CN115068106A - 导管压力矢量测量方法及装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种导管压力矢量测量方法及装置。导管压力矢量测量方法，包括：在身体胸腔处构建电场坐标系；将具有至少两个感测电极的导管通过血管伸入心腔；获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。采用本发明，可以获取导管的压力矢量，从而能够了解导管与心肌组织的穿透水平，供医生做参考，可防止由于穿透不充分，造成手术消融的不充分，而且可以使用任何常规导管来估计接触力值、其方向和尖端电极在心脏组织中的穿透水平，降低了制作成本。
Description
技术领域
本发明涉及医疗技术领域，尤其涉及一种导管压力矢量测量方法及装置。
背景技术
心内射频(RF)消融是一种众所周知的、治疗心律失常的方法。通常，将其远侧末端具有电极的导管通过患者的血管系统送入心室中，使电极与心内膜上的一个(或多个)位点接触，通过导管向电极施加射频能量，以消融该位点的心脏组织。然而，当尝试使用一些现有的消融电极在特定位置进行射频消融时，可能会遇到一些困难，例如，在射频消融中医生不容易确定电极与组织的接触，医生只能根据他使用电极导管的经验来确定电极与组织的接触，但这种经验只会随着时间的推移而出现，如果医生不是定期使用电极导管，可能很快就会失去这种经验，这样有可能会导致手术效率低下甚至产生并发症。此外，当心脏形成病变时，心脏的跳动会使事情变得更加复杂，使得难以确定电极和组织之间是否产生接触以及产生接触的时间和电极进入消融点的穿透水平，并将其保持足够长的时间以形成期望的损伤，从而完成对目标病灶的消融。
发明内容
本发明实施例提供一种导管压力矢量测量方法及装置，用以解决现有技术中无法确定导管与身体组织的接触情况而导致手术效果不佳的问题。
根据本发明实施例的导管压力矢量测量方法，包括：
在身体胸腔处构建电场坐标系；
将具有至少两个感测电极的导管通过血管伸入心腔；
获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；
基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。
根据本发明的一些实施例，所述在身体胸腔处构建电场坐标系，包括：
将六个身体电极分别排布在直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴；
为所述六个身体电极提供三个不同频率的电流信号。
根据本发明的一些实施例，所述获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位，包括：
在身体表面设置参考电极；
获取参考电极的电压以及导管上每个感测电极的感测电压，以获取导管上每个感测电极相对于身体表面的电位；
基于所述电位，结合所述电流信号，确定导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗。
根据本发明的一些实施例，所述基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量，包括：
基于每个所述感测电极的阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定该感测电极对应的压力；
基于多个所述压力，确定导管的压力矢量。
根据本发明的一些实施例，所述方法还包括：
基于多个所述电位，确定所述导管的姿态；
所述基于多个所述压力，确定导管的压力矢量，包括：
基于多个所述压力，结合所述导管的姿态，确定导管的压力矢量。
根据本发明实施例的导管压力矢量测量装置，包括：
电场坐标系构建单元，适于在身体胸腔处构建电场坐标系；
具有至少两个感测电极的导管，用于通过血管伸入心腔；
阻抗测量电路，用于获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；
处理器，用于基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。
根据本发明的一些实施例，所述电场坐标系构建单元，包括：
六个身体电极，适于排布在直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴；
信号发生器，用于为所述六个身体电极提供三个不同频率的电流信号。
根据本发明的一些实施例，所述导管压力矢量测量装置，还包括：
参考电极，用于设置在身体表面；
所述信号发生器，还用于获取参考电极的电压以及导管上每个感测电极的感测电压，以获取导管上每个感测电极相对于身体表面的电位；
