CN1226960C - 医用诊断、治疗及成象系统 - Google Patents

Abstract

一种定位系统，用于确定例如是导管(10)或内窥镜的侵入式医用器械相对一参照系的位置及取向，该系统包括：多个场发生器(18、20、22)，它们可响应于驱动信号而形成周知的可区别开的场，最好是形成连续的AC磁场；多个传感器(30、32、34)，它们在上述侵入式医用器械(10)内位于该器械的梢端附近并可响应所述场而形成传感器信号；以及一信号处理器(26)，它具有一用于与前述驱动信号和传感器信号相对应的多个信号的输入并且可形成上述侵入式医用器械上的一个点的三个位置坐标和三个取向坐标。

Description

医用诊断、治疗及成象系统

发明的领域

本发明涉及到医用诊断、治疗及成象系统。具体地说，本发明涉及到位置可加以检测和调整的且具有辅助检测，成象和/或治疗功能的医用探头。

发明的背景

诸如导管之类适用于各种医疗过程和内部成象的探头是相当普通的。这种探头包括：血管成形术中使用的球形导管；具有激光消融、电消融或低温消融特征的导管；带有超声成象头的导管；用于几乎不用开刀的手术或诊断的探头；以及，内窥镜。在将这些探头用于治疗的场合中，必须要仔细地使这些探头相对人体结构定位。即使对诸如超声波系统之类的成象系统来说，也已有了对某种定位能力的描述。

在心血管检查中，特别是在那些使用了侵入性技术的检查中，有多个导管插进血管系统然后向心室前进。这一过程本身通常是在透视仪的引导下进行的，这就需要将连续的X射线源用作透视源。用透视仪形成的图象是人体结构及所叠加的导管位置的二维影象。可以以相对较低的分辨率来看人体结构，这是因为，X射线辐射可穿透心室和血管。

最近，业已研制了若干种技术以便主要通过使医生能跟踪导管梢端在血管内的路径来便于实施心脏导管插入术。上述技术中的某一些技术是以数字减影放射投影技术为基础的，这种技术可在注入放射性造影染色剂之后看到血管并且将导管的路径叠加到图象上。这些技术需要使用射线透不过的染色剂，而这种染色剂则是高危病人在心导管插入术过程中发病的主要原因。

颁发给Pfeiller等人的美国专利5042486号说明了这样一种方法，在该方法中，用电磁场来确定导管梢端的位置，本文引用了上述专利的内容。插入所说的导管并跟踪其梢端的位置。所述梢端的路径叠加在预先显示出来的血管或器官的图象上，而导管则可穿过前述路径前进。但是，这种技术需要在上述过程之前采集和处理图象并且涉及到很复杂和费时的过程，该过程用于在导管插入过程中适当地校准在该过程之前采集到的图象以及掌握血管或器官的取向和位置。

颁发给Martinelli等人的美国专利4821731号公开了一种用超声波对生命体进行内部成象的方法，本文引用了上述专利的内容。在该专利中，利用一超声波换能器对参照信号的响应来计算导管的相对位置并且通过确定在一单个线圈中由一些不同频率的基本上正交的磁场感应出的信号来计算导管绕其轴线的角取向，从而确定出超声波成象的导管的位置。上述超声波换能器还用于沿垂直于导管轴线的方向发送和检测超声波信号。通过使导管旋转并使该导管沿其轴线方向移动，就可以形成一超声波图象。该专利还说明了上述导管能将激光束传导至该导管的端部以便消融动脉壁上的疾患组织。

美国专利4697595号和载于Medical and Biological Engineeringand Computing(医学及生物工程和计算)1985年5月第268页至271的Bryer等人的技术评论“Ultrasonically Marked Catheter，aMethod for Positive Echographic Catheter Position and Identification”(用超声波标定的导管，一种用于回波描记式导管定位及识别的方法)公开了一种导管，可以利用位于该导管内的超声波发射器将该导管放置在病人体内。此外，美国专利5042486号也公开了一种导管，利用不电离的磁场以及通过适当地将导管的位置加在先前获得的血管的放射学图象上，可以将这种导管放置在病人体内。

PCT专利文件WO 94/0938描述了这样一种系统，它使用了一单线圈式传感器，该传感器与导管的长轴线相共轴并且能检测到由三个位于病人体外的多线圈发生器所产生的磁场，本文引用了上述文件的内容。

美国专利5253647号、5057095号、4095698号、5318025号、5271400号、5211165号、5265610号、5255680号、5251638号以及5265611号示出了用于确定导管或内窥镜位置的其它方法和设备。

美国专利3644825号说明了这样一种系统，该系统在确定自身位置时利用了传感器的相对运动。这种相对运动会向测定位置及取向所需的传感线圈提供信息。但是，这种方案在目标与参照系之间无相对运动的情况下不适用于去确定该目标的位置和地点。

美国专利3868565号包括一种跟踪系统，它用于连续地确定一远程目标的相对位置及取向，本文引用了上述专利的内容。上述跟踪系统包括一些垂直定位的回路，它们用于多个传感器和多个发射天线。在有提供给上述回路的适当激励电流的情况下，发射天线会产生一电磁场，该电磁场可从发射天线发射至所说的传感器。所述跟踪系统作为一个闭合回路系统进行操作，其中，一控制装置测定远程目标处的传感器所接收到的电磁场并将信息反馈给发射天线以便提供一作为定向矢量发射至远程目标的盘旋电磁场。因此，该定向矢量能给出从发射天线到传感天线的方向。

与此相似，Kuipers在其美国专利4017858号中描述了一种电磁场，该电磁场绕一定向矢量旋转并用于跟踪远程目标或确定该目标的位置，此外还用于确定上述目标的相对取向，本文引用了上述专利的内容。在上述系统中，发射线圈内充有适当指定的波形，上述系统可产生一磁场，该磁场以闭合回路的方式进入处理装置以便产生确定远程目标取向所需的信息。

