个实施例中，本公开涉及使用双极电极复阻抗测量来评估电极与心脏组织之间的接触。这样的评估可以在诸如电子控制单元的系统中实施，该系统测量所连接的医疗设备的电极之间的阻抗。这样的系统可以包括控制器或频率源，其被配置为生成多个驱动信号。每个驱动信号可以具有独特的调制频率，该独特的调制频率可以是公共基频的谐波。控制器或频率源可以进一步被配置为在所连接的医疗设备的各个电极对上同时施加多个驱动信号中的每一个。该医疗设备可以是导管。然而，该系统不限于与导管一起使用，并且可以与其他医疗设备一起使用。该系统可以包括测量电路，该测量电路用于测量施加到医疗设备的各个电极对上的驱动信号的响应。测量电路可以包括解调器，其被配置为针对每个独特的驱动频率同时地解调响应信号。解调器可以生成解调信号，每个解调信号具有与驱动信号的一个独特的频率相同的频率以及与独特的频率的相位不同的已知相位。这种解调可以包括正交解调以提供同相和正交信道。另外的硬件和/或软件可以将结果换算为以欧姆为单位的电阻性和电抗性阻抗。

在一个布置中，提供了一种用于建立医疗设备的电极的基准阻抗值的系统和方法，使得那些电极的随后的阻抗变化可以被用于评估组织接触和/或电极何时进入和离开导引器(即，有护套或无护套)。该系统和方法包括在医疗设备的不同的各个电极对上同时施加具有独特的频率的多个驱动信号。最初，基于电极对所施加的驱动信号的响应，针对多个电极中的每一个测量基准阻抗值。测量阻抗值可以进一步包括同步解调电极对同时施加的驱动信号的响应。驱动信号的施加和阻抗值的测量可以持续预定的时间段。因此，在初始阻抗测量之后，可以针对每个电极测量一系列随后的阻抗值。针对每个电极，可以将每个随后的阻抗值与该电极的先前的基准阻抗值进行比较。如果随后的阻抗值小于给定电极的基准阻抗值，则可以将基准阻抗值重置为该随后的阻抗值。在该方面，最低的测量阻抗值可以被建立为给定电极的基准阻抗值。

该系统和方法可以各自被用于具有大量电极的医疗设备。在这样的应用中，医疗设备可以结合测量阻抗值相对于患者内腔移动。这种移动允许电极移动与患者组织接触和脱离接触。接近连续的阻抗值测量结合医疗设备的移动允许在医疗设备的电极不与患者组织接触的同时确定基准阻抗值。

该系统和方法可以进一步包括将随后的阻抗值与建立的基准阻抗值进行比较，以生成电极和患者组织之间的组织接近度的指示。例如，如果随后的阻抗值大于基准阻抗值，则可以评估随后的阻抗值与基准阻抗值之间的变化以确定组织接近度。组织接近度的这种指示可以包括电极与组织之间的接触和非接触的二元指示。可替代地，组织接近度的指示可以提供电极与组织之间的接触状况的范围。此外，所建立的基准阻抗值可被用于确定电极何时有护套或无护套。

该系统和方法可以进一步包括在显示设备上显示每个电极的组织接近度的指示。另外，这样的显示可以包括识别每个电极相对于患者内腔的定位，使得组织接近度的指示可以显示在患者内腔的标测图的相应定位。

在另一个布置中，提供了一种系统和方法，用于在医疗程序期间为医疗设备的电极动态地建立基准阻抗值，并生成电极与患者组织之间的组织接近度的指示。该系统和方法包括在医疗设备的不同的各个电极对上施加多个驱动信号，每个驱动信号具有独特的频率。可以结合例如消融能量的施加将驱动信号施加到一个或多个电极。响应于所施加的驱动信号，可以针对多个电极中的每一个测量一系列阻抗值。可以将一系列阻抗值中的每一个与电极的先前基准阻抗值进行比较。如果随后的阻抗值大于基准阻抗值，则可以生成组织接近度的指示并显示在显示设备上。这可能需要识别电极相对于患者内腔的定位，其中组织接近度的指示在显示器上显示在患者内腔的标测图的相应定位。如果随后的阻抗值低于基准阻抗值，则基准阻抗值可以被重置为随后的阻抗值。

在所提出的系统或方法的任一个中，阻抗值可以包括具有同相(例如，实数)分量和正交(例如，虚数)分量的复阻抗值。在一个布置中，可以基于复阻抗值的一个分量来生成组织接近度的指示。在一个特定的布置中，可以将阻抗值的实数分量与基准阻抗值的实数分量进行比较，以提供组织接触的指示。在该布置中，可以比较阻抗值的正交分量，以确定例如由与组织以外的结构的接触和/或接近引起的干扰。举例来说，阻抗值的正交分量可以用于识别电极何时有护套或无护套和/或电极何时接触另一个电极。

在所提出的系统或方法的任一个中，随后的阻抗值可以被用于生成患者组织变化的指示。举例来说，随后的阻抗值和基准阻抗值之间的变化可以提供在消融程序期间患者组织中损伤形成的指示。

在进一步的布置中，提供了一种用于确定空间相关的基准阻抗值的系统和方法。在该布置中，针对例如三维空间(诸如患者内腔)内的特定定位来确定基准阻抗值。阻抗值的随后的变化是在逐个定位的基础上评估的，而不是在逐个电极的基础上评估的。该方法包括识别医疗设备的每个电极在三维空间中的定位。也就是说，可以在三维空间的子区域内识别每个电极。子区域可以被定义为三维空间的网格或其他子部分。将驱动信号施加到医疗设备的每个电极，并测量电极对驱动信号的响应。针对每个电极生成阻抗值。基于电极在三维空间中的定位和该电极的阻抗值，为三维空间的子区域分配基准阻抗值。也就是说，为包含电极的子区域分配该电极的阻抗值作为基准阻抗值。将位于该子区域中的电极的随后的阻抗值与该子区域的基准阻抗值进行比较。如果子区域的随后的阻抗值大于该子区域的基准阻抗值，则可以生成电极与组织之间的组织接近度的指示。如果该子区域的随后的阻抗值小于该子区域的基准阻抗值，则可以将基准阻抗值重置为该随后的阻抗值。该系统和方法可以进一步包括在整个三维空间中移动医疗设备的电极，以将基准阻抗值分配给三维空间的大部分或所有子区域。该方法也可以用于在例如消融程序期间生成每个子区域中损伤形成的指示。

附图说明

图1是具有远侧套索部分的细长医疗设备的示例性实施例的等距视图。

图2是图2的细长医疗设备的远端部分的端视图，示出了可以在设备上使用的多个电极。

图3是用于确定细长医疗设备上的两个电极处的阻抗的系统的示例性实施例的示意图。

图4是细长医疗设备的替代实施例的远端部分的端视图，示出了高电极数。

图5是示出作为信道数的函数的总电流的图表。

图6是示出最大信道数与电流的关系的图表。

图7是示例性系统的示意图，该系统可以包括用于确定细长医疗设备上的多个电极对的阻抗的功能。

图8是电流源的一个实施例的示意图。

图9是测量电路和解调电路的一个实施例的示意图。

图10是被配置为向医疗设备的电极提供多个驱动信号的电流源的实施例的示意图。

图11是被配置为测量和解调来自医疗设备的多个电极的响应的测量电路和解调电路的实施例的示意图。

图12是示出多个谐波频率的总电流的图表。

图13是示出当多个谐波频率具有随机相位偏移时的总电流的图表。

图14是示出与所公开的系统一起使用的过程的流程图。

图15是示出与所公开的系统一起使用的另一过程的流程图。

图16A示出接触患者组织的医疗设备。

图16B示出图16A的简化电路。

图17A-17C示出医疗设备与患者组织之间的三个接触水平。

图18示出布置在心室内的医疗设备。

图19是示出用于确定基准阻抗值的第一过程的流程图。

图20是示出用于确定基准阻抗值的第二过程的流程图。

图21示出将患者内腔划分为用于基准阻抗确定的子区域。

图22是示出用于确定基准阻抗值的第三过程的流程图。

图23A和23B示出显示患者内腔的几何形状的接触标测图。

图24示出针对不同接触的电极的正交阻抗响应。

图25是电极随时间的阻抗响应的第一曲线图。

图26是电极随时间的阻抗响应的第二曲线图。

具体实施方式

现在参考附图，其中在各个视图中，相似的数字指示相同或相似的元件，图1是细长医疗设备24的示例性实施例的等距视图。细长医疗设备24可以包括例如诊断和/或治疗输送导管、导引器或护套或其他类似设备。为了说明和清楚的目的，以下描述将关于其中细长医疗设备24包括导管(即，导管24)的实施例。然而，将理解的是，其中细长医疗设备24包括除了导管之外的细长医疗设备的实施例仍然在本公开的精神和范围内。

参考图1，导管24可以包括具有远端部分26和近端部分30的轴杆28。导管24可以被配置为被引导穿过患者身体并被布置在患者体内。因此，轴杆28的近端部分30可以耦合至手柄32，手柄32可以包括使医师能够引导远端部分执行诊断或治疗程序的特征，仅例如，在患者心脏上的消融或标测程序。因此，手柄32可以包括一个或多个手动操纵机构34，例如旋转机构和/或纵向机构，其耦合至牵引线以使轴杆的远端部分偏转。操纵机构、牵引线和相关硬件的示例性实施例仅例如在美国专利申请公开No.2012/0203169中描述，其全部内容通过引用合并于此。手柄32可以进一步包括用于耦合到标测和导航系统的一个或多个机电连接器、消融发生器和/或其他外部系统。手柄32还可以包括一个或多个流体连接器36，用于耦合至流体的源和/或目的地，仅例如，重力给水泵或固定泵或变速泵。因此，轴杆28的远端部分26还可以包括一个或多个流体端口或歧管，用于分配或收集流体，仅例如，在消融程序期间的冲洗流体。流体端口可以与延伸穿过轴杆28到达手柄32的一个或多个流体管腔流体耦合。在一些实施例中，细长医疗设备24可以包括导引器，该导引器包括至少一个管腔，该至少一个管腔被配置为接收诸如导管或探针的另一个设备。