所述阻抗测量电路，用于：
基于所述电位，结合所述电流信号，确定导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗。
根据本发明的一些实施例，所述处理器，用于：
基于每个所述感测电极的阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定该感测电极对应的压力；
基于多个所述压力，确定导管的压力矢量。
根据本发明的一些实施例，所述导管压力矢量测量装置还包括：
多轴处理电路组，用于基于多个所述电位，确定所述导管的姿态；
所述处理器用于：
基于多个所述压力，结合所述导管的姿态，确定导管的压力矢量。
采用本发明实施例，可以获取导管的压力矢量，从而能够了解导管与心肌组织的穿透水平，供医生做参考，可防止由于穿透不充分，造成手术消融的不充分，而且可以使用任何常规导管来估计接触力值、其方向和尖端电极在心脏组织中的穿透水平，降低了制作成本。
上述说明仅是本发明技术方案的概述，为了能够更清楚了解本发明的技术手段，而可依照说明书的内容予以实施，并且为了让本发明的上述和其它目的、特征和优点能够更明显易懂，以下特举本发明的具体实施方式。
附图说明
通过阅读下文实施方式的详细描述，各种其他的优点和益处对于本领域普通技术人员将变得清楚明了。附图仅用于示出优选实施方式的目的，而并不认为是对本发明的限制。在附图中：
图1是本发明实施例中导管和心脏组织倾斜30°的压力矢量感应示意图；
图2是本发明实施例中导管和心脏组织倾斜90°的压力矢量感应示意图；
图3是本发明实施例中导管压力矢量测量装置架构图；
图4是金属球示意图；
图5A-图5C是本发明实施例中导管和心脏组织在不同接触情况下的示意图；
图6A是本发明实施例中导管在外力作用下从P0移动到P1的示意图；
图6B是本发明实施例中导管在三维空间中相对于原点的位移矢量示意图；
图7是本发明实施例中导管压力矢量测量方法流程图。
具体实施方式
下面将参照附图更详细地描述本发明的示例性实施例。虽然附图中显示了本发明的示例性实施例，然而应当理解，可以以各种形式实现本发明而不应被这里阐述的实施例所限制。相反，提供这些实施例是为了能够更透彻地理解本发明，并且能够将本发明的范围完整的传达给本领域的技术人员。另外，在一些实例中，并未详细示出公知的方法、结构和技术，以便不模糊对本说明书的理解。
根据本发明实施例的导管压力矢量测量方法，包括：
在身体胸腔处构建电场坐标系；可以理解，在人体的胸腔部位处可以构建一个电场，通过坐标系来定位该电场的各个位置。
将具有至少两个感测电极的导管通过血管伸入心腔；当导管伸入心腔内时，也就是将导管置于电场坐标系内，导管上的感测电极在电场的作用下可以获得感测电压。
获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；身体本身就有一定的电势。导管上感测的电压与身体表面的电压之间的电势差就是电位。
基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。
压力测量对照表定义了不同阻抗和电位所对应的压力值。
由于血液的电阻率小于心肌的电阻率，当电极穿透心肌时，电阻抗增加，且更多的电极被高电阻率的心肌包围，被心肌组织包围的电极阻抗均快速增加，当导管和心脏内膜接触较轻时，大部分导管电极被血液包裹，相应阻抗值较低，接近于105-125欧姆左右，同时测量的电位也较低，接近于5毫伏左右，当导管和心脏内膜的接触压力较大时，导管电极和心肌接触面积增大，测量阻抗值会相应升高，接近于130-150欧姆左右，同时采集电位也升高至15毫伏左右，当导管头端电极和心内膜的接触压力变化时，测量的阻抗差别可以达到25欧姆+/-15欧姆，同时电位值的差别也可达到2～3倍，因此，阻抗能够用于预测电极与心肌界面的接触情况以及电极与心肌之间的接触力。
尖端电极和消融点之间的适当接触、尖端电极进入消融点的穿透水平和尖端电极与消融点之间的接触力的方向对形成良好的病变尺寸至关重要。本发明提供了一种压力矢量测量导管装置，在进行射频消融手术时，可为术者提供导管尖端电极的压力矢量，从而能够了解导管与心肌组织的穿透水平，供医生做参考，可防止由于穿透不充分，造成手术消融的不充分，而且可以使用任何常规导管来估计接触力值、其方向和尖端电极在心脏组织中的穿透水平，降低了制作成本。
在上述实施例的基础上，进一步提出各变型实施例，在此需要说明的是，为了使描述简要，在各变型实施例中仅描述与上述实施例的不同之处。
根据本发明的一些实施例，所述在身体胸腔处构建电场坐标系，包括：
将六个身体电极分别排布在直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴；