本文引用了其内容的美国专利4054881号描述了一种非跟踪系统，它用于确定一远程目标相对参照系的位置和地点。这一点是通过将电信号提供给三个相互正交的发射天线中的每一个天线而实现的，上述电信号相对于彼此是多路调制的并且包含有这样的信息，该信息代表了发射电磁场的极性和磁矩特征。用与远程目标有着周知关系的三个相互垂直的接收天线检测并测定上述发射电磁场，从而形成了九个参数。这九个参数与一个周知的位置或取向参数相配合足以确定出前述接收天线相对发射天线位置和取向的位置及取向参数。

本文引用了其内容的美国专利4849692号描述了一种定量方法，该方法用于在有金属存在的情况下测定两个物体的相对位置和取向。利用直流电磁场信号可测出接收天线相对发射天线的位置和取向。电磁辐射设计成能由相互正交的发射天线中的每一个天线按一定顺序加以发射。一接收天线按一次一维的方式测出所发射的直流磁场的值以及地球磁场的值。这种方法需要反复进行采集和计算以便确定远程目标的位置和地点。

美国专利4849692号、欧洲专利文件0576187A1号、英国专利文件2197078A号以及美国专利4314251号说明了本领域中公知的其它方法，这些方法用于确定飞行器和头盔的多维位置和取向，本文引用了上述专利的内容。

上述在非医学应用中使用的先有技术使用了传感器和不适用于导管的其它结构。以上这些被描述为对医用探头有用的参考文献通常给出少于六维的信息(三个位置坐标和三个角坐标)。

在本文引用了其内容的以前委托给本申请的受让人的尚未公开的申请即1993年7月20日提交的美国专利申请08/094539号和1994年7月20日提交的PCT申请PCT/US 94/08352号中，公开了一种含有导管的系统，所述导管包括一位置测定装置，此装置可按三维的方式确定导管的位置但不能确定导管的取向。在上述申请中，所述导管用于映射出心脏内壁处的心电活动并根据这种映射消融部分心肌。用三个位置检测装置来确定用于映射/消融功能的导管的位置，上述三个位置检测装置位于心脏内壁的三个不同的固定位置处以形成一参照平面。

发明概要

一般地说，本申请公开了一种提供定量的高分辨率的定位信息的导管定位装置和方法，上述定位信息在与所检测到的局部信息相结合时可形成高分辨率的详细信息图。该信息图可有选择地叠加到器官结构的图象或其它图形上。

上述定位装置最好能以非交互的方式相对一参照系形成有关一远程目标具体说是有关一导管的连续的位置及取向信息。

本发明的一个方面涉及到提供一种适用于导管的新型六维定位设备。

在上述系统的一个优选实施例中，多个非同心的线圈放置在导管内的与可定位地点相邻的部位上，例如放置在该导管的梢端内。所述线圈最好具有正交的轴线。上述线圈的相对位置在下列方面不同于先有技术中所述的线圈位置即：这些线圈在空间上是分开的并且不是同心的。上述线圈在外加磁场的激励下产生信号，以便于对六维位置和取向空间进行计算。

本发明的第二个方面涉及到一种新方法，该方法用于根据线圈在外加电磁场系统的激励下产生的信号来计算该线圈系统的多维位置和取向。

本发明的第三个方面以与以上所引用的转让给本申请的受让人的专利申请所述的相类似的方式映射心脏的内部，为简化起见，只使用了一个六维位置/取向检测传感器以供参考。

本发明的第四个方面涉及到一种超声波或其它成象探头，该探头具有根据外部电磁场进行六维定位的能力。使用这种探头可避免使用用于确定位置的电离辐射或声波传感并能给出方向和位置完全已知的超声波成象信息或其它成象信息。

本发明的第五个方面涉及到这样的方法和设备，它们用于使导管作取向上的受控变化，从而便于控制导管并方便地设置该导管。

本发明的第六个方面利用了上述取向上的受控变化以便于用诸如超声波探头之类的非扫描式探头进行两维或三维成象或者用两维扫描探头进行三维扫描。

所以，依照本发明的一个优选实施例，提供了一种定位系统，该系统用于确定侵入式医用器械例如导管或内窥镜相对参照系的位置和取向，上述系统包括：

多个场发生器，它们可响应于驱动信号产生周知的、可区别开的场，最好是形成AC(交流)磁场；

多个传感器，它们在上述侵入式医用器械内位于该器械的梢端附近并可响应于所述场而产生传感器信号；以及

一信号处理器，它具有一用于与前述驱动信号和传感器信号相对应的多个信号的输入端并且可形成上述侵入式医用器械上的一个测点的三个位置坐标和三个取向坐标。

所述多个场发生器或传感器之一或两者均包括三个可区别开来的非重叠的发生器或传感器。

在本发明的一个优选实施例中，每个传感器均包括一线圈。这些线圈最好是具有在一个线圈内相交的轴线。当上述多个线圈包括三个线圈时，这些线圈最好具有不完全在一点上相交的三条轴线。

所述信号处理器最好对对应于驱动信号和传感器信号的信号进行互相关。

上述各个发生器所形成的场最好具有不同的频率或不同的相位或者同时具有不同的频率和不同的相位。

在本发明的一个优选实施例中，各个场发生器所形成的场具有不同的频率，最好具有多种频率，每种频率均是一给定频率的整数倍。较为可取的是，上述输入的互相关持续时间为前述整数倍数的最小公倍数除以所说的给定频率。

最好将所述互相关的结果用于计算各场发生器对所述各个传感器形成的信号的贡献。

在本发明的一个优选实施例中，所述定位系统包括一显示系统，它用于显示侵入式医用器械上的测点的位置。

上述定位系统最好还包括一参照器，该参照器内包括有多个非重叠的传感器，这些传感器可响应于前述场而产生传感器信号，其中，所述显示系统可显示出侵入式医用器械上的测点相对前述参照器上的测点的位置。上述参照器最好是一侵入式医用器械。所说的传感器最好位于上述参照用侵入式医用器械的梢端附近。