示例性导管24的轴杆28的远端部分26可以具有套索形状。也参见图2。在该实施例中，套索形状可以由例如布置在轴杆内的形状记忆线形成。尖端电极22和多个环形电极20A、20B、20C、20D、20E、20F、20G、20H、20I(其在本文中可以单独地且一般地被称为环形电极20，或在多个的情况下被称为环形电极20)可以被布置在轴杆28的远端部分26上。例如，尖端电极22和环形电极20可以被布置在轴杆28的套索部分上。在所示的实施例中，远端部分26包括九(9)个环形电极20(即，如图2所示，具有总共十个电极的“十极”导管)。在其他实施例中，远端部分26包括十九(19)个环形电极20(即，具有总共二十个电极的“双十极”导管)。图1和图2中所示的导管24上的电极20、22可以被用于向组织施加消融能量、从组织获取电生理数据、确定轴杆的位置和方向(P&O)和/或其他目的。电极20、22可以被耦合到轴杆28内的电线，该电线可以延伸到手柄32和机电连接器以用于耦合到外部系统。在一个非限制性实施例中，环形电极20可以成对放置，成对的两个电极20沿轴杆28的长度彼此隔开第一距离布置，以及第二对电极20沿轴杆28的长度间隔第二距离。例如电极20B和20C(例如，双极电极对)可以被视为第一对，电极20D和20E可以被视为第二对，依此类推。这些距离可以相等，或者第一距离可以与第二距离不同。将理解的是，图1和图2中所示的导管24本质上仅是示例性的。本公开的教导可以发现与许多其他医疗设备一起使用，例如圆形标测导管、其他已知的标测和诊断导管以及其他已知的医疗设备。

具有多个电极的细长医疗设备，例如导管24，可以在用于评估细长医疗设备与患者组织之间的接触状况的系统中找到用途。如背景技术中所提到的，在一些已知的系统中，可以在布置在体内的细长医疗设备上的电极与皮肤电极之间驱动电流以评估这种接触。可以参考第三电极(例如，另一个皮肤电极)来测量体内电极上的电势，并且可以计算阻抗，其中这种阻抗可以指示接触状况。这样的单极系统和方法可以通过一种用于根据在同一设备上(例如，在患者体内的同一细长医疗设备上)的两个电极之间驱动的电流来评估接触状况的系统来改进。也就是说，可以在同一设备上在电极对(例如，双极电极对)之间测量阻抗，消除在单极布置中可能出现的伪像。例如，在单极布置中，内部电极和外部电极之间的一些电流必须传递通过患者的肺部，这会随着每次呼吸而改变阻抗。

图3是用于根据同一设备上的两个电极(例如，双极电极)之间驱动的电流来评估接触状况的系统40的示意图。系统40可以包括医疗设备42，该医疗设备42包括具有各自的阻抗Z_A、Z_B的至少两个电极A、B、检测放大器44和信号发生器46。在一个非限制性实施例中，检测放大器可以包括两个运算放大器(op amp)52_A、52_B、参考电极R和测量电路或阻抗传感器，它们可以是电子控制单元(ECU)50的一部分。在一个实施例中，信号发生器可以被合并到ECU中或者可以被认为是ECU的一部分。

医疗设备42可以是或可以包括诸如导管24(参见图1)的细长医疗设备。电极A、B可以是设备上的任何两个电极。例如，参考图2，电极A、B可以是尖端电极22和第一环形电极22A。可替代地，电极A、B可以是两个环形电极20D和20E、或者20F和20G等。

信号发生器46可以被配置为生成(例如，除了其他信号之外)在电极A、B上的驱动信号或激励信号(即，使用一个电极作为源(source)而另一电极作为汇(sink))。在一个实施例中，驱动信号的频率可以在大约1kHz至超过500kHz的范围内，更典型地在大约2kHz至200kHz的范围内，以及甚至更典型地大约为20kHz。在一个实施例中，驱动信号可以是恒定电流信号，通常在20-200μA之间的范围内，并且更典型地大约为100μA。

ECU 50可以包括常规滤波器(例如，带通滤波器)以阻止不感兴趣的频率，但是允许诸如驱动频率的适当的频率通过，以及用于获得所测量的复阻抗的分量部分的常规信号处理软件。因此，ECU 50可以包括存储这种信号处理软件的存储器和被配置为执行信号处理软件的处理器。ECU50可以包括任何处理装置，例如，如上所述，存储器和处理器。附加地或可替代地，阻抗传感器可以包括专用集成电路(ASIC)、可编程逻辑设备(PLD)、现场可编程门阵列(FPGA)和/或其他处理设备。

检测放大器44可以具有可以电连接到第一电极A的正极连接器(例如，第一信道)和可以电连接到第二电极B的负极连接器(例如，第二信道)。正极连接器和负极连接器可以相对于检测放大器44的其他部件布置，以便当与电极A、B连接时，形成图3中示意性示出的电路。应当理解，本文所使用的术语“连接器”并不意指特定类型的物理接口机构，而是被广泛地考虑以表示一个或多个电节点。

检测放大器可以驱动同一设备上的电极A、B之间的电流，以评估电极A、B与组织之间的接触状况。可以基于那些驱动电流来计算阻抗以确定接触状况。该系统可以被配置为确定第一电极A和第二电极B的各自的阻抗以确定接触状况。

阻抗的确定可以开始于在电极A和B之间驱动正弦电信号(例如，驱动信号或激励信号)，电极A和B中的一个被选择为源，而另一个被选择为汇。可以通过ECU 50来进行源和汇的选择，并且通过信号发生器46来驱动电流。驱动信号可以具有预定的特性(例如，频率和振幅)。在驱动电极A和B之间的电流的同时，在电极A和B上测量电势。在一个实施例中，可以通过检测放大器来测量电势。检测放大器相对于电极A和B之间的路径可以呈现非常高的阻抗(例如，在一个实施例中，约为100kΩ或更大，和/或在一个实施例中，比电极A、B中的一个的标称阻抗大50倍或更大，和/或在一个实施例中，比电极A、B中的一个的标称阻抗大100倍或更大)，因此检测放大器对电极A、B上的电势的测量的影响可以忽略不计。

测量可以进一步包括将测量的电势参考诸如电极R(图3所示)的参考电极。在一个实施例中，参考电极R可以是皮肤电极，诸如身体贴片电极。可替代地，参考电极R可以是另一个患者体内电极。可以通过将电极A上的电势输入到第一运算放大器52_A的第一输入中，将电极B上的电势输入到第二运算放大器52_B的第一输入中，以及将参考电极上的电势输入到第一运算放大器52_A和第二运算放大器52_B的相应的第二输入中来执行这种参考。运算放大器52_A、52_B的输出可以输入到ECU 50以用于阻抗确定、接触评估和/或其他计算。在另一个实施例中，可以提供与ECU 50分离的硬件以执行一些或所有的阻抗和/或接触确定。

为了驱动电极A和B之间的电流并确定电极A和B上的电势，可以使用以特定载波频率驱动电流并解调电极A和B上的各自的电势的已知的方法。检测放大器可以放大在每个电极A、B上显现的信号，并且在解调之后，获得与每个电极的阻抗相关的电压。在电极B的情况下，恢复的电压将是负的(即，假设电极A被选择为源而电极B被选择为汇)，因此可以通过ECU 50或其他设备施加向正量的转换。由于电流源-汇电极对可以包括紧密间隔的双极，因此参考电极R处相对于双极的电势将是相似的，因此R的物理位置可能会变化，而对在A和R与B和R之间的电压影响很小。

对于在足够高的频率下测量其阻抗的给定的电极几何形状，在电极A、B之间驱动的电流所测得的电势在纯盐水或血液介质中可能本质上是电阻性的，并且可以反映电极的几何形状和溶液电导率。例如，在均质介质中的球形电极对于驱动通过电极的电流将具有根据下面的等式(1)的电势：

其中V是电势，I是施加的电流，ρ是介质电阻率，以及r是进行电势测量处的从电极的中心的距离。所测量的阻抗可以被视为电极上测得的电势除以施加的电流，如以下等式(2)所示：

基于电极几何形状的阻抗计算是众所周知的。按照如此方法，用于环形电极的等式和/或从球形电极到环形电极的转换是已知的。进一步地，可以计算和考虑电极对的一个电极(例如，A)对另一个电极(例如，B)的影响的效应。仅例如在美国专利申请公开No.2014/0364715中描述了用于基于电极几何形状计算阻抗并考虑相邻电极的影响的效应的示例性实施例，其全部内容通过引用合并于此。

对于在电极A和B之间驱动电流时所测量的每个电势，可以(例如，通过ECU 12)求解几何形状特定等式以确定在各个电极A和B上的电压(相对于参考电极R)。因此，这样的等式可以存储在ECU 50的存储器中，以由ECU 50的处理器执行。然后那些电压可以被施加到等式(1)或另一个几何形状特定等式，以确定每个电极A和B的各自的阻抗(例如，再次通过ECU 50)。基于那些阻抗，可以评估电极A和B与患者组织之间的接触状况。这样的测量可以被执行多次。此外，可以对许多组电极A和B执行这样的测量。也就是说，可以对许多不同的电极对重复执行阻抗电势以确定那些电极中的每一个的接触状况。例如，参考图1和图2所示，可以首先在电极22和20A上执行测量，然后在20B和20C上执行测量，然后在20D和20E上执行测量，依此类推。换句话说，可以顺序地确定电极对的阻抗。