为所述六个身体电极提供三个不同频率的电流信号。
在本发明的一些实施例中，电流信号是正交的，但可以稍微偏离正交，频率范围大概在10-100KHz，电流范围在0.1mA左右。
根据本发明的一些实施例，所述获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位，包括：
在身体表面设置参考电极；
获取参考电极的电压以及导管上每个感测电极的感测电压，以获取导管上每个感测电极相对于身体表面的电位；
基于所述电位，结合所述电流信号，确定导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗。
例如，在操作过程中，在患者身体上放置包括x、y和z轴每个轴向两个身体电极，共计六个身体电极和一个放置在身体背面的参考电极。通过人体血管在目标心腔内放置多电极压力矢量感应导管。信号发生器电路为身体电极产生三个不同频率的低幅度电流信号，用来为导管电极提供了一个固定的参考坐标，六个身体电极产生三个不同的低幅度电流信号，这些信号能够被导管参考电极检测到。
进一步的，使用一种电路，该电路分别对导管的每个电极上的接受信号进行滤波，并为每个电极提供三维读数。
根据本发明的一些实施例，所述基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量，包括：
基于每个所述感测电极的阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定该感测电极对应的压力；
基于多个所述压力，确定导管的压力矢量。
通过每个感测电极与心脏组织的接触情况可以推断出导管与心脏组织的接触情况。
根据本发明的一些实施例，所述方法还包括：
基于多个所述电位，确定所述导管的姿态；这里的姿态包括矢量位置。
所述基于多个所述压力，确定导管的压力矢量，包括：
基于多个所述压力，结合所述导管的姿态，确定导管的压力矢量。
对应于的，基于上述方法，本发明实施例还提出一种导管压力矢量测量装置，包括：
电场坐标系构建单元，适于在身体胸腔处构建电场坐标系；
具有至少两个感测电极的导管，用于通过血管伸入心腔；
阻抗测量电路，用于获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；
处理器，用于基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。
本发明提供了一种压力矢量测量导管装置，在进行射频消融手术时，可为术者提供导管尖端电极的压力矢量，从而能够了解导管与心肌组织的穿透水平，供医生做参考，可防止由于穿透不充分，造成手术消融的不充分，而且可以使用任何常规导管来估计接触力值、其方向和尖端电极在心脏组织中的穿透水平，降低了制作成本。
在上述实施例的基础上，进一步提出各变型实施例，在此需要说明的是，为了使描述简要，在各变型实施例中仅描述与上述实施例的不同之处。
根据本发明的一些实施例，所述电场坐标系构建单元，包括：
六个身体电极，适于排布在直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴；
信号发生器，用于为所述六个身体电极提供三个不同频率的电流信号。
根据本发明的一些实施例，所述导管压力矢量测量装置，还包括：
参考电极，用于设置在身体表面；
所述信号发生器，还用于获取参考电极的电压以及导管上每个感测电极的感测电压，以获取导管上每个感测电极相对于身体表面的电位；
所述阻抗测量电路，用于：
基于所述电位，结合所述电流信号，确定导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗。
根据本发明的一些实施例，所述处理器，用于：
基于每个所述感测电极的阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定该感测电极对应的压力；
基于多个所述压力，确定导管的压力矢量。
根据本发明的一些实施例，所述导管压力矢量测量装置还包括：
多轴处理电路组，用于基于多个所述电位，确定所述导管的姿态；
所述处理器用于：
基于多个所述压力，结合所述导管的姿态，确定导管的压力矢量。
进一步的，多轴处理电路组可以包括X轴处理电路、Y轴处理电路、Z轴处理电路。
下面参照图2以一个具体的实施例详细描述根据本发明实施例的导管压力矢量测量装置。值得理解的是，下述描述仅是示例性说明，而不是对本发明的具体限制。凡是采用本发明的相似结构及其相似变化，均应列入本发明的保护范围。