在本发明的一个优选实施例中，所述定位系统包括一检测局部状态的辅助传感器，该传感器位于前述侵入式医用器械的一部分上。

较为可取的是，上述辅助传感器可检测到局部的电信号，例如检测到来自病人心脏的心内膜的电信号并将这些信号传递给病人体外的端头。

在本发明的一个优选实施例中，所述信号处理器可处理前述位置及取向坐标信号以及在心内膜上的多个测点处所采集到的局部电信号，以便形成一幅反映电信号经由病人体内组织的传播情况的映象。

在本发明的一个优选实施例中，所述辅助传感器同心内膜提供电能以便消融该心内膜的一部分。

较为可取的是，所述定位系统包括一电极，它用于向心内膜提供电能以便消融该心内膜的一部分。

在本发明的一个优选实施例中，所述辅助传感器是一超声波发射器/接收器。

较为可取的是，上述超声波发射器/接收器可提供一少于三维的表象，该表象体现了所述梢端之外的组织的声学特征。

在本发明的一个优选实施例中，所述梢端是可转向的。所述系统最好包括图象重建电路，它可接收在所述梢端的不同取向处采集到的小于三维的表象并形成一个三维映象，此映象表现了至少部分包围上述梢端的组织的声学特性。

依照本发明的一个优选实施例，还提供了一种用于体内超声波成象的成象系统，该系统包括：

一最好是导管或内窥镜的侵入式医用器械，该器械的梢端带有一轴向观测用超声波成象换能器，它可产生一表象，最好是产生一个一维或二维表象，该表象表现了所述梢端之外的组织的声学特性；

用于控制上述梢端以改变其取向的装置；以及

图象重建电路，它可接收在所述梢端的不同取向处采集到的多个表象并根据这些表象形成一个三维映象，此映象表现了至少部分包围上述梢端的组织的声学特征。

上述成象系统最好还包括：

多个场发生器，它们可响应于驱动信号产生周知的可区别开来的场；

多个传感器，它们在上述侵入式医用器械内位于该器械的梢端附近并可响应上述场而形成传感器信号；以及

一信号处理器，它具有用于与上述驱动信号和传感器信号相对应的多个信号的输入端并且可形成所述换能器上的测点的三个位置坐标和三个取向坐标。

还提供了一种确定侵入式医用器械的位置及取向的方法，所述侵入式医用器械例如是一导管或内窥镜并具有一梢端，上述方法包括：

(a)形成多个，最好是三个可区分开的形状有所不同的AC磁场；

(b)在前述梢端附近的多个测点处检测所述传感器处的AC磁场；

(c)根据代表所形成的磁场和所检测到的磁场的信号计算出前述侵入式医用器械的一部分的六维位置及取向。

最好在所述侵入式医用器械的三个测点处检测所说的AC磁场。

依照本发明的一个优选实施例，还提供了一种超声波体内成象方法，该方法包括：

(a)将一超声波换能器插入人体内，该超声波换能器可产生一表征该换能器端部之外的组织的声学特征的表象；

(b)控制上述换能器的取向以形成多个所说的表象；以及

(c)根据上述多个表象来构造一个三维映象，此映象体现了至少部分包围上述换能器端部的区域内的组织的声学特征。

上述方法最好包括：对上述每个表象来说，均确定所述换能器的六维位置及取向。

上述表象最好是一个少于三维的表象。

还提供了例如是导管或内窥镜的侵入式医用器械，该器械的梢端附近包括多个最好是线圈的磁场传感器。

上述多个线圈最好具有在一个线圈内相交的轴线。在所述线圈的数量为3的情况下，所说的三个线圈具有不完全相交于一点的轴线。

在本发明的一个优选实施例中，所述器械的梢端处包括有一超声波换能器。该超声波换能器最好能提供一个表象，最好是提供一个一维或二维表象，该表象表现了所述导管之外且沿该导管轴线的组织的声学特征。

在本发明的一个优选实施例中，所述器械的梢端处还包括一电子探头。该探头最好用于检测由它所接触到的组织所产生的电信号，并且将该信号传导至前述导管的基端，而且/或者，上述探头可用于将消融用电信号提供给与所述端头相接触的组织。在本发明的一个优选实施例中，所述器械包括一传感器，它用于测定前述梢端处的局部化学性质。

上述器械最好包括用于改变前述梢端取向的装置。

依照本发明的一个优选实施例，还提供了这样的设备，它用于使诸如导管或内窥镜之类的侵入式医用器械的梢端转向，上述设备包括：

一相对来说有较大挠性的控制线，它贯穿前述导管并与所述梢端相连且具有一位于该梢端附近的弯曲部分；

一相对来说有较强刚性的套管，它在所述梢端附近是平直的并且能在该梢端处以可滑动的方式夹持住所说的控制线，从而，当该套管在所述控制线上滑动时，所说的控制线和梢端均会变平直。