尽管与基于在导管上的电极与外部/皮肤电极之间驱动的电流的接触评估相比，基于在导管(或其他医疗设备)上的电极对之间驱动的电流的接触评估提供了增加的准确性，本公开的各方面部分地基于对于先前的接触评估系统具有限制的认识。一种特定的限制是医疗标准规定了医疗设备的电流限制(辅助电流)。例如，对于低于1kHz的AC电流，此类行业标准允许心内电极的电流为10微安。在10kHz时，限值为100微安，随着频率的增加，限值按比例增加(即在20kHz时，限值为200微安)。辅助电流限制(例如阈值)与电极导管中的电流趋势相反。即，越来越多的电极被携带在导管(或其他医疗设备)上以改善例如标测精度和/或消融控制。举例来说，一个现有的电极导管，Topera/Abbott实验室的FIRMmap篮状导管，使用了64个单独的电极。其他建议的导管包含100个或者甚至200个单独的电极。图4示出了具有128个电极(20₁-20₁₂₈)的示例性导管16的远端。在所示的实施例中，导管16的远端形成为具有八个臂18a-h的可扩张篮。臂18a-h可以由形状金属线形成，使得当它们穿过例如导引器的端部布置时，它们会扩张成所示的形状。每个臂包括形成八对电极的16个电极。在这种128-电极导管的情况下，可以顺序地确定64个电极对的阻抗。如此大量电极对的这种顺序确定减少了系统的响应时间。另一个解决方案是在各个电极对上同时驱动电流。然而，如果以共同或单个频率的电流驱动电极对，则电极对之间的串扰使得识别任何给定电极对的响应变得困难或不可能。另外，在多个电极对上以单个频率驱动电流导致附加的辅助电流(例如，在表面电极或其他内部电极处)。例如，对于100微安的辅助电流限值(例如10kHz的激励频率)，具有40个电极(即20个双极电极或20对电极)的导管将被限制为使用5微安电流(即20个双极*5微安＝100微安)。总电流是所有信道对的总和。对于具有100对电极(例如，双极)的导管，驱动电流将被限制为1.0微安。随着电极数量的增加，驱动电流的大小必须减小，以将总电流保持在阈值辅助电流限值以下。可以理解，降低施加在每个双极上的驱动电流的大小会降低其响应的信噪比。因此，对于具有大量电极的医疗设备，双极电极对的响应可能会被噪声淹没。

本公开的各方面还基于以下认识：利用具有多个不同频率(例如，独特的频率)的多个驱动信号允许增加每对电极(例如，双极)的驱动电流的大小或增加双极的数量而不超过辅助电流限值/阈值。也就是说，已经认识到，总电流(其中多个双极被各自具有不同的/独特的频率的多个驱动信号激励)随着信道数的平方根而增加。在这种配置中，总测量电流或总电流为：

其中I频率是每个频率(即每个双极电极对)的电流，以及N频率是频率的总数。请注意，信道总数是频率数的两倍(因为一个频率服务于一个双极电极对)。例如，对于具有200个电极的医疗设备或导管，将使用100个不同的频率。假设这些频率高于10kHz(例如，在15-17.5kHz的2500Hz频段上间隔每25Hz)，则具有5微安电流的驱动信号将导致总电流不超过50微安(即，5微安

)，远低于10kHz的100微安限值。值得注意的是，实际的安全电流限值大于100微安，因为每个附加频率都高于先前频率，因此大于10kHz。然而，为简单起见，使用100微安的限值。

与上面讨论的单个频率的示例(即，100个双极；1微安驱动电流；100微安总电流)相比，使用多个独特的频率导致总电流的减少，连同发生驱动电流的大小增加到五倍(即，5微安相比于1微安)。这在图5的图表中示出。如图所示，施加具有5微安驱动电流的单频驱动信号，在40个信道(例如20个双极，每个5微安)处达到100微安，然而当使用独特的频率时，在200个信道处仅达到50微安。独特的频率的使用在增加医疗设备的电极总数方面提供了显著的优势。

等式(3)可以被重新排列，以找到对于给定驱动电流的最大信道数：

因此，在10kHz以及更高的频率下，每个双极具有5微安(为了简单起见，使用平坦的100微安辅助限值/阈值)，最大信道数为：

相反地，将每个双极电极对的电流加倍会减少作为其平方的函数的最大信道数。也就是说，当每个双极使用10微安驱动信号时，将允许200个信道。当每个双极使用20微安驱动信号时，将允许50个信道。换句话说，降低电流将允许的信道数增加一个平方因子，而增加电流将允许的信道数减少一个平方因子。图6提供了一个图表，该图表示出了如何通过每个双极的不同的电流水平以及相关联的信道数来实现100uA的限值。如图所示，低于约15微安时，允许的信道数急剧增加。这证明了减少每个双极的电流的优势。还要注意的是，这还允许基于医疗设备上或医疗设备中包含的双极数确定最大驱动电流。也就是说，对于给定数量的双极，驱动电流可以最大化，同时保持在安全总电流限值内，以增强响应信号的信噪比。

较高的独特的频率还有助于增加可能的最大信道数，同时保持安全的总电流限值。对于200微安的辅助电流限值(例如，对于20kHz以及以上的频率)，理论数增加到：

如此大量的信道由于许多原因可能不实用，但展示了更高的频率伴随着每个双极对的低驱动电流的好处。在任何布置中，针对多个双极电极的驱动信号使用独特的频率显著增加可以被询问以确定阻抗的双极的数量。可替代地，使用独特的频率允许增加施加到双极的驱动电流的大小，同时将患者的辅助电流限值保持在预定阈值以下。

虽然为每个驱动信号使用独特的频率，为确定高数量电极医疗设备的阻抗提供了显著的好处，但针对每个双极，必须识别对于驱动信号所测量的响应信号。所公开的方法和系统使用数字信号处理来同步地解调每个电极处的响应信号(例如，电压信号)。本公开的另一个重要方面是，以独特的频率驱动每个电极对/双极不仅允许显著增加可以被询问的电极的数量和/或增加驱动电流的大小，而且使信道之间的串扰最小化。

以下讨论针对具有使用100个间隔的驱动频率的200个电极(100个双极)的医疗设备的示例性实施例。通过将这些驱动频率以25赫兹精确地间隔分开，带宽要求为25x100＝2500赫兹。其他频率偏移是可能的。在该示例中，使用的驱动频率为15025Hz至17500Hz。保持紧凑的频率简化了数字化放大器电路的带宽要求。此外，每个电极对/双极均以1至10微安范围内的电流驱动。应当理解，可以使用不同的频率范围和驱动电流范围。

同步解调允许在最小化串扰的同时，彼此独立地检测独特的频率。为了实现这一点，通过将驱动频率设置为基频(例如，在本示例中为25Hz)的谐波，并且在具有整数个周期的时间段内测量响应，使得驱动频率彼此正交。通过选择每秒25(例如40毫秒时间段)的更新/采样速率，在25赫兹边界上的频率在每个采样时间段中将具有整数个周期。也就是说，在25赫兹边界上的频率，例如16025、16050、16075赫兹等，将彼此正交。选择每秒25的采样速率作为紧凑的频率包装和快速响应时间之间的折衷。对于心脏应用，应注意，心跳的范围为每秒1到4次并且每秒25次采样能够跟踪由于心脏运动而引起的变化。可以将频率间隔得更紧密一些，但是在整个心动周期中跟踪阻抗变化的能力会降低。以因子2将间隔减小至12.5Hz也会将报告/采样速率降低到每秒12.5，并且在可能的情况下，对于跟踪快速跳动的心脏中的阻抗变化是不理想的。同样，可以增加间隔，从而尽管带宽需求增加，但每秒获得更多样本。

同步解调包括将测量的和数字化的响应信号(其是多个频率的合成)乘以每个驱动信号的完全相同的频率和已知相位偏移的副本。然后对所得信号进行低通滤波，并将其抽取为(在该示例中)每秒25个样本。模数转换器(ADC)的采样速率并不严格，并且实际上不需要满足传统的奈奎斯特采样速率。然而，放大电路必须具有足够的带宽以将信号传递到ADC。通过校准系统并补偿驱动信号和接收信号之间的预期相位延迟，可以发生正交解调。因此，可以找到用于电阻性阻抗的同相分量和用于电抗性阻抗的正交分量。这通常称为复阻抗。同步解调还允许以非常低的电流水平提取信号。尽管越高的电流水平提供越好的信噪比，但已经示出低于1微安的成功的阻抗检测。

图7是示例性标测和导航系统70的实施例的示意图，其与细长医疗设备16一起使用以例如确定阻抗、确定接触感测、确定患者体内的细长医疗设备(例如，导管)的定位(即，位置和方向)、标测患者的解剖结构等。系统70可以包括本领域已知的各种可视化、标测和导航组件，包括例如可以从圣犹达医疗用品有限公司商业获得的EnSitePrecision^TM系统，或者通常参见，例如，参考美国专利No.7,263,397或美国专利申请公开No.2007/0060833，两者的全部内容通过引用合并于此，如同在此完整阐述一样。

系统70可以包括电子控制单元(ECU)72、模数转换器(A-D)74、滤波器76(例如，带通滤波器)、数模转换器84、滤波器86(例如，带通滤波器)、开关78、信号源或信号发生器80、解调器电路130、图形用户界面68，以及在各种实施例中，多个身体表面贴片电极82。如在下文更全面地讨论的，可以包括附加电路。系统70可以与诸如图4的128电极导管16的细长医疗设备电子和/或机械地耦合。系统70可以被配置用于多种功能，用于引导细长医疗设备16到达患者98身体内的目标部位，诸如心脏92，并且用于评估细长医疗设备84与患者98的组织之间的接触。系统70可以进一步包括用于捕获和测量患者ECG数据的常规的一组EGC引线90。细长医疗设备可以是本文所述的导管24或16中的一个(见图1和图4)，或某些其他细长医疗设备。细长医疗设备可以具有多对电极。

信号发生器80输出多个激励或驱动信号，用于评估一个或多个电极的阻抗。更具体地，在一个实施例中，信号发生器80可以生成多个激励或驱动信号，其具有在大约1kHz到超过500kHz的范围内，更典型地在大约2kHz到200kHz的范围内，以及甚至更典型地在大约10kHz到大约20kHz之间的范围内的独特的频率。在一个实施例中，每个驱动信号可以具有恒定电流，通常在1-200μA之间的范围内，以及更典型地大约为5μA。信号发生器80还可以生成与例如确定电极92在患者体内的定位有关的信号。