目前，许多传统导管的一个主要特征包括对组织和导管接触力的估计，组织力量接触测量和力量方向都有助于更好的消融过程，消融程序的成功主要取决于有效损伤的形成，良好的病变尺寸的几个重要原因是1、导管尖端电极和消融点之间的适当接触，2、尖端电极进入消融点的穿透水平，3、尖端电极和消融点之间的接触力方向。
目前市面上在使用的一些压力矢量测量装置大多需要复杂的导管设计，且容易受患者呼吸和心脏收缩的影响，导致测量数值不准，影响手术过程。部分采用传感器来反馈导管尖端与组织的接触关系的测量装置，虽然能够反馈导管尖端与组织的压力矢量，但由于传感器的制造成本比较大，使用此种压力矢量测量装置，会提高射频消融手术的成本。
本发明的目的在于提供一种导管压力矢量测量装置，该装置通过导管电极对施加于身体表面的正交信号和心腔内阻抗进行测量，标测三维位置，同时通过导管电极测量的阻抗和电位用于接触力和导管空间定向，将这两种技术获得的导管方向融合在一起，临床上实现更好的压力矢量计算，可以适用于任何常规电极导管来估计导管尖端与组织的接触力值，从而降低成本。
具体的，本发明提出一种多电极导管的压力矢量感应装置，通过导管电极对施加于身体表面的正交信号和心腔内阻抗进行测量，标测三维位置，同时通过导管电极测量的阻抗和电位用于接触力和导管空间定向，将这两种技术获得的导管方向融合在一起，临床上实现更好的压力矢量计算。图1和图2分别为导管装置和心脏组织在30度和90度接触角度下，感应接触压力大小和不同的压力方向。
如图3所示，压力矢量感应装置主要包括六个身体电极、参考电极R、多电极导管3、信号发生器4、阻抗测量电路8、X轴处理电路7、Y轴处理电路6、Z轴处理电路5、处理器9以及输出10。
六个身体电极分别排布在胸腔处对应直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴，六个身体电极分别用x，x'；y，y'；和z，z'表示。参考电极R放置在身体背后。
信号发生器4为六个身体电极产生3个不同频率的低幅度电流信号，以为导管3电极提供了一个固定的参考坐标，这些信号可以被导管3上的电极检测到。
信号发生器4产生的外部信号是正交的，但可以稍微偏离正交，外部施加的信号是适当的恒定脉冲电流，频率范围大概在10-100KHz，恒定脉冲电流的电流范围在0.1mA左右，这些参数有助于避免干扰ECG传感器，但也可以使用其他参数。
信号发生器4还可以将多电极导管3上感测的信号通过数字滤波器或其他合适的窄通滤波器完成分离，形成X轴分量、Y轴分量和Z轴分量，然后分别交由X轴处理电路7、Y轴处理电路6和Z轴处理电路5经过处理，消除由于心脏收缩和患者呼吸引起的变化后交给处理器9。
导管3通过血管通路放置于患者心脏腔内，导管3具有至少两个电极(电极1电极2)，电极1设置在导管3的末端，电极2设置于距电极1预定距离d处。
这里需要说明的是，导管3要求至少包括电极1和电极2，导管3也可以包含三个、四个甚至更多个电极，只要其包含至少一个位于导管3尖端附近的标测电极和分开预定距离d的电极2。
从电极1、2记录各自的电流源信号并进行数字分离，以测量每个频率分量中的每一个振幅，三个电场强度分别通过使用导管3上相邻电极对测量的三个相对应的振幅差自动计算。通过将三个振幅(V)除以相应的电场强度(V/cm)，可以获得每个电极的3D位置，通过移动导管3，就可以获得它的位置和方向。
电极1在身体任何给定的位置，对于每个正交电流，都存在参考电极R和电极1之间的感测电压V，参考电极R可以表示为患者皮肤上的表面电极。假设身体在正交电流的作用下电压呈线性行为，三个不同的测量电压给出了患者身体内尖端电极1所在位置的唯一x、y和z坐标值，如下所示：
Vx＝ax，
Vy＝by，
Vz＝cz，
其中，a、b和c为常数或灵敏度并以mV/mm表示。
为了自动校准，即为了确定a、b和c三个常数的数值，使用四个具有已知电极间距离d的四个电极的导管3，这种校准装置需要四组同样灵敏的检测放大器和每个方向的信号处理路径，由于四个电极中的任何一个都为x、y和z电流中的拾取电压，因此以下等式适用：
要计算未知数a、b和c，需要使用测量值ΔVx＝Vx2–Vx1以及未知数Δx＝x2-x1；ΔVy＝V y2-V y1，连同Δy＝y2-y1和ΔVz＝Vz2-Vz1，连同Δz＝z2-z1。
然后，已知ΔVx＝aΔx,ΔVy＝bΔy,ΔVz＝cΔz,Δx2+Δy2+Δz2＝d2,得：
使用测量的ΔVx、ΔVy和ΔVz，并且可以计算已知的a2、b2和c2。为简化起见，令1/a2＝A、1/b2＝B、1/c2＝C、ΔVx 2＝X、ΔVy 2＝Y和ΔVz 2＝Z。这会产生以下简化方程：
AX+BY+CZ＝d2，
其中，X、Y和Z是测量得到的，d是已知的电极间的距离，所以现在只需要将导管3放置在三个不同的方向、相同的心腔或其他身体区域测的相应的测量值，来获得三个这样的方程式，从而解出未知数a、b和c，分别对应为x、y、z轴的电场强度。