较为可取的是，所述器械具有一纵向的轴线，前述控制线偏离该器械的这一轴线。

还提供了这样的设备，它用于使侵入式医用器械的梢端转向，上述设备包括：

一扁平的相对有挠性的部分，沿着该部分的一部分长度开有开槽，从而形成了两个部分，这两个部分在上述有挠性部分的第一端处相连，而所述第一端则连接于前述医用器械的梢端；

一对控制线，每条控制线的一端均在上述有挠性部分的第二端处连接于所说的两个部分的一个上；以及

用于改变所述控制线相对长度以使所述挠性部件弯曲从而使上述器械的梢端转向的装置。

依照本发明的一个优选实施例，还提供了这样一种方法，它用于形成体内器官内表面的三维图象，上述方法包括：

在多个位置处测定从所述内表面的内部到该内表面的距离；

将上述距离汇总以形成所述内表面的图象。

最好用前述器官内的多个测点来进行距离测定。较为可取的是，用一超声波换能器进行所说的距离测定。

对附图的简要说明

图1是本发明一个优选实施例的用来测定六维位置和方向的系统在人体中导管内应用的示意图；

图2是本发明一个优选实施例的具有六维定位能力的普通导管的概略剖面图；

图3是所述探头一部分的更为形象的示意图，它显示了一用于六维定位的传感器的优选实施例；

图4是本发明的一个优选实施例的用于确定一导管的六维坐标的电路的框图；

图5详细地示出了本发明的一个优选实施例的表示控制顺序的基本流程及其在图4框图中的应用；

图6是根据本发明的一个优选实施例的信号处理器内的数字信号处理的框图；

图7是构成磁场的矢量在一个点处的三维图；

图8是根据本发明的一个优选实施例的信号处理器内的模拟信号处理的框图；

图9是图8所示的本发明一个优选实施例的模拟滤波器部件的简化示意图；

图10A-10D说明了使本发明第一优选实施例的导管梢端定向的原理；

图11说明了使本发明第二优选实施例的导管梢端定向的原理；

图12是本发明一个优选实施例的超声波采集与信号处理电路的框图；

图13是本发明一个优选实施例的图象重建电路的框图；

图14是本发明一个优选实施例的用于电检测、起搏和消融的探头的局部概略局部剖开的示意图；

图15是本发明一个优选实施例的用于采集基本电记录图的简要框图；

图16是表示本发明一个优选实施例的计算机用心内膜映射算法的简要框图；

图17是表示本发明一个优选实施例的计算机用起搏映射算法的简要框图；

图18是本发明一个优选实施例的用于计算互相关系数同时进行起搏映射的算法的简要框图；以及

图19是本发明一个优选实施例的成象系统输出结构的概略框图。

对优选实施例的详细说明

图1示出了本发明在人体中基本优选应用的示意图。在该应用中，用标准技术将导管10插进病人的动脉11。导管10包括：一个主体12；一个定位传感器14；以及一个有源部分16，它位于所述导管的梢端15。依照本发明的各个优选实施例，有源部分16可以包括一个电传感器或一个超声波端头或一个纤维镜观察头，或一个电刺激器或一个电或激光消融器，或一个离子传感器，或一个氧或二氧化碳传感器，或一个过载指示器，或一个血压或温度传感器或者一个低温探头。一般地说，上述导管要包括导线、光导、波导等，以便响应操作人员的指令启动上述有源部分。

通过确定所述定位传感器的位置来确认前述导管梢端的位置和取向。在本发明的一个优选实施例中，所述定位传感器包括两个或三个天线，这些天线例如是被两个或三个位于病人体表23外侧的发射器18、20和22所激励的线圈。

应该认识到，上述发射器的设置及其尺寸和形状应随本发明的应用而变。医学应用中所使用的发射器最好是由处在一个共面三角形结构中的直径约2cm至20cm(0.D)、厚度约0.5cm至2cm的卷绕式环形线圈构成，其中，所述线圈的中心分开约2cm至30cm。对所述的医学应用来说，还可以使用条形发射器、甚至使用三角形或方形线圈。而且，在一俯卧病人是涉及本技术的过程的治疗对象时，所述发射器最好位于病人所在的表面内或者位于该表面的下方即位于病人身体的正在实施操作的那部分的正下方。在其它应用中，所述发射器可非常靠近病人的皮肤。

上述三个发射器最好按下述方式由发射器驱动器24驱动，并且，最好按下述方式在信号处理器26内放大并处理上述接收天线所接收到的信号以及用于驱动发射器18、20和22的信号的表象，以便在监视器27上提供梢端15的位置及取向的影象或其它表示形式。

只要发射器18、20和22相对某个参照系是固定的并且是不重叠的、即不存在有位置和取向完全相同的两个发射器，那么，就可以按任何通常的位置和取向设置这些发射器18、20和22。上述发射器在受发射器驱动器24的驱动时会产生多个可区别开的AC磁场，这些磁场构成了前述由定位传感器中的接收天线所检测的磁场。

就各磁场中信号的频率或相位或者信号的频率及相位而言，上述磁场是可以区别开的。也可以进行时分制多路传输。

在实践中，所述导管的有源端可用于收集诸如超声回波信息、电活动信息等之类的信息并且可有选择地对动脉(或静脉)或者在动脉(或静脉)所通向的器官内腔28中进行某种操作。器官内腔的具体实例有心腔、脑室或胃肠道。如以下将要详细说明的那样，本发明某些方面的具体目的是更精确地映射心脏的电活动以及更精确地对心脏壁加以成象。

图2示出了导管10的梢端的一个优选实施例的示意图。图3中示出了定位传感器14的图。传感器14较佳地是包括两个或多个传感器线圈，最好包括三个传感器线圈30、32和34，它们以空心的方式卷绕。在本发明的一个优选实施例中，这些线圈具有相互正交的轴线，其中一个以适当的方式与上述导管的长轴成一条直线。先有技术的定位传感器(用于其它的应用)包含有三个共轴设置的线圈或者至少这些线圈的轴线是相交叉的，与上述先有技术的定位传感器不同，本发明上述优选实施例的线圈沿所述导管的轴线以紧挨着的方式设置，以便减小定位传感器的直径，从而使得该传感器能装进所述导管。

就本发明的大多数方面而言，需要以定量的方式测定前述导管梢端相对一参照系的位置及取向。这就要有：至少两个非重叠的发射器，它们能形成至少两个可区分开的AC磁场。上述发射器相对参照系的相应位置及取向是已知的；一发射器驱动器，它最好能连续地向所述发射器提供AC信号以产生AC磁场；以及，一定位传感器，它包括至少两个非平行的传感器以便测定源于前述至少两个可区分开的磁场的磁通量。发射器的数量乘以传感器的数量等于或大于上述传感器相对于参照系的位置及取向的预定量化测定结果的自由度数量。

在本发明的一个优选实施例中，由于最好是确定所述导管梢端的六个位置及取向坐标，所以，定位传感器14内需要有至少两个线圈。最好使用三个线圈以便提高位置测定的精确性和可靠性。在某些需要较少维数的应用中，定位传感器14中只需有一个线圈。