ECU 72可以包括存储器94和处理器96。存储器94可以被配置为存储细长医疗设备84、患者98的相应数据和/或其他数据(例如，校准数据)。这样的数据在医疗程序之前可以是已知的(医疗设备特定数据、导管电极的数量等)，或者可以在程序期间被确定和存储。存储器94还可被配置为存储指令，该指令当由处理器96和/或接触评估模块116执行时，使ECU72执行本文所述的一个或多个方法、步骤、功能或算法。例如但不限于此，存储器94可以包括用于确定细长医疗设备84上的一个或多个电极92的各自的阻抗的数据和指令。ECU可以连接至图形用户界面68，该图形用户界面68可以显示所感测的组织(例如，心脏)、细长医疗设备(未示出)和/或细长医疗设备的电极的评估值(例如，阻抗)的输出。

图8示出了提供用于一对电极的激励信号的信号源80(例如，电流源)的一个实施例。在本实施例中，信号源80包括现场可编程门阵列(FPGA)88。但是，应当理解，可以使用其他电路，包括但不限于专用集成芯片、Altera Cyclone系列或Xilinx Spartan系列。在本实施例中，FPGA 88包括数控振荡器(NCO)102。NCO 102是数字信号发生器，其创建波形(通常为正弦波)的同步(即时钟)、离散时间、离散值的表示。NCO 102是可编程的，以提供具有期望的频率、振幅和/或相位的波形。

在本实施例中，NCO 102基于从微处理器和/或控制逻辑104提供的输入(例如，单一固定频率参考)创建期望频率的正弦波形。在本实施例中，合并于FPGA中的微处理器/控制逻辑104提供输入到NCO 102。然而，应当理解，NCO输入可以由例如ECU 72的处理器96提供。在任何布置中，NCO 102生成具有期望频率(例如，独特的频率)的数字波形输出。NCO的输出由数模转换器(DAC)106接收，其将接收到的数字信号转换成相应的模拟信号。带通滤波器108用于平滑转换后的模拟信号。差分驱动器(例如，运算放大器)110从带通滤波器108接收平滑的模拟信号，并将相同的信号作为差分信号对(每个在自己的导体中)，发送到隔离变压器112。假设差分信号电路(例如差分驱动器和隔离变压器)中的阻抗相等，则外部电磁干扰趋向于对两个导体产生相同的影响。由于接收电路(隔离变压器)仅检测导体之间的差异，与一个导体的布置相比，该技术抵抗电磁噪声。隔离变压器112将源自源80的信号的AC电流传输至医疗设备的电极A和B，同时将医疗设备与该源隔离。隔离变压器112阻止信号中的DC分量传递到电极，同时允许信号中的AC分量通过。隔离变压器112的双输出被AC耦合器114(例如电容器)接收，该AC耦合器114进一步限制了低频电流传递到电极。AC耦合器将信号输出到电极对(例如，双极)的电极A和B。AC耦合器114的阻抗比在电极A和B上的阻抗大几个数量级。

图9示出信号测量电路(例如，信号采样器)和同步解调电路的一个实施例。最初，来自电极A或B之一的响应信号在滤波器120(例如，缓冲放大器)处被接收，该滤波器120将电流从具有低输出阻抗水平的电极传输到通常具有高输入阻抗水平的模数转换器(ADC)122。缓冲放大器阻止第二ADC载入电极电路的电流并干扰其所需的操作。ADC 122以已知的采样速率(例如64k/s)对接收到的模拟信号进行采样，并将模拟响应信号转换为数字响应信号。在本实施例中，ADC的输出传递通过数字隔离器124，该数字隔离器124将数字响应信号传输到控制系统(例如，ECU)，同时将控制系统与医疗设备隔离。

数字响应信号传递到同步解调器电路130，在本实施例中，该同步解调器电路130被定义在用于信号源80的同一FPGA中。如上所述，同步解调包括将数字化的响应信号乘以驱动信号的完全相同的频率和已知的相位偏移的副本。也就是说，生成具有与驱动信号相同的频率并且与驱动信号的已知相位偏移的解调信号，并与数字化的响应信号相乘。使用生成驱动信号的相同FPGA 88来生成解调信号简化了解调过程。然而，将认识到，这不是必须的，并且同步解调器电路和信号源可以是分开的和/或由不同的软件和/或硬件组件形成。在任何布置中，同步解调电路必须能够复制给定频率的驱动信号。

在所示的实施例中，数字响应信号在被同步解调器电路130接收时被分解(split)。数控振荡器(NCO)132生成相应的驱动信号的正弦和余弦表示。每个信号都用相位延迟调整，使得余弦信号与基于从微处理器和/或控制逻辑104提供的输入的同相(例如，电阻性)分量对齐。分解后的数字响应信号分别在正弦和余弦乘法器134、136中与正弦和余弦信号逐点相乘。这产生了同相和正交信道。信道由低通抽取滤波器138、140滤波和抽取，在本实施例中，该低通抽取滤波器138、140由级联积分梳状(CIC)滤波器形成。按照上面的示例，在驱动信号为25Hz基频的谐波的情况下，信道/信号被抽取为每秒25个样本，以使每个抽取的信号具有整数的周期。然后，抽取的信号通过增益和偏移校准142、144，以补偿预期的硬件变化并将结果换算为以欧姆为单位的电阻性和电抗性阻抗。然后可以例如经由输出端口146将该信息传输到例如ECU。可以针对电极A和B两者的响应执行上述测量和解调过程。

为了容纳多个电极，图8和图9的系统和过程可以被缩放。图10示出信号源80(例如，电流源)的实施例，其被缩放以为多个电极对/双极提供多个独特的频率激励/驱动信号。在所示的实施例中，电流源80提供64个独特的频率到总共128个电极(即64个电极对/双极)。将理解的是，该实施例是通过示例而非限制的方式提供的。按照这些方法，可以为更多或更少的频率和/或电极提供独特的频率驱动信号。类似于上述关于图8中的信号源，信号源80被定义在现场可编程门阵列(FPGA)88内。FPGA 88还包括多个数控振荡器(NCO)102a-h(在下文中，除非特别指出，否则为NCO 102)。如上所述，NCO 102接收从微处理器和/或控制逻辑104输入的参考信号。在所示的实施例中，每个NCO 102具有八个信道。也就是说，每个NCO 102是可编程的以提供八个独特的频率。在这方面，八个NCO 102a-h可操作以提供64个独特的频率。继续前面的示例，每个NCO提供以25Hz间隔隔开的八个独特的频率。NCO 102a-h共同提供约16kHz至18kHz之间的64个单独的频率。每个NCO 102的输出由数模转换器(DAC)106a-h接收。每个DAC具有八个独立的信道，每个信道均被配置为生成所接收的驱动信号频率的模拟表示，以供所附接的医疗设备的电极接收。类似于关于图8描述的源，在将DAC的输出施加到医疗设备的各个电极之前，它们可以被带通滤波器、差分驱动器和/或变压器接收。

图11示出多信道信号测量电路和多信道同步解调电路的一个实施例。图11的实施例的整体操作类似于图9的实施例的操作。最初，来自电极的响应信号在滤波器(例如，缓冲放大器)处被接收，该滤波器将电流从电极传输到模数转换器(ADC)122a-h(在下文中，除非特别指出，否则为122)。与信号源的DAC一样，测量电路利用NCO生成正弦和余弦信号，以用于对应于每个电极的驱动频率的同步解调。

同步解调器电路130从ADC 122接收数字响应信号。在本实施例中，同步解调器电路130被定义在用于信号源80的同一FPGA中。更具体地，数字信号被128信道序列发生器194接收，该序列发生器在某一时间点采样所有信号，并将采样的信号提供给流水线乘法器198。流水线乘法器与多个NCO 132a-h通信，NCO 132a-h再次基于来自微处理器和/或控制逻辑104的输入生成每个独特的频率驱动信号的适当的相位延迟的正弦和余弦表示。除了流水线允许利用解调器电路130的单个实例化来计算所有信道之外，流水线乘法器198以与以上关于图9所述的乘法器基本相同的方式操作。流水线乘法器198将每个响应乘以各自的正弦和余弦解调信号。如上所述，流水线乘法器198的输出被提供给流水线低通抽取滤波器202，该滤波器在整数个周期上对输出进行采样。然后，抽取的信号传递通过流水线增益和偏移校准204，以转换为欧姆阻抗单位。因此，可以为128个电极中的每一个找到电阻性阻抗的实数分量和电抗性阻抗的虚数分量。然后，该信息可以被传输到ECU。

当驱动信号正交时(即，在基频的谐波处独特的驱动频率和响应在具有整数个周期的时间段内被测量)，图8-11的系统和过程允许大量电极的同步解调。此外，使用多个独特的驱动频率可以增加驱动电流，因为所得到的信号的RMS(均方根)值随信道数的平方根增加而增加。不明显的是，当所有频率同相时，信号可能会以周期性创建大峰值的方式增加。同步解调方案的一方面是频率不是随机的，而是被选择为以固定量分开。这样，如果所有频率从时间零开始并且在25Hz边界(或其他相等边界)上，则每40毫秒(每秒25次)所有信号将几乎同相，并导致较大的瞬时峰值。这在图12中以图表示出，图12示出了总电流300的轨迹，其中以16025Hz开始并且其后每25Hz直到19500Hz的200个频率被加在一起。数学上来说，在5微安200个频率的情况下，RMS电流为

或大约70微安。然而，在总电流300中每40毫秒大约有1毫安的峰值302。这样的峰值电流将预期超过辅助电流限值/阈值。可以通过在每个信道上添加随机(非均匀)相位偏移来解决这一问题。这最小化峰值并随时间扩展电流。图13中示出为每个信道分配随机相位的总电流400。

如图13所示，当将随机相位偏移施加到每个驱动信号时，总电流400更加均匀并且峰值电流更低。在驱动信号的每个频率上增加相位偏移不会妨碍同步解调，因为驱动信号以25Hz的间隔保持正交。通过在校准时根据需要简单地对FPGA中的每个输入(例如参考频率)进行相位延迟，即可在解调期间补偿相位偏移。通过为信号源和解调电路使用单独的NCO(其具有频率和相位输入)，这为解调提供了便利。源NCO被分配一次性随机相位偏移，其可以由ECU和/或FPGA存储。在一次性校准期间，为解调NCO分配相应的相位偏移，以补偿源NCO相位偏移加上源NCO 102与模数转换器122之间的任何相位延迟。所述校准数据同样由ECU和/或FPGA存储。