标测电极连接有位置装置(图中未示出)，位置装置用于感测标测电极和参考电极R的至少一个交流电信号，并对其进行处理，以获得指示标测电极在各自不同身体位置时的位置信号。
由于导管3电极的体积比较小，而身体背后的参考电极R尺寸为15cm*15cm，相对导管3电极而言，参考电极R与身体的接触面积更大，因此导管3电极附近的电流密度会更大，且相对于导管3电极直径而言，导管3电极和参考电极R之间较长距离(5-15cm)，心肌和血液中的电流密度随着与导管3电极的距离的增加而迅速降低，这类似于金属球侵入心肌的情况，在远离电极的位置，电流密度降低至1/r2，电极附近的高电流密度比远离电极的电流密度产生更大的电压梯度。因此，导管3电极附近的材料对阻抗Z的影响最大。由于血液的电阻率小于心肌的电阻率，当电极穿透心肌时，电阻抗增加，且更多的电极被高电阻率的心肌包围，被心肌组织包围的电极阻抗均快速增加。当导管3和心脏内膜接触较轻时，大部分导管3电极被血液包裹，相应阻抗值较低，接近于105-125欧姆左右，同时测量的电位也较低，接近于5毫伏左右。当导管3和心脏内膜的接触压力较大时，导管3电极和心肌接触面积增大，测量阻抗值会相应升高，接近于130-150欧姆左右，同时采集电位也升高至15毫伏左右。当导管3头端电极和心内膜的接触压力变化时，测量的阻抗差别可以达到25欧姆+/-15欧姆，同时电位值的差别也可达到2～3倍，因此，阻抗能够用于预测电极与心肌界面的接触情况以及电极与心肌之间的接触力。
同时监测导管3上所有电极和参考电极R之间的电阻抗Z的变化。信号发生器4向电路施加低幅度电压[均方根(rms)]正弦信号。所有三个电流信号的Irms都可以从安装在信号发生器4中的分流电阻获得，获得rms电流之后，所有接收信号的Vrms可以通过数字滤波器得到，并且可以计算导管3上所有电极的阻抗Z通过以下等式：
由于几何形状和涉及的许多组织(如心肌、血液、肺、骨和皮肤)，因为血液和组织中，含铁量均有不同，从而导致电极采集测量的心内膜(基于心肌，脂肪组织，血管，神经等组成)和血液有不同的阻抗值，并且心肌和血液中的电流分布非常复杂。为了说明这个想法，把导管3插入身体内的动作比作成一个直径为r1的金属球被几个球壳包围的情况，球壳以代表身体内如心肌、血液等不同的材料，每个球壳的厚度比其相邻内部的球壳厚r1，总共N-1个壳如图4所示，因此，从金属球到外表面的电阻为：
其中，ρn是第n个球壳的电阻率。如果ρn都等于ρ，这意味着相同的材料，上面的等式简化为：
由上述等式可得当N＞＞1时，远离金属球的球壳对金属球至外表面的电阻值的影响几乎可以忽略不记，同理可得，导管3电极与体表的参考电极R之间的阻抗只与导管3电极附近的组织的电导率相关，远离导管3电极的组织对阻抗的影响可忽略不计。
通过导管3前端2个以上的电极，测量的阻抗值和电位值随着导管3接触的介质不同而发生变化。当导管3和心脏内膜接触较轻时，因为大部分的导管3电极被血液包裹，相应的阻抗值较低，接近于105～125欧姆左右，同时测量的电位也较低，接近于5毫伏左右。当导管3和心脏内膜接触压力较大时，导管3和心肌接触面积增大，测量阻抗值会相应升高，接近于130～150欧姆左右，同时采集电位也升高到12毫伏左右当导管3头端电极和心内膜的接触压力变化时，测量的阻抗差别可以达到25欧姆+/-15欧姆，同时电位值的差别也可达到2～3倍，同时射频能量的大小不对电极采集测量的阻抗值和电位产生影响，所以压力检测可以在消融过程中持续实时测量，为消融提供治疗参考。
基于在电极端阻抗和电位的测量值，装置把压力的大小对应于不同的量化值。基于这些量化的压力值，形成压力测量对照表，对照表把压力分为10级，其中，压力0级为最轻压力，阻抗范围定义为95～100欧姆，电位范围定义为0～2毫伏，压力8级定义为深度接触压力，阻抗范围定义为170～175欧姆，电位范围定义为18～20毫伏。压力10级定义为危险操作压力，阻抗定义为超过185欧姆，电位值超过22毫伏。
在实际临床手术中，通过实时测量阻抗和电位，查表获取接触力大小，实时反馈给手术医生当前导管3和心脏组织的压力情况。
如图5A所示，通过监测导管3电极的阻抗可以给出导管3尖端的感测电极1对心肌组织的预测穿透水平27，在500千赫和37摄氏度时，血液电阻率为115厘米，心肌电阻率为250厘米，因此当尖端的电极1穿透心肌组织时，电极的阻抗会迅速增加。
如图5B所示，在尖端电极1和第二电极2具有比其余电极22和23更高阻抗的情况下，这表明导管3相对于心肌组织倾斜。