导线36用于通过所述导管的基端将传感器线圈所检测到的信号传给信号处理器以便进行处理从而形成所需的位置信息。最佳的是，导线36成对地拧在一起以减少拾波并且还可加以电屏蔽。

在本发明的一个优选实施例中，线圈30、32和34具有0.5mm的内径并且有直径为16微米的800匝从而形成了1-1.2mm的整个线圈直径。所述线圈的有效捕获面积最好约400mm²。应该注意，上述尺寸可在相当的范围内变化并且仅表示尺寸的一个优选范围。具体地说，线圈的尺寸可小至0.3mm(有一定的灵敏度损失)和大致2mm或更多。导线的尺寸可在10-31微米的范围内，而匝数则可在300至2600匝之间，这取决于最大的允许尺寸和导线直径。所述有效截获面积应尽可能地大并与前述的整个尺寸要求相一致。尽管优选的传感器线圈的形状为圆柱形，但也可以使用其它形状。例如，就相同直径的导管而言，筒形线圈要比圆柱形线圈有更多的匝数。而且，还可按着导管的几何形状使用方形或其它形状的线圈。

导线38用于对有源部分16加电和/或用于接收来自该有源部分的信号。导线38的种类是可变的并且例如包括一个光波导或与其任务相适合的其它传输介质。

例如，位于导管梢端的电极记录下例如心内膜上的局部心电活动。这些电记录(心电图的)经由导线38传给导管的基端并提供给一心电放大器。放大后的心电信号传给控制系统，而控制系统则向医生显示从位置已被同时确定下来的地点处所采集到的局部电位记录结构。

图4是计算定位传感器14的位置时所使用的优选电路的框图。在此示例性实施例中，使用了三个发射器18、20和22以及三个传感线圈30、32和34。发射器驱动器24向各发射器提供可分辨的同步交流信号。控制电路40用D/A转换器(数/模转换器)42、44和46产生三个具有三种不同频率f₁，f₂和f₃的正弦波，它们分别输出给信号放大器48、50和52。

为了能形成一个快速响应的定位系统，业已利用所发射和所接收的信号的互相关排除了使用慢速响应的滤波器。在包括上述三个发射信号的整数个周期的时间窗范围内进行所说的互相关。利用整数个周期通常会减少处理误差并且能更精确地确定传感线圈所接收到的信号的相对振幅和相位。如果使用了非整数个周期的时间，通常就会导致上述互相关过程中的误差，除非是使用了非常长的相关窗。

如果使用了短的相关窗(最短的是所述周期时间的最小公倍数)，那么，频率之间的比率应是一个有理数。其中C＝1，2或3的发射器C的频率f_c应满足下列等式：

f_c＝n_c·f_b    (1)

其中n_c是满足n₁≠n₂，n₂≠n₃，n₃≠n₁的任何正整数，f_b是一任意的基频以确保整数个周期时间可用于进行互相关运算。

发射驱动器放大器的输出信号经由诸如本技术中周知的电阻、环路或更复杂的电路之类的电流传感电路54，56和58传给发射器。上述电流传感电路会产生一输出，该输出代表了发射器的驱动信号的振幅和相位并被传给信号处理器62。利用这种结构，上述三个发射器会形成一磁场，该磁场包括三种不同取向的磁场分量，每种分量均具有不同的已知频率。上述磁场分量的每一种分量均由传感线圈30、32和34中的一个所检测，而每个传感线圈则会产生一个信号，该信号包括三个频率分量，这三个频率分量具有不同的振幅和相位，它们取决于具体传感线圈和发出特定频率的特定发射器的相对距离及方向。

传感器30、32和34的输出信号分别在放大器60、62和64内得以放大并被传给信号处理器26。

图5详细地示出了表示一控制序列及其在图4电路中应用的基本流程。在框66所示的初始化阶段内，限定了所述三个正弦波的频率、发射器18、20和22相对参照系的物理位置及取向、发射器和传感器的特性以及映射域中的一个测点的坐标。如框68所示，例如在控制器40中合成具有相应频率f₁，f₂和f₃的正弦波。如框70所示并且如以上参照图4所示那样，发射器18、20和22最好连续地传输所发生的频率。所述控制程序进入定时循环72，该循环周期性地发送信号以启动信号处理器，从而对线圈传感器信号与发射信号进行互相关并计算出定位传感器14相对参照系的取向和位置。

依照本发明的优选实施例，可以有信号处理的模拟实施例和数字实施例。本领域的技术人员可按多种方式改进上述不同的方法，并且，这些方法可按不同的模式相结合以便同时实施这些方法。本发明的某些应用得益于数字方法，而在另外一些情况下，模拟方法可能是优选方案。

以下参照图6说明数字实施例，图6是信号处理器26的功能框图。处理框的输入是用SIG表示的来自放大器60、62和64的信号(传感线圈信号)以及用CUR表示的来自电流传感电路54、56和58的信号。在这一实施例中，用一组A/D转换器74将六个输入信号从模拟信号转换成数字信号。取样后的数字信号传给“计算互相关”框76、该框可由专用电路构成或者由一专用或通用微处理器来加以实现。利用上述六个数据流(三个流过发射器的AC电流和三个传感器读数)，可以用下列方法计算出所说的互相关元素：

假设：

SIG_S是传感器S经放大后的输出，其中S＝1，2或3；

CUR_C是流过发射器C的电流，其中C＝1，2或3；

f_b是一任意的基频；

fo是取样频率，它是f_b的整数倍；以及

N是以样本的序数表示的总相关时间，N＝K(f_o/f_b)，其中K是一正整数，

CUR_C与频率为f_c的正弦波之间的相关值为

$A_C^I=(2/N)\·\mathrm{\Σ}{\mathrm{CUR}}_C\left[i\right]\·\sin \left(2\mathrm{\π}{f}_C(1/f_O)\right);---\left(3\right)$