图14示出了可以由上述系统执行的过程320。最初，该过程包括生成322多个驱动信号，每个驱动信号具有独特的频率，该独特的频率是公共基频的谐波。这样的多个驱动信号的生成可能进一步需要给每个驱动信号分配随机的相位偏移。一旦驱动信号被生成，驱动信号被同时施加324在医疗设备的各个电极对上。驱动信号的施加可以进一步包括在驱动信号施加到电极之前的数模转换。测量326电极对驱动信号的一个或多个合成的响应。该测量可以进一步需要将电极的模拟响应转换为数字信号。然后，数字信号被同步解调328。同步解调需要对每个独特的频率生成解调信号。每个解调信号对于相应的驱动信号将具有相同的频率和已知的相位偏移。如果每个驱动信号具有随机相位偏移，则相应的解调信号将具有相同的附加随机相位偏移。驱动信号的同步解调还可以包括在包括驱动信号的整数个周期的时间段内对信号采样。同步解调输出330每个电极的复阻抗值。也就是说，可以为每个电极输出实数阻抗值和电抗性阻抗值。例如，这些输出可以被输出到图形用户界面68(见图7)。按照这些方法，每个电极的评估值可以与导管的图形描绘一起显示在图形用户界面68上，以向用户提供每个电极的接触状况的反馈。也就是说，除了别的之外，阻抗值可以被用于评估电极与组织的接触。

图15示出了可以由上述系统执行的另一过程340。该过程允许动态地调整施加到医疗设备的多个电极的驱动信号的电流水平。最初，该过程包括确定342所附接的医疗设备的电极数量。可以通过控制单元(例如，ECU)询问所附接的医疗设备来执行这种确定。可替代地，系统用户可以输入该信息。基于电极的数量和将被施加到电极的多个驱动信号的频带，确定344辅助电流限值或阈值。可以从存储的数据(例如，校准数据)确定辅助电流限值。基于辅助电流限值和电极的数量，可以识别346将被施加到电极的驱动信号的电流水平。例如，驱动信号的电流水平可以被最大化以增强当施加到电极时信号的信噪响应，同时保持驱动信号的总电流低于辅助电流限值。一旦识别了驱动信号的电流水平，就将独特的频率驱动信号施加348到电极，其中各个驱动信号具有所识别的电流水平。

上述系统为与医疗设备一起使用提供了进一步的益处。例如，利用DAC生成驱动信号提供了一种禁用信道的手段。在该方面，只需将DAC设置为零或静态值即可有效地关闭信道。按照这些方法，如果需要的话，可以有目的地禁用信道，以允许增加驱动信号的电流水平。带通滤波器提供了另一个好处。由于带通滤波器仅允许通过窄的频率范围，所以导致输出频率太低的驱动信号的任何软件或硬件错误均不会通过。因此，带通滤波器为驱动信号提供了故障安全限制。

除了阻抗计算和接触状况确定之外，系统70可以被配置为确定细长医疗设备16(例如，导管的远端部分)在患者98体内的位置和方向(P&O)。因此，ECU 72可以被配置为控制一个或多个电场的生成并确定一个或多个电极92在那些电场内的位置。ECU 72因此可以被配置为根据预定策略控制信号发生器80，以选择性地激励身体表面贴片电极82和导管电极的各种对(偶极子)。

再次参考图7，将简要描述系统70的标测和导航功能。身体表面贴片电极82可以用于在患者98的体内，以及更具体地在心脏92内生成轴特定电场。可以提供三组贴片电极：(1)电极82_X1、82_X2(X轴)；(2)电极82_Y1、82_Y2(Y轴)；以及(3)电极82_Z1、82_Z2(Z轴)。另外，可以提供身体表面电极(“腹部贴片”)82_B作为电参考。身体贴片电极82_X1、82_X2、82_Y1、82_Y2、82_Z1、82_Z2、82_B在本文中可以统称为一个身体贴片电极82或身体贴片电极82。其他表面电极配置和组合适于与本公开一起使用，包括更少的身体贴片电极82、更多的身体贴片电极82或不同的物理布置，例如线性布置而不是正交布置。

每个贴片电极82可以独立地耦合到开关78，并且成对的贴片电极82可以通过在ECU 72上运行的软件来选择，以将贴片电极82耦合到信号发生器80。一对电极，例如，Z轴电极82_Z1、82_Z2可以被信号发生器80激励以在患者86的身体中，并且更特别地在心脏88内生成电场。在实施例中，当不同组的贴片电极82被选择时，该电极激励过程快速且顺序地发生，并且一个或多个未激励的表面电极82用于测量电压。在输送激励信号(例如，电流脉冲)期间，剩余的(未激励的)贴片电极82可以参考腹部贴片82_B，并且可以测量施加在这些剩余的电极82上的电压。以这种方式，贴片电极82可以被分为驱动电极组和非驱动电极组。低通滤波器可以处理电压测量。滤波后的电压测量可以由模数转换器转换为数字数据，并在软件的指导下传输至ECU 72以进行存储(例如，存储在存储器94中)。电压测量的这种集合在本文中可以被称为“贴片数据”。该软件可以存储并访问在每对表面电极82的每次激励期间在每个表面电极82处进行的每个单独的电压测量。

通常，在实施例中，可以由一系列被驱动和感测的电偶极子生成三个名义上正交的电场，以确定细长医疗设备16(即，一个或多个电极)的定位。可替代地，这些正交场可以被分解，并且任何一对表面电极(例如，非正交)可以被驱动为偶极子以提供有效的电极三角测量。

贴片数据可以与在一个或多个电极导管电极处进行的测量以及在其他电极和设备处进行的测量一起用于确定一个或多个导管电极的相对定位。在一些实施例中，除了当特定的表面电极对被驱动时，可以为所有样本获取在六个正交的贴片电极82中的每一个上的电势。在一个实施例中，采样电势可以发生在所有的贴片电极82上，甚至那些被驱动的贴片电极。

作为确定各种电极的定位的一部分，ECU 72可以被配置为执行一个或多个补偿和调整功能，例如运动补偿。运动补偿可以包括，例如，补偿呼吸引起的患者身体移动，如美国专利申请公开No.2012/0172702中描述的，其全部内容通过引用合并于此。

来自贴片电极82和导管电极的每一个的数据集都被用于确定导管电极在患者98内的定位。在对特定组的驱动贴片电极82进行电压测量之后，不同的一对贴片电极82可以被信号发生器80激励，并且进行剩余的贴片电极82和导管电极的电压测量过程。该序列可以快速地发生，例如，在一个实施例中，以每秒100次的数量级。患者98内的导管电极上的电压可以与建立电场的贴片电极82之间的电极的位置具有线性关系，如在美国专利No.7,263,397中更充分地描述的，其全部内容通过引用合并于此。

总之，图7示出了采用七个身体贴片电极82的示例性系统70，其可以用于注入电流并感测得到的电压。可以随时在两个贴片82之间驱动电流。可以在非驱动贴片82和例如作为地面参考的腹部贴片82_B之间执行定位测量。电极92的位置可以通过在不同组的贴片之间驱动电流并测量一个或多个阻抗来确定。可以根据在细长医疗设备16上的两个导管电极的对或组之间驱动的电流来测量一些阻抗。在一个实施例中，时分复用可以用于驱动和测量所有感兴趣的量。位置确定程序在例如上文提到的美国专利No.7,263,397以及美国专利公开No.2007/0060833中更详细描述。

如前所述，阻抗值可以用于评估电极与患者组织之间的接触。按照这些方法，测量电极的阻抗已经被证明提供一种检测该电极何时与例如心内组织接触的可靠方法。具体地，由于与血液相比，心内组织的电导率降低，一旦电极与组织接触，电极的阻抗就明显更高。因此，以上确定的电极阻抗可以用于提供组织接触的指示。

在程序期间，可以使用上述的测量电路和/或接触评估模块112(见图7)在组织接触之前、期间和/或之后测量指示接近度或接触的电极-组织界面处的阻抗。所测量的阻抗、其电阻性、电抗性和/或相位角分量或这些分量的组合可以用于确定一个或所有电极的接近度或接触状况。然后接近度或接触状况可以被实时地传达给用户，以实现例如期望的接触水平和/或损伤形成的指示。参照图16A和图16B可以更好地理解基于电极-组织界面处的阻抗测量来评估医疗设备的电极与目标组织之间的接近度或接触状况，其示出了示例性细长医疗设备16接触组织的模型。如图所示，在所示的实施例中，细长医疗设备16是篮状电极导管，其具有与目标组织92(例如，心脏组织)接触的至少第一电极对20₁和20₂。电极20₁和20₂电连接到信号源(例如，信号源80；见图7)。如图16A中通过箭头150和152所示，当在电极20₁和20₂之间施加驱动信号时，可以在电极之间完成电路，使得电流流过血液和/或患者组织92(例如，心肌)。在电极-组织界面处，至少一部分电流通过患者组织的通路，影响对驱动信号的电极响应的电感、电容和电阻效应。也就是说，组织接触影响电极的阻抗测量。

如图16B所示，图16A中所示的组织接触模型可以进一步被表示为简化的电路162。对于用于接近度或接触评估的驱动信号频率，在血液-组织界面处的电容和电阻在阻抗测量中占主导地位。因此，在血液-组织界面处的电容-电阻效应可以在电路162中通过示例性电阻器-电容器(R-C)电路166表示。示例性R-C电路166可以包括电阻器168，该电阻器168代表血液对阻抗的电阻效应，其与电阻器170和电容器172并联，电阻器170和电容器172代表目标组织92对阻抗的电阻和电容效应。当电极20₁或20₂与目标组织92没有接触或具有很少的接触时，血液的电阻效应影响R-C电路166，并且因此也影响阻抗测量。然而，当电极20₁或20₂移动到与目标组织92接触时，目标组织92的电阻和电容效应也影响R-C电路166，并且因此也影响阻抗测量。

参考阻抗的定义可以更好地理解电阻和电容对阻抗测量的影响。阻抗(Z)可以被表示为：

Z＝R+jX (7)