如图5C所示，导管3的方向也可以通过电极1、2、22、23的阻抗来预测，如图所有导管电极1、2、22、23均与心脏组织直接接触，在这种情况下所有的电极的阻抗将相同，这将给出导管3相对于心肌组织的状态，这种情况意味着尖端电极与心肌组织处于零度接触，导管3与心肌组织的角度为零，导管3与心肌组织平行设置，因此，导管3与心肌组织之间不存在压力。
通过将前述利用三维电场确定的导管3方向与上述方法结合，能够更准确的预测导管3的方向。
本发明的力方向计算方法如下：
如图6A显示了导管3在患者心脏中由于一些力而从P0到P1的移动，这种力可能是术者施加给导管3的，也有可能是由于心脏的跳动。可以使用以下公式计算两点之间的位移矢量
其中，P0到P1的分量是从三个正交信号中计算出来的。
图6B显示了在三维空间中相对于原点的位移矢量，为了获得向量的方向
可以使用下面给出的余弦角公式：
其中，||D||是向量的大小
因为这两个点之间的位移
是由施加的力引起的，导管3的运动是由于施加的力，因此矢量
即为力矢量
所以||D||＝||F||，其中||F||使用阻抗法已经知道，如果尖端电极1与心脏组织直接接触，即尖端电极1的阻抗高于其他电阻，这将得出所有需要的角度α、β和γ以及力矢量方向，上述的α、β和γ是向量分别与正x、y和z轴所成的角度。
参考图7所示，本发明实施例的装置的工作过程：
设置身体电极；
在患者的x、y和z方向施加相应不同频率的三维正交恒定交流电信号，其中，所施加的电信号高于10千赫兹，每个信号的电流为0.1毫安左右，因为当电流从金属电极流向电解液时，电极和电解液界面上存在极化阻抗，该极化阻抗取决于电极材料、电解质及其浓度、电流密度和电流频率，在低频率下，极化阻抗会显著增大，为了避免这种复杂性，所施加的电信号需要更高的频率和最小的接口阻抗；
将导管插入患者体内，导管具有标测电极和至少一个其他电极；
获得导管在三维电场内的位置及导管方向，可以根据每个电极的位置获取导管的位置和方向；
计算每个电极的阻抗，监测每个导管电极阻抗的变化，基于此测量可以预测导管的方向；
获取导管电极的阻抗值和测量电位，压力大小值的通过一个对应表，输入各电极的阻抗及电位值，获取接触力大小层级，共分10级。
如果导管电极的阻抗值不大于血液的阻抗，则程序将跳回步骤4；
比较所有感测电极的阻抗，如果所有阻抗相同，导管尖端与心脏组织的接触角度为零，预测的深度和力也为零，其他可能的感测电极阻抗组合如18、19所示，并基于这些值可检测导管穿透水平20、二次定向23以及接触力的推算22；
根据两种不同的方法所得到的导管方向更精准；
根据导管方向和接触力大小计算力方向或力矢量。
本发明的优点：1.本发明在导管进入体内时，术者能够获得导管位置以及导管方向，能够避免由于术者因经验不足而对导管位置的误判，导致导管损伤心肌组织或者造成消融不完全.2.本发明可以使用任何常规导管来估计接触力值、其方向和尖端电极在心脏组织中的穿透水平，降低了制作成本。3.利用两种不同的方法预测导管的方向，使最终预测的方向准确性更高。4.本发明能够测算导管尖端电极与心肌组织的穿透水平，可防止由于穿透不充分，造成手术消融的不充分。5.本发明通过将产生的信号通过5、6和7低通滤波器消除由于心脏收缩和患者呼吸产生的影响，使测量结果精准度更高，6.射频能量的大小不对电极采集测量的阻抗值和电位产生影响，所以压力矢量检测可以在消融过程中持续实时测量，为消融提供治疗参考。
需要说明的是，以上所述仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (10)
1.一种导管压力矢量测量方法，其特征在于，包括：
在身体胸腔处构建电场坐标系；
将具有至少两个感测电极的导管通过血管伸入心腔；
获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；
基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。
2.如权利要求1所述的导管压力矢量测量方法，其特征在于，所述在身体胸腔处构建电场坐标系，包括：
将六个身体电极分别排布在直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴；
为所述六个身体电极提供三个不同频率的电流信号。
3.如权利要求2所述的导管压力矢量测量方法，其特征在于，所述获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位，包括：
在身体表面设置参考电极；
获取参考电极的电压以及导管上每个感测电极的感测电压，以获取导管上每个感测电极相对于身体表面的电位；
基于所述电位，结合所述电流信号，确定导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗。