CUR_C与频率为f_c的余弦波之间的相关值为

$A_C^Q=(2/N)\·\mathrm{\Σ}{\mathrm{CUR}}_C\left[i\right]\·\cos \left(2\mathrm{\π}{f}_C(i/f_O)\right);---\left(2\right)$

其中，在i等于1至N的范围内求和。

SIG_S与频率为f_c的正弦波之间的相关值为

$B_{S,C}^I=(2/N)\·\mathrm{\Σ}{\mathrm{SIG}}_S\left[i\right]\·\sin \left(2\mathrm{\π}{f}_C(i/f_O)\right);---\left(4\right)$

SIG_S与频率为f_c的余弦波之间的相关值为

$B_{S,C}^Q=(2/N)\·\mathrm{\Σ}{\mathrm{SIG}}_S\left[i\right]\·\cos \left(2\mathrm{\π}{f}_O(i/f_O)\right);---\left(5\right)$

其中，在i等于1至N的范围内求和。

f₁，f₂和f₃的优选比例是1，2，3，优选频率是1，2和3KHz。有效频率据信是在50Hz和50KHz之间。

也可以用专用电路或者专用或共用微处理器来进行如框78所示的磁场及电流计算。可用下式计算经由各发射器的电流的振幅Ac；

$A_C=|A_C^I+{\mathrm{jA}}_C^Q|---\left(6\right)$

可用下式计算各发射器所产生的磁场场强|B_s，c|：

$\left|B_{S,C}\right|=|B_{S,C}^I+j{B}_{S,C}^Q|---\left(7\right)$

发射器C内的电流与传感器S所检测到的磁场之间的相角_s，c为

其中，⁰ _s是所发射的磁场与传感器S所检测到的磁场之间的相位延时。由发射器所产生的磁场在被传感器S所检测到时的振幅为：

B_S，C＝|B_S，C|，如果|_S，C|＜90°(9A)

B_S，C＝-|B_S，C |，如果 |_S，C|≥90°(9b)

可利用以下内容来获得用于可映射空间内传感器的每种可能位置及取向的磁场：

(1)特定实施例中所使用的发射器的磁场方程；

(2)发射器的准确位置及取向；以及

(3)流过发射器的电流Ac。

每个磁场发生器的基值最好用来解出一组磁场方程，这组方程取决于磁场的形式。解上述方程组可最佳地同时得出远程传感器的位置及取向。

具体地说，对每个实施例而言均可逐一推导出磁场方程，这些方程取决于发射器的几何形状及特征。在本发明的上述优选实施例中，发射器是线圈，可按如下方式说明磁场方程：

对具有N匝，半径为R且电流为I的线圈来说，距离r处的径向磁场分量为

$B_r(I,\stackrel{\→}{r},\cos \mathrm{\θ})=(2\mathrm{\π}{R}^2{10}^{-7}\·\mathrm{NI}/r^3)\·$

$\mathrm{\Σ}(2i+1)P_{2i}\left(0\right)\·{(R/r)}^{2i}\·P_{2i+1}\left(\cos \mathrm{\θ}\right)---\left(10\right)$

切向磁场分量为

$B_{\mathrm{\θ}}(I,\stackrel{\→}{r},\cos \mathrm{\θ})=(2\mathrm{\π}{R}^2{10}^{-7}\·\mathrm{NI}/r^3)\mathrm{\Σ}{P}_{2i+2}\left(0\right){(R/r)}^{2i}{P}_{2i+1}^1\cos \mathrm{\θ}$

其中，从i＝0至i＝∞求和，P_n(x)是-n级勒让德多项式，它可用下述方程按递归的方式加以计算：

P₀(x)＝1

P₁(x)＝x                                            (12)

P_n(x)＝1/n[(2n-1)xP_n-1(x)-(n-1)P_n-2(x)]

P′_n(x)是-n级的广义勒让德多项式，它可用下式加以计算：

$P_n^1\left(x\right)=-(n+1)\·x\·(P_n\left(x\right)-P_{n-1}\left(x\right))/{(1-x^2)}^{\frac{1}{2}}=0$

当|X|＜1时

当|X|-1时

(13)

就位于位置

处的发射器而言，对r＞R来说，上述磁场方程是标准的。如图7所示，位置 处形成的磁场可由下式给出：

B＝B_u O+B_w W

B_w＝B_rSinθ+B_θcosθ                            (14)

B_u＝B_rcosθ-B_θsinθ

其中 O是沿位置

处的发射器的径向方向的单位矢量， W是沿位置

处的发射器的切线方向的单位矢量。利用上述普通磁场方程，可以计算出在点 处由各发射器所形成的磁场。

V所代表的远程传感器的取向决定了传感器在上述位置( )处所检测到的磁场。

B· V＝B _V                                         (15)

所以，一远程传感器所检测到的磁场为

$B_{\stackrel{\‾}{V}}=B(\stackrel{\→}{P},\stackrel{\‾}{O},I,R,\stackrel{\‾}{V})---\left(16\right)$

其中，对任何给定的线圈来说，

和 V为未知的变量， O、

和I为已知的变量。

在上述示例性实施例中，有三个发射器，所以，存在有三个已知的值和三个已知的 O值。所述三个传感器在远程目标的参照系中有固定且已知的位置及取向。对于远程目标的各个位置及取向而言，可以计算出各传感器在发射器参照系中的位置及取向，从而能计算出对各发射器和各传感器来说所检测到的磁场Bv。在本发明的定位系统的情况下，可测定被各传感器检测到的源于各发射器的各磁场，并且，对磁场方程求解以获得远程目标的位置及取向(x，y，z，ε，ξ和ζ)。

对本文用作实例的三个发射器、三个传感器的系统而言，上述过程的结果是九个具有六个变量(即传感装置的位置x，y，z以及用于定位传感器取向的ε，ξ和ζ)的非线性代数方程，方程呈以下形式：

([F_s，c(x，y，z，ε，ξ，ζ)-B_sc]_{s＝1，2，3})_{c＝1，2，3}    (17)