其中：

R是来自血液和/或组织的电阻；

j是虚数，指示该项具有+90度的相位角；以及

X是来自电容和电感二者的电抗。

从以上等式可以看出，电抗分量的大小响应于电路162的电阻和电容效应。这种变化对应于电极-组织界面处的接触水平，并且因此可以被用来评估电极-组织耦合。举例来说，当操作电极主要与血液接触时，阻抗大部分是电阻性的，而电抗性(X)的贡献很小。当电极接触目标组织时，电阻性和电抗性的分量的大小都会增加。

可替代地，可以基于相位角确定接近度或接触状况。实际上，在一些应用中基于相位角确定接近度或接触状况可以是优选的，因为相位角被表示为电抗和电阻之间的三角比。在示例性实施例中，可以从阻抗测量确定相位角。也就是说，阻抗可以被表示为：

Z＝|Z|∠φ (8)

其中：

|Z|是阻抗的大小；以及

φ是相位角。

相位角还对应于在电极-组织界面处的接近度或接触的水平，并且因此可以被用于评估电极-组织的接近度或接触。

尽管阻抗值可以被用于评估电极组织的接触或接近度，但是这种评估通常是基于观察到的电极的阻抗值变化。也就是说，通常将电极的测量阻抗与该电极的标准或基准阻抗值进行比较。因此，一种已知的基准程序是测量血池中电极的初始阻抗，并将该初始阻抗用作基准值，用于随后的接触确定/比较。通常，在程序开始时就在体内执行这种基准或校准程序。也就是说，实际的基准值(例如，经验值)经常被测量，而不是依赖于预定的基准数据。然而，可以使用预定的(例如，存储的)基准值。执行体内校准的一个好处是，这样的程序考虑了患者之间和/或特定系统的物理配置之间可能存在的差异。也就是说，阻抗测量受导管电缆、电极尺寸和任何电极缺陷的影响(例如，图16B中的R_其他173)。因此，体内“基准”或“校准”程序最常用于建立电极的基准阻抗，以便随后的阻抗变化可以被识别。

一旦为电极建立了基准阻抗值，就可以利用该电极的随后的阻抗变化来评估组织接触和/或组织接近度的水平。图17A-17C示出了可以从阻抗的变化确定的医疗设备16的电极20与患者组织92之间的组织接触或接近度的示例性水平。接触或接近度的示例性水平可以包括如图17A中示出的接触状况所示的“很少或没有接触”、如图17B中示出的接触状况所示的“轻微到中等接触”、以及如图17C中示出的“硬接触”。在示例性实施例中，评估可以被输出到例如图7所示的显示器68。在医疗设备16的电极20与目标组织92接触之前，可能会经历很少或没有接触的接触状况。当医疗设备16被操作以施加消融能量时，不充足的接触可能抑制或者甚至阻止形成足够的损伤。当例如医疗设备16的电极20接触组织并稍微压下组织时，可能会经历轻微到中等接触的接触状况。硬接触或过度接触的接触状况可能导致电极20被深深地压入组织92中，这可能会导致形成过深的损伤和/或破坏目标组织92周围的组织。因此用户可能期望轻微到中等接触的接触状况。

应当指出，图17A-17C的示例性接近度或接触状况是出于说明的目的被示出而不旨在进行限制。也可以存在和/或用户也可以期望其他接近度或接触状况(例如，接触状况之间的更细的粒度)。仅举几个例子，这样的接近度或接触状况的定义可以至少在一定程度上取决于操作条件，例如目标组织的类型、消融损伤的期望深度以及消融能量的操作频率。

ECU的组织评估模块116(参见图7)可以监测相对于建立基准阻抗值的电极阻抗变化(例如，对于每个电极)，以生成指示每个电极的组织接近度或接触的输出。也就是说，组织评估模块116可以将每个电极分类为：1)不充足的电极耦合；2)足够的电极耦合；以及3)过高或过度的电极耦合。一个实施例等同于在所述状态下阻抗值相对于基准阻抗值的以下变化：

不充足的电极耦合：ΔZ<20

足够的电极耦合：20<ΔZ<200

过高或过度的电极耦合：ΔZ>200

在这样的示例性实施例中，接触评估模块116可以可操作地与处理器96、存储器94和/或测量电路130相关联，以分析阻抗的变化。举例来说，在确定电极的阻抗测量的变化时，接触评估模块116可以基于所识别的变化来确定医疗设备的电极的接触耦合状况的相应接近度。在示例性实施例中，例如在测试各种组织类型和各种频率的任何一种期间，可以预先确定与阻抗值的变化相对应的接近度或接触状况。接近度或接触状况可以例如作为表或其他合适的数据结构被存储在存储器94中。然后，处理器96或接触评估模块116可以访问存储器94中的表，并确定与阻抗变化相对应的接近度或接触状况。注意，上面示出的示例性接近度或接触范围是出于说明的目的而示出的，并不旨在进行限制。也可以存在和/或用户也可以期望其他值或范围。此外，并且如本文中更充分讨论的，可以利用阻抗的不同分量(例如，电阻性分量、电抗性分量和/或相位角)来评估接近度或接触。

如果对具有单个电极、有限数量的电极和/或单轴配置(例如，参见图2)的医疗设备或导管执行基准或校准程序，技术人员可以简单地将设备的电极定位在远离组织的血池中并且记录基准阻抗。然而，当试图获取具有众多电极、大尺寸和/或可扩张形状的医疗设备的基准阻抗信息时，会出现特定的困难。也就是说，当在高数量电极导管和/或大导管上测量阻抗时，将导管以这种方式定位以避免组织接触所有电极通常是不切实际的。举例来说，图18示出布置在患者心脏92的右心房内的可扩张医疗设备16。最初，医疗设备16使用穿过患者动脉的导引器8被引导到右心房。一旦将导引器8的端部定位成靠近动脉和心房的交叉点，可扩张的篮状医疗设备16被布置穿过导引器8的开口端并进入心房。此时，医疗设备16的形状金属臂18a-d(以下，除非特别指出，为18)扩张为图示的形状。如上所述，这样的医疗设备16可在每个臂18上包括多个电极或电极对。由于医疗设备16的尺寸和心房的有限体积，操纵医疗设备16到以下位置通常是不可行的：在该位置处不同臂18的所有电极同时布置在心房的内部空间内(例如到血池中)并且不与患者组织(例如心房壁/表面)接触。也就是说，如果医疗设备16的第一臂18c在血池内，则相对的臂18a通常将与组织接触。因此，需要用于为高电极数导管的每个电极建立基准阻抗值的不同方法。

图19中示出了用于为诸如导管的医疗设备的多个电极建立基准阻抗值的第一过程360。通常，该过程需要在时间段/窗口内识别每个电极的最小阻抗值，并将所识别的最小阻抗值用作该电极的基准阻抗值。最初，将医疗设备定位362在患者内腔(例如，心室)中。一旦初始定位，就期望医疗设备的电极的至少一部分被定位在患者腔的内部。例如，电极的至少一部分被定位于腔的血池内并且不与患者组织接触。一旦初始定位，就将驱动信号施加364(例如，连续施加)到医疗设备的电极。响应于驱动信号针对每个电极测量阻抗值，并且记录366该阻抗值作为每个电极的初始基准阻抗值。一旦记录了基准阻抗值的初始组，就可以结合将驱动信号施加到电极，在患者内腔内移动368医疗设备。这样的移动可以允许电极的一部分被重新定位，使得它们位于血池内并且远离患者组织。相反，电极的一部分可以从血池内定位并与患者组织接触。针对每个电极测量370随后的阻抗值(例如，当前阻抗值)。然后将每个电极的随后的阻抗值与该电极的基准阻抗值进行比较372。如果随后的阻抗值小于电极的基准阻抗值374，则将基准阻抗值重置376为该随后的阻抗值。如果随后的阻抗值大于基准阻抗值，则可以丢弃该随后的阻抗值。在进行比较之后，过程360可以继续进行额外的导管移动368和后续阻抗值的测量370。在该方面，可以针对每个电极测量一系列随后的阻抗值(例如，阻抗值的时间序列)，并且可以将一系列随后的阻抗值中的每一个与先前建立的基准值进行比较。该过程可以继续，直到没有随后的阻抗值小于先前测量的基准阻抗值为止。可替代地，该过程可以继续预定的时间(例如，时间窗口)。在后一个方面，这样的时间窗口可以具有持续时间，在该持续时间期间，在医疗设备绕患者腔移动时，可以预期将每个电极布置在血池中以用于至少一个阻抗测量。一旦为电极建立了最终基准阻抗值，就可以将随后的阻抗测量与最终基准阻抗值进行比较，以生成组织接近度或接触的指示。

图20中示出了用于为医疗设备的多个电极建立基准阻抗值的另一过程380。通常，该过程需要在医疗程序(例如，消融程序)期间为每个电极识别最小阻抗值，并利用所识别的最小阻抗值作为基准阻抗值来确定组织接近度或接触。最初，可以针对每个电极建立382一组基准阻抗值。可以如上所述建立基准阻抗值，或者可以基于预定或默认值来建立这些值。在医疗设备的操作期间，将驱动信号施加384到医疗设备的电极。响应于驱动信号被施加到电极，针对每个电极测量386阻抗值(例如，当前阻抗值)。可以存储当前阻抗值。在每个电极的当前阻抗值和基准阻抗值之间进行比较以确定388当前阻抗值是否小于基准阻抗值。如果当前阻抗值大于基准阻抗值，则基于例如这些阻抗值的差来生成390组织接近度或接触指示。组织接近度或接触指示可以被存储和/或输出给用户。如果当前阻抗值小于基准阻抗值，则将基准阻抗值重置392为当前阻抗值。也就是说，电极的新的最小阻抗值(例如，当前阻抗值)替代了该电极的先前的基准阻抗值。可选地，电极的先前的组织接近度或接触指示可以基于新的基准值被更新396。例如，在组织接近度或接触指示是基于基准阻抗值和当前阻抗值之间的差的情况下，将基准阻抗值重置为新的较低的阻抗值可导致先前确定的组织接近度或接触指示的改变。因此，对先前确定的组织接近度或接触指示的任何更新可以被存储和/或被输出给用户。该过程可以在程序期间继续进行。