4.如权利要求1所述的导管压力矢量测量方法，其特征在于，所述基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量，包括：
基于每个所述感测电极的阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定该感测电极对应的压力；
基于多个所述压力，确定导管的压力矢量。
5.如权利要求4所述的导管压力矢量测量方法，其特征在于，所述方法还包括：
基于多个所述电位，确定所述导管的姿态；
所述基于多个所述压力，确定导管的压力矢量，包括：
基于多个所述压力，结合所述导管的姿态，确定导管的压力矢量。
6.一种导管压力矢量测量装置，其特征在于，包括：
电场坐标系构建单元，适于在身体胸腔处构建电场坐标系；
具有至少两个感测电极的导管，用于通过血管伸入心腔；
阻抗测量电路，用于获取导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗和电位；
处理器，用于基于多个所述阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定导管的压力矢量。
7.如权利要求6所述的导管压力矢量测量装置，其特征在于，所述电场坐标系构建单元，包括：
六个身体电极，适于排布在直角坐标系的X正轴、X负轴、Y正轴、Y负轴、Z正轴、Z负轴；
信号发生器，用于为所述六个身体电极提供三个不同频率的电流信号。
8.如权利要求7所述的导管压力矢量测量装置，其特征在于，所述导管压力矢量测量装置，还包括：
参考电极，用于设置在身体表面；
所述信号发生器，还用于获取参考电极的电压以及导管上每个感测电极的感测电压，以获取导管上每个感测电极相对于身体表面的电位；
所述阻抗测量电路，用于：
基于所述电位，结合所述电流信号，确定导管上每个感测电极相对于身体表面的阻抗。
9.如权利要求6所述的导管压力矢量测量装置，其特征在于，所述处理器，用于：
基于每个所述感测电极的阻抗和电位，对照压力测量对照表，确定该感测电极对应的压力；
基于多个所述压力，确定导管的压力矢量。
10.如权利要求9所述的导管压力矢量测量装置，其特征在于，所述导管压力矢量测量装置还包括：
多轴处理电路组，用于基于多个所述电位，确定所述导管的姿态；
所述处理器用于：
基于多个所述压力，结合所述导管的姿态，确定导管的压力矢量。
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Citations (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN102596082A (zh) * | 2009-11-10 | 2012-07-18 | 卡尔迪雅（天津）医疗器械有限公司司 | 中空体腔内消融装置 |
| CN104812299A (zh) * | 2012-11-30 | 2015-07-29 | 圣犹达医疗用品电生理部门有限公司 | 使用在外部贴片电极处测量的阻抗的基于阻抗的医疗装置导航中的移动和漂移的校正 |
| US20160143686A1 (en) * | 2014-11-19 | 2016-05-26 | Stereotaxis, Inc. | Inter-electrode impedance for detecting tissue distance, orientation, contact and contact quality |
| WO2017167360A1 (en) * | 2016-03-30 | 2017-10-05 | Universitat Politècnica De Catalunya | Systems and methods to assess infarcted myocardial tissue by measuring electrical impedance during the cardiac cycle |
| CN108366824A (zh) * | 2015-11-20 | 2018-08-03 | 波士顿科学医学有限公司 | 组织接触感测矢量 |
| CN208145244U (zh) * | 2017-08-04 | 2018-11-27 | 江苏省中医药研究院 | 一种带压力检测的临时起搏电极导管 |
| CN110393585A (zh) * | 2018-04-25 | 2019-11-01 | 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 | 使用力矢量信息确定导管触摸位置 |