在本发明的上述实施例中，所说的九个传感器读数(Bs,c)是测出的值，并且，通过对上述超定方程组求解(使用诸如用于非线性方程组的Newton-Raphson法或多维Secant法特别是Broyden法之类的多种已知的数值计算法)，可以确定定位传感器14的位置和取向。剑桥大学出版社1992年出版的William H.Press等人著的“Numerical Recipesin C.The Art 0f Scientific Computing”(C语言中的数值方法，科学计算的艺术)(第二版)中说明了用于对上述方程组求解的几种可能的数值计算方法。定位传感器的位置及取向均显示在监视器27上。

可用一心电监护仪来合成从传感线圈中采集到的信号，以便从位置信息中消除心动赝象．此外，可将一参照传感器连接到诸如心脏之类正被检查或治疗的器官的一部分上，该传感器用于作呼吸运动或病人移动方面的修正。通过这种方式，所采集到的传感器位置可涉及到器官的结构但不会涉及并不重要的外部绝对参照系。

在信号处理器26的以模拟为基础的实施例中，用模拟电路来计算某些参数。图8是信号处理器26的一个以模拟为基础的实施例．在这一实施例中，除图6实施例中所用的SIG和CUR信号以外，还使用了具有频率f₁，f₂和f₃的三个正弦及三个余弦波信号。诸如图9所示的12个相敏滤波器(相关器)80对SIG和CUR信号进行滤波以形成代表SIG和CUR信号正弦和余弦分量的信号。

然后，这些模拟信号传给一组A/D转换器82。按与以上参照图6所述相同的方式计算出所述磁场和电流及位置。

图9示出了图8的一个模拟滤波器部件的一个可能实施例的详细图。每个模拟滤波器单元均具有三个输入：余弦波cos(2πf_c)，正弦波sin(2πf_c)以及SIGs或CURs信号中可抽取出频率分量f_c的那个信号。在所说的模拟滤波器单元内，在乘法器84和86中使前述信号与sin(2πf_c)和cos(2πf_c)相乘。结果经过低通滤波器88和90，从而获得所述信号的预定分量。

以上说明主要涉及到用一组两个或多个传感器对信息进行采集，所说的这组传感器用于确定一远程目标或一位于诸如医疗设备或器械之类远程目标上的测点的位置及取向。远程目标具有多于一组的传感器、最好是具有2至6组传感器也属于本发明的范围，这样能提供足够的参数以确定一远程目标最好是相对参数系的形状和/或结构。例如，如果导管具有位于其梢端附近的成组辅助传感器，那么，就总是能够确定出该导管若干部分的形状和/或结构。与此相似，对诸如S状结肠镜或结肠镜之类的其它侵入式操作来说，可以确定出所使用的观察镜的某些或全部形状和/或结构。

实施本发明所需的设备是很普通的。在本发明的一个实施例中，所说的控制器是一简单的市售的486-IBM兼容计算机。所说的A/D板是市售的并且具有这样的特征即：能对至少8个信道取样且每个信道的取样频率为每秒500至40000个样本。这种A/D板的一个实例是NationalInstrument AT-MIO-16X，它可从美国德克萨斯州的NationalInstrument公司获得。用市售8-12位分辨率的D/A转换器可实现上述D/A功能。这种D/A转换器的实例是National Instrument A/D，D/A板AT-MIO-16X或NationalInstrument DSP型AT-DS2200。所述发射驱动器放大器是市售的，具有2-16欧姆的输出阻抗和60-500瓦的输出功率。这种放大器的一个实例是可从韩国Seoul的Inkel公司获得的NA-420型Inkel放大器。所述发射器也是市售的并具有以下特征：1-6cm的半径，0.5-3cm的厚度以及用直径0.1-0.95mm的铜线构成的100-500匝。这种线圈的一个特定实例是这样的线圈，它具有4cm的半径，1cm的厚度以及用直径0.41mm的铜线构成的151匝。

尽管上述传感器是优选的，但诸如可从美国Allegro Micro Systems公司获得的霍尔效应传感器、或磁控电阻式传感器、感应式磁传感器和/或其它磁通量传感器等传感器之类的其它传感器也适用于某些应用。

控制器40是一组执行预定功能的装置。例如，这组装置可接收信息或信号、处理信息、起一控制器的作用、显示信息和/或产生信息或信号。一般地说，控制器40可包括一个或多个微处理器。

依照本发明的一个优选实施例，导管10的有源部分16是一前视超声波发送/接收换能器。这种换能器可以通过发射出具有脉动声能的聚焦波束然后测出沿该波束通路因声学特性的变化所反射的上述波束的反射波而给出表现了位于该换能器前方的物质的声学特性的一维映象。为了能提供三维图象，必须最好能在不显著改变所述波束位置的情况下改变该波束的方向。

具体地说，这种可转向的一维声换能器可用于以超声波的方式形成来自心脏内部的心脏壁或血管的图象。在与位于心脏上参照测点处的参照定位传感器以及声脉冲的心电选通脉冲相连时，上述换能器可在心动周期的一个或几个不同的阶段上产生形成心脏或血管或任何其它器官的三维图象所需的信息。

图10A-10D及图11分别示出了一转向装置的两个优选实施例的原理。图10A示出了一转向装置92，它嵌在导管的梢端内并包括两条转向控制线94，这两条线与转向头96相连。转向头96由诸如不锈钢之类相对有挠性的材料制成并且沿轴线开有开槽，开槽的每一侧均与一条线94相连。通过在两条线(94)的端部连好这两条线然后拉直这两条线以形成一更易于弯曲的结构，可以制做出所说的转向头。

连接于上述转向头梢端的是一包含有定位传感器14和有源部分16的相对有刚性的外罩，在本优选实施例中，有源部分16是一超声波发送/接收换能器。至少是转向头96和线94装在导管的护套104内。为简明起见，图10A-10C中未示出所说的护套。上述转向装置还可在有或没有位置检测的情况下用于其它类型的有源部分，例如用于电生理学成象操作以及用于改进对导管或多种形式的转向控制。