尽管以上关于在逐个电极的基础上建立基准阻抗值(例如，最小阻抗值)进行了讨论，但是本公开提供了用于建立基准阻抗值的另一个过程。具体地，提供了一种用于建立空间相关的基准阻抗值的过程。按照这些方法，可以为患者内腔的不同区域建立基准阻抗值。图21示出了布置在患者心脏的右心房内的医疗设备16。右心房的内部(例如，患者内腔)布置在三维空间内，该三维空间可以被划分为如图21示出的网格78所示的子区域。尽管出于说明的目的而显示为二维网格，但是将理解，这样的网格78可以是三维的，并且其网格单元的尺寸可以被修改。进一步地，可以以其他方式定义(基于半径、基于区域、由操作人员指定等)子区域(例如，网格单元)。如上所述，图7中所示的ECU 72可以被配置为从各种外部贴片电极以及医疗设备/导管的电极获得数据，以确定导管电极在患者内(例如，在三维空间内)的定位。如前所述，可以通过在不同组的贴片之间驱动电流并测量一个或多个阻抗或其他电响应来确定一个或多个电极的位置。将每个电极的位置定位在三维空间内的能力与获得电极的阻抗值相结合，允许确定三维空间内的定位(例如，子区域)处的阻抗。因此，针对三维空间内的每个子区域识别的阻抗可以用作组织接近度或接触评估和/或损伤形成评估的基准阻抗值。

图22示出用于建立空间相关的基准阻抗值的过程400。最初，该过程需要识别402布置在患者内腔(例如，心室)内的医疗设备的电极的空间位置402。结合电极定位的识别，该过程包括测量每个电极的阻抗值并将阻抗值分配404给它们相应电极的定位。例如，可以在三维空间的一个子区域(例如，网格单元)内识别每个电极，并且可以给包括电极的每个子区域分配位于其中的电极的阻抗值。不包括电极的子区域可以被分配空值或默认值。在腔内重新定位或移动406医疗设备以重新放置电极。结合这样的移动，该过程还包括识别408电极的更新的定位和更新的阻抗值。也就是说，获得电极的当前定位和当前阻抗值。一旦阻抗值被更新，基于每个电极的定位进行确定410。具体地，确定对于电极的当前定位是否存在基准阻抗值。对于具有现有阻抗基准值(例如，先前分配的基准阻抗值)的每个定位，将该定位的当前阻抗值与该定位的先前分配的基准阻抗值进行比较412。如果当前阻抗值小于该定位的基准阻抗值，则将基准阻抗值重置414为当前阻抗值。将不具有现有阻抗基准值的每个定位分配416该定位的当前阻抗值。该过程可以继续直到任何定位的当前阻抗值都不小于先前测量的基准阻抗值。可替代地，该过程可以继续预定时间(例如，时间窗口)。

空间相关的基准阻抗值可以用于评估电极与患者组织之间的接近度或接触。另外，空间相关的基准阻抗值可以提供用于评估组织中的损伤形成的改进的手段。也就是说，在针对对应于组织表面(例如，患者内腔的壁)的子区域评估基准阻抗值的程序期间，随后的阻抗值的变化与组织本身的变化相对应。因此，这些变化提供损伤形成的指示。

在建立基准阻抗值之后或结合建立基准阻抗值，可以将随后的阻抗测量与基准阻抗值进行比较，以生成组织接近度或接触的指示。这可以通过各种方式来完成。在最简单的形式中，大于预定阈值(其可以被试探性或经验性地设置)的随后的阻抗值和基准阻抗值之间的变化指示组织接触。也就是说，当阻抗变化大于阈值时，认为在电极与组织之间存在组织接触。当仅需要组织接触的二元指示时，这种简化的组织接触评估可能是足够的。例如，这样的二元组织接触可以被用来标测患者内腔的内部。这样的用于标测的二元接触评估在图23A和23B中示出，其示出基于电极与患者内腔内的患者组织之间的接触而生成的表面(例如，电压标测图)。如图所示，这些标测图在显示器上绘出了与患者体内电极的物理定位相对应的识别定位。图23A示出由医疗设备生成的用于标测患者心脏的右心房的显示输出。在这样的程序期间，在建立基准阻抗值之后或结合建立基准阻抗值，医疗设备在心房周围移动以标测其内部空间。每次电极接触组织，并且由此产生的所测量的阻抗的变化与该电极的基准阻抗相差超过阈值量时，就会记录接触电极的定位并将其输出到显示器上。随着时间的流逝，可以生成腔(例如，心房)内部的表面几何形状。图23B示出了相同空间的标测，其中减小了二元接触评估的阈值。如图所示，通过减小阈值，可以识别更多的接触点，从而得到患者腔内部的更完整的标测图。当所有阻抗值被存储时，用户可以执行标测程序，并且然后将阈值调整为相应地显示在标测图上的接触点。进一步地，具有不同阈值的标测图可以被组合以生成合成标测图。

在其他应用中，可以利用多个阈值。这样的多个阈值可以允许生成与各种组织接触水平相关联的指示符。例如，代替使用二元阈值，可以将阻抗值用作组织接触置信度的指示符。例如，可以如上所述生成接触指示的范围(例如，不充足、足够、过高等)。当输出到显示器时，这种指示可以例如用于对几何表面着色、缩放电压标测图和/或辅助损伤预测。

除了利用所测量的阻抗值来评估组织接近度或接触之外，还将注意到，阻抗值的不同分量可以用于这种评估。也就是说，以上讨论的系统和过程同时测量电阻性(实数)阻抗和电抗性(正交)阻抗。当评估组织接触时，这两个分量之间的相关性非常高，以及电阻性分量的变化最大。也就是说，阻抗的相位恒定，并且相位的变化最小。然而，当电极进入和离开导引器(即有护套或无护套)时和当电极与另一个电极接触时，正交分量(和相位)变化明显。这在图24中示出，其示出了一个电极在组织接触之前180、在组织接触期间182、在组织接触之后184以及在有护套或与另一个电极接触(或其他异常事件)期间186的正交阻抗响应。如图所示，在组织接触之前、组织接触期间和组织接触之后，正交分量的变化最小。相反，当电极有护套或接触另一个电极时，电极的正交响应会有尖峰。因此，在一个实施例中，利用阻抗的电阻性分量(例如，实数分量)进行组织接触评估并利用阻抗的正交分量来区分由于组织接触而引起的阻抗增加与由于有护套和/或接触其他电极而引起的阻抗增加可能是足够的。如果在评估和/或排除其他数据的程序期间自动使用医疗设备，这可能会提供重要用途。在后一种情况下，阻抗的正交分量的增加超过预定阈值，可能指示有护套和/或与其他电极接触，并且在此期间获得的任何阻抗测量(例如，电阻性测量)都可以被丢弃。也就是说，由于有护套或电极接触干扰，阻抗测量可能无效。可替代地，可以改变(例如，减小)施加到被识别为具有增加的正交阻抗分量的任何电极的任何驱动信号和/或任何消融能量的大小/幅度。

在一个实施例中，可以利用正交分量的大小来识别电极何时进入或离开护套。如图24所示，正交分量(例如，部分186)中的尖峰可以指示许多异常事件，包括与另一个电极接触、电极进入或离开导引器和/或路径电极(例如，参见图7)的故障。仅通过示例，不同的事件可以与不同的阈值相关联。再次参考图24，注意，正交分量的大小以欧姆表示。正交分量的大小的偏差的大小可以例如根据经验与不同的事件相关。小偏差(例如10-15欧姆)可以表示与其他电极接触。较大幅度偏差(例如20-50欧姆)可以被识别为电极进入导引器或从导引器离开。高幅度偏差(例如200+欧姆)可以被识别为贴片故障(例如身体贴片断开)。应当理解，所讨论的范围是示例性的，并且可以建立其他范围和/或使其它范围与其他事件相关。

尽管使用上述系统和过程促进了接触评估和/或损伤评估，但是认识到由于患者的呼吸和/或心脏的心脏运动，电极阻抗测量通常不是稳定的量。按照这些方法，存在以下情况：电极可能在血池中，但由于通常的周期性呼吸和/或心脏运动而周期性地与组织接触。图25和26示出两个曲线图210和230，其示出了多个电极随时间的阻抗响应。更具体地，图25示出类似于图17C中所示的设备的医疗设备的响应，其中该设备具有四个臂(例如，齿条)，并且每个臂具有四个电极。在图25所示的响应曲线图210中，医疗设备的单个臂及其四个电极与患者组织接触，而其余电极(例如，附接到其他臂上的电极)不与患者组织接触。如图所示，四个接触电极的响应212、214、216和218的大小(以欧姆表示)随时间变化，而非接触电极的响应(总称220)随时间保持基本恒定。在图26中更好地示出了接触电极的响应212-218的变化，其示出在消融之前、消融期间和消融之后的这些响应。

参照图26中的响应212，注意到响应212具有与患者的呼吸相对应的周期性的主峰值232a-232n。响应212还具有与心脏运动相对应的次峰值234a-234n。当在电极和组织之间存在并保持接触时，可以观察到呼吸和/或心脏运动经常(但不总是)调制接触水平(例如，阻抗大小)。按照这些方法，由于呼吸和/或心脏运动，利用单个接触阈值的接触评估方案可能会间歇性地反复触发。这可能是完全可以接受的，因为它准确地描绘接触的调制水平。然而，由于接触水平持续波动，这对于用户也可能是麻烦的。为了抵消这种持续的波动，接触评估测量可以被时间平均或者可以在呼吸或心动周期期间的公共时间获得。在前一方面，可以在与例如单个心跳或呼吸周期相对应的时间窗口内获取阻抗测量并将其平均。结合响应218示出了这样的时间窗口240，其中水平线表示时间窗口240上的平均阻抗242。在后一方面，可以在呼吸或心动周期的公共点或相位(例如，峰点或谷点)处进行阻抗测量。也就是说，阻抗测量可以与呼吸和/或心脏运动相关。在这种情况下，系统(例如，ECU)可以从一个或多个传感器(例如，EGC导线90；见图7)获得呼吸或心脏运动信息。这种时间窗口方法或相关方法可以改善接触评估输出的稳定性。然而，这可能导致接触更新之间的些许延迟。此外，时间窗口方法和相关方法可以各自用于建立基准阻抗值。