| CN111513848A (zh) * | 2020-04-28 | 2020-08-11 | 绍兴梅奥心磁医疗科技有限公司 | 一种个体化设置工作磁场强度的方法、装置及磁导航系统 |
| CN111631811A (zh) * | 2020-06-24 | 2020-09-08 | 绍兴梅奥心磁医疗科技有限公司 | 柔性磁导管头端接触力的获取方法及装置 |
| US20200367829A1 (en) * | 2019-05-23 | 2020-11-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Indicating Electrode Contact |
| CN113768616A (zh) * | 2021-10-20 | 2021-12-10 | 四川锦江电子科技有限公司 | 一种用于心脏消融的综合系统 |
| CN114173651A (zh) * | 2019-07-12 | 2022-03-11 | 皇家飞利浦有限公司 | 估计导管与组织之间的接触角，以及相关装置、系统和方法 |
-
2022
- 2022-05-25 CN CN202210572604.8A patent/CN115068106A/zh active Pending
Patent Citations (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN102596082A (zh) * | 2009-11-10 | 2012-07-18 | 卡尔迪雅（天津）医疗器械有限公司司 | 中空体腔内消融装置 |
| CN104812299A (zh) * | 2012-11-30 | 2015-07-29 | 圣犹达医疗用品电生理部门有限公司 | 使用在外部贴片电极处测量的阻抗的基于阻抗的医疗装置导航中的移动和漂移的校正 |
| US20160143686A1 (en) * | 2014-11-19 | 2016-05-26 | Stereotaxis, Inc. | Inter-electrode impedance for detecting tissue distance, orientation, contact and contact quality |
| CN108366824A (zh) * | 2015-11-20 | 2018-08-03 | 波士顿科学医学有限公司 | 组织接触感测矢量 |
| WO2017167360A1 (en) * | 2016-03-30 | 2017-10-05 | Universitat Politècnica De Catalunya | Systems and methods to assess infarcted myocardial tissue by measuring electrical impedance during the cardiac cycle |
| CN208145244U (zh) * | 2017-08-04 | 2018-11-27 | 江苏省中医药研究院 | 一种带压力检测的临时起搏电极导管 |
| CN110393585A (zh) * | 2018-04-25 | 2019-11-01 | 韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司 | 使用力矢量信息确定导管触摸位置 |
| US20200367829A1 (en) * | 2019-05-23 | 2020-11-26 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Indicating Electrode Contact |
| CN114173651A (zh) * | 2019-07-12 | 2022-03-11 | 皇家飞利浦有限公司 | 估计导管与组织之间的接触角，以及相关装置、系统和方法 |
| CN111513848A (zh) * | 2020-04-28 | 2020-08-11 | 绍兴梅奥心磁医疗科技有限公司 | 一种个体化设置工作磁场强度的方法、装置及磁导航系统 |
| CN111631811A (zh) * | 2020-06-24 | 2020-09-08 | 绍兴梅奥心磁医疗科技有限公司 | 柔性磁导管头端接触力的获取方法及装置 |
| CN113768616A (zh) * | 2021-10-20 | 2021-12-10 | 四川锦江电子科技有限公司 | 一种用于心脏消融的综合系统 |
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