图26进一步示出整个医疗程序中的阻抗监测。具体地，图26示出在向组织施加消融能量之前、期间和之后，与患者组织接触的四个电极的连续阻抗监测。如图所示，响应212-218在消融前接触和消融期间之间改变。在所示曲线图230中，与消融前相比，在消融期间，阻抗响应212-218具有减小的幅度。进一步地，响应212-218的幅度趋向于在消融后稍微增加。然而，应注意，阻抗响应的消融后幅度不会恢复到消融前幅度。参考阻抗响应212，要注意的是，消融之前的阻抗响应212的峰值幅度232n大于消融之后的峰值幅度232z。该差异Δ提供了组织中损伤形成的指示。因此，处理器或接触评估模块可以利用这种差异来生成指示组织中损伤形成的输出。进一步地，该损伤形成的指示可以被合并到例如图23A和23B所示的标测图上或标测图中。也就是说，可以将电极的定位和消融之前和之后的阻抗变化绘制在标测图上。按照这些方法，如在关于图22中讨论的，建立空间相关的基准阻抗值的能力提供了一种机制，以在消融程序期间电极移动的事件中，很容易地记录患者组织表面的阻抗变化。例如，如果在施加消融能量期间在组织上拉动消融电极以创建线性损伤，提供组织定位的阻抗测量的电极的定位可能改变。然而，当利用具有大量电极(例如100或200)的医疗设备时，期望另一个电极将测量组织定位的响应，使得可以比较组织位置的消融前和消融后阻抗。

本文中针对各种设备、系统和/或方法描述各种实施例。阐述了许多具体细节以提供对说明书中描述和附图中示出的实施例的整体结构、功能、制造和使用的全面理解。然而，本领域技术人员应该理解的是，可以在没有这些具体细节的情况下实现这些实施例。在其它情况中，公知的操作、组件和元件没有被详细描述以不模糊说明书中描述的实施例。本领域普通技术人员应该理解的是，本文描述和示出的实施例是非限制性示例，并且由此可以理解为本文公开的具体结构和功能细节可以是代表性的，并且不必然限制实施例的范围，实施例的范围仅由所附权利要求限定。

整个说明书中对“各种实施例”、“一些实施例”、“一个实施例”或“实施例”等的引用意指结合实施例描述的特定特征、结构或特性包括在至少一个实施例中。由此，短语“在各种实施例中”、“在一些实施例中”、“在一个实施例中”、或“在实施例中”等的在说明书中各处的出现并非必须都指的是相同的实施例。此外，特定的特征、结构或特性可以以任何合适的方式在一个或多个实施例中组合。由此，结合一个实施例示出或描述的特定特征、结构或特性可以没有限制地整体或部分地与一个或多个其它实施例的特征结构或特性组合，只要这种组合不是非逻辑性的或非功能性的。

尽管以上已经以一定程度的特殊性描述了多个实施例，但是本领域技术人员可以在不脱离本公开的精神或范围的情况下对所公开的实施例进行多种改变。例如，本公开讨论了双极配置，其中每对电极独立于所有其他对电极。然而，另一种可能性是配置电极，使得每个双极的一侧是公共电极。例如，参考图2的导管，尖端电极22可以形成用于每个附加环形电极20A-I的公共电极。也就是说，尖端电极22可以是每对电极的一个电极。

所有方向参考(例如，加、减、上、下、向上、向下、左、右、向左、向右、顶部、底部、上方、下方、垂直、水平、顺时针和逆时针)仅用于标识目的以辅助读者对本公开的理解，并且不会产生限制，特别是对于本公开任何方面的位置、方向或用途。如本文所使用的，短语“配置成”、“配置用于”和类似短语指示主题设备、装置或系统被设计和/或构造(例如，通过适当的硬件、软件和/或组件)以满足一个或多个特定的目的，而不是主题设备、装置或系统仅能够执行该目的。结合参考(例如，附接、耦合、连接等)将被广义地解释，并且可以包括元件连接之间的中间构件和元件之间的相对移动。因此，结合参考不一定推断出两个元件直接连接并且相对于彼此处于固定关系。旨在将以上描述中包含的或附图中示出的所有内容解释为仅是说明性的而非限制性的。在不脱离所附权利要求限定的本发明的精神的情况下，可以进行细节或结构的改变。

被描述为通过引用并入本文的全部或部分的任何专利、出版物或其它公开材料仅在所并入的材料不与现有定义、陈述或本公开中阐述的其它公开材料冲突的程度内并入本文。因此，并且在必要的程度上，本文明确阐述的公开内容取代通过引用并入本文的任何冲突材料。被描述为通过引用并入本文但与现有定义、陈述或本文阐述的其它公开材料相冲突的任何材料或其部分仅在所并入的材料与现有公开材料之间不发生冲突的程度上被并入。

Claims (19)

1.一种用于被配置为插入患者内的医疗设备的方法，包括：

在具有多个电极的医疗设备的不同电极对上施加多个驱动信号，每个驱动信号具有独特的频率，所述独特的频率是公共基频的谐波；

响应于施加所述多个驱动信号，为所述医疗设备的所述多个电极中的每一个测量一系列随后的阻抗值；以及

针对每个电极：

将所述一系列随后的阻抗值中的每个随后的阻抗值与所述电极的基准阻抗值进行比较；以及

如果所述随后的阻抗值大于所述基准阻抗值，则生成所述电极相对于组织的组织接近度的指示；以及

在显示器上显示所述电极相对于所述组织的组织接近度的指示。

2.根据权利要求1所述的方法，还包括：

如果所述随后的阻抗值小于所述基准阻抗值，将所述基准阻抗值重置为所述阻抗值。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，测量所述一系列随后的阻抗值还包括：

针对所述独特的频率中的每一个，同步解调所述多个电极对同时施加的驱动信号的响应。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，针对所述多个电极中的每个电极的所述一系列随后的阻抗值的所述测量还包括：

在所述医疗设备的移动期间，测量所述多个电极中的每个电极的所述随后的阻抗值，其中所述多个电极中的至少一部分的位置改变。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述组织接近度的指示包括以下中的一个：

所述电极和所述组织之间接触或不接触的二元指示；以及

指示所述电极与所述组织之间的接触水平的接触状况的范围。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述阻抗值包括具有实数分量和正交分量的复阻抗值。

7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述比较和所述生成还包括：

比较所述阻抗值的实数分量与所述基准阻抗值的实数分量；以及

基于所述阻抗值的实数分量与所述基准阻抗值的实数分量的比较，生成所述组织接近度的指示。

8.根据权利要求6所述的方法，还包括：

比较所述阻抗值的正交分量与所述基准阻抗值的正交分量；以及

当所述阻抗值的正交分量超过所述基准阻抗值的正交分量一预定阈值时，生成输出。

9.根据权利要求6所述的方法，其中，生成所述输出包括生成以下中的至少一个：

电极已经进入或离开导引器的指示；以及

在施加所述多个驱动信号中使用的贴片电极故障的指示。

10.根据权利要求11所述的方法，还包括，针对每个电极，：

识别所述电极相对于患者内腔的定位，其中所述组织接近度的指示在所述显示器上显示在所述患者内腔的标测图上的相应定位。

11.根据权利要求1所述的方法，还包括：

接收指示由呼吸和心脏运动中的至少一个引起的组织运动的输入，其中基于运动的所述指示改变所述组织接近度的指示。

12.根据权利要求12所述的方法，其中，当前阻抗值是与所述运动的相位相关地生成的。

13.一种用于被配置为插入患者内的医疗设备的方法，包括：

识别具有多个电极的医疗设备的每个电极在三维空间中的定位，其中每个电极在所述三维空间的子区域内被识别；

向所述医疗设备的多个电极中的每个电极施加驱动信号；

测量每个电极对所述驱动信号的响应并生成每个电极的阻抗值；

为包含至少一个电极的每个子区域分配与布置在所述子区域中的电极的阻抗值相对应的基准阻抗值；

基于所述电极的随后的阻抗值与所述电极所位于的子区域的基准阻抗值的比较，评估针对所述电极生成的随后的阻抗值。

14.根据权利要求14所述的方法，其中，随后的阻抗的所述评估还包括：

确定子区域不具有基准阻抗值的分配值；以及

为所述子区域分配所述随后的阻抗值作为基准阻抗值。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，随后的阻抗的所述评估还包括：

确定随后的阻抗值大于基准阻抗值；以及

基于所述随后的阻抗值和所述基准阻抗值之间的差来生成组织接近度的指示。

16.一种用于被配置为插入患者内的医疗设备的系统，包括：

信号发生器，被配置为在具有多个电极的医疗设备的不同电极对上施加多个驱动信号，每个驱动信号具有独特的频率，其中，所述多个驱动信号被同时施加；

测量电路，被配置为测量所述多个电极对所述驱动信号的响应，并针对所述医疗设备的所述多个电极生成一系列阻抗值；

接触评估模块，被配置为针对每个电极，将电极的随后的阻抗值与所述电极的基准阻抗值进行比较，并且如果所述随后的阻抗值大于所述基准阻抗值，生成与所述电极相对于组织的接近度相对应的输出；以及

显示器，用于基于从所述接触评估模块接收的输出来显示所述电极相对于所述组织的接近度。

17.根据权利要求17所述的系统，其中，所述接触评估模块还被配置为如果所述随后的阻抗值小于所述基准阻抗值，将所述基准阻抗值重置为所述随后的阻抗值。

18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述测量电路还包括：

解调器，被配置为针对所述独特的频率中的每一个，同步地解调所述多个电极对同时施加的驱动信号的响应。

19.根据权利要求17所述的系统，其中：

所述测量电路被配置为识别所述医疗设备的每个电极在三维空间中的定位，其中每个电极在所述三维空间的子区域内被识别；以及

其中，所述接触评估模块还被配置为将位于所识别的子区域中的电极的随后的阻抗值与所识别的子区域的基准阻抗值进行比较。

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