在图10B中，线94中的一条与另一条相比已经缩短了。由于导管的护套将前述两条线合在了一起，所以，一条线缩短的结果是使转向头弯曲，所说的轴向开槽有利于这种弯曲。定位传感器14和有源部分16是以刚性方式安装的，因此，对该定位传感器位置及取向的测定结果会给出有源部分(超声波换能器)的位置和取向。通过改变弯曲角度并使导管旋转，可以在约360°的范围内成象。另外，或者可供选择的是，如图10C所示，通过缩短所说的另一条线可减少旋转量，从而导致沿另一个方向的弯曲。通过简单地平移所采集到的与特定位置有关的一维图象，可以补偿换能器的略微运动。

图10D示出了位于导管基端处的机构，它用于改变控制线94的相对长度。手柄100包括一个导管护套104与之相连的外罩102。控制线94的基端(例如通过焊接该控制线的端部而)成环状并且绕在一心轴106上，该心轴最好是固定的并且与上述控制线作摩擦接触。

杠杆108在其中心附近通过销110与所述外罩以可转动的方式相连，并且，108的一端与控制线94相连，另一端与滑动件112相连，滑动件112可平行于所说的外罩滑动。当所述滑动件滑动时，位于前述梢端处的一条线94会相对另一条线伸长。

图11示出了具有另一种转向装置的导管的梢端。一相对有刚性的套管114设置在导管护套104之内。套管114可从导管的基端开始相对所说的护套轴向位移。

套管104的梢端上形成有一圆盘116，一相对有较小刚性的控制线118可穿过该圆盘。控制线118的安装有位置传感器14及有源部分16的梢端附近形成有一永久的弯曲部分。套管104的轴向运动会使线118变平直，从而使得位置传感器及活动部分的取向均发生变化。如果控制线118偏离了轴线，那么，使该控制线旋转就会使得导管旋转。

应该认识到，还可以用一移动镜或一相控阵超声波换能器来使声波束转向，并且，有源部分内可以有这种平面镜或其它装置。这种主动扫描可以补充或代替图10和图11的装置所提供的被动转向。

图12示出了本发明一个优选实施例的超声波采集及成象的简化系统框图。一诸如前述超声波传感器之类的图象传感器120响应于接收自发射器驱动器电路124的信号而发出一声脉冲122。上述图象传感器接收一回波126(它通常包括若干个回波)从而形成一回波信号，此信号放大后被送至接收器处理电路128，该电路在其输出端130会产生一个一维的“图象”。表示上述图象的心脏形象的信息也出现在可包括有多个输出端口的输出130处。在本发明具体用于心脏成象的一个实施例中，可响应接收自心电监护仪132的信号来采集所说的图象。这就允许在心动周期的特定部分处采集图象，因此，可以很容易地将多个一维图象重建成一个三维图象。

具体地说，如果将最显著的回波用作从上述超声波传感器沿该传感器的测定方向到心室的距离的测量值，那么，这些距离的集合(参照心室内的参照点)可以用于重建所说的表面结构。

图13示出了一个三维图象重建系统的简化框图，所说的三维图象重建系统使用了一系列由图12中电路所产生的一维图象以及由上述定位器及其相关电路产生的受到连续检测的位置及取向信息。一般地说，实用的是采集上述所检测到的位置及取向以便与每个一维图象的采集相一致。上述用于导管梢端转向的多种方法中的一种方法可用于采集多个具有多种取向的一维图象。可以使用一自动装置来连续地改变符合图10和图11原理的成象头的取向并使导管旋转，从而不需要操作人员的干预。

一图象重建处理器132根据所检测到的位置及取向信息来使各个一维图象定向和定位并形成一个三维图象，此图象以多个两维层面或一个真三维重建的形式显现在图象显示器13上。当采集到心动周期中的不同点的图象时，所显示的图象可以是上述重建的活动图象。

在本发明的一个优选实施例中，用前述超声波传感器来采集两维图象，所说的超声波传感器可以是一组由带反射镜的单个晶体构成的声学晶体的相控阵，所述平面镜可绕一轴线旋转并使超声波束在预定通路内转向。

在本发明的一个优选实施例中，有源部分16包括一传感器，它用于检测在心脏可选部分处所产生的电信号。如以下所述，这种对电信号的检测可用于映射出心电活动。上述有源部分还可包括一电极，它可用于起搏心脏和/或消融心脏的一部分。这种消融在对最普通的致命的心律不齐、心动过速(VT)即心肌快速且无效的收缩的治疗中是非常有效的。VT是每年约300 000人死亡的原因。上述消融在对其它心律不齐的治疗中也是有效的。

图14概略地示出了用于以电学方式映射心脏/消融的导管。

有源部分16包括一导电的梢端，它最好由铂制成并具有1至12mm、最好约为2mm的长度。上述梢端通过一梢端电极引线138与所述导管基端上的转接器相连，该转接器可将所说的梢端转接于一电压源以便进行起搏或消融或者将该梢端连接于一检测器以便检测心脏所产生的电信号。一导电的环形电极136在导管护套104的外侧设置于定位传感器14附近并且接地或通过一回线140与一记录器相连。如以下所述，当用于起搏时，在梢端16与环形电极136之间加载1-10毫安的脉冲。当用于消融时，则加载约0.5MHz的射频(RF)能量及10-100V电压并持续10-200秒。

定位传感器14以刚性的方式与所说的梢端相连，一偏心线142可控制上述传感器及梢端。所述绞线最好由屏蔽套144所屏蔽以减少来自导线138和140所承载的相对较高的电压的干扰。

最佳的是，一以电学方式绝热的屏蔽件146设置在前述梢端与定位传感器之间。

图15是本发明一个优选实施例的用于获得一基本心电图的概略框图。该优选实施例中，可在映象分析之前用一穿过食管的回波心动记录器来采集心腔的多平面图象。仅在心动周期中的一个基准点处及时地采集所说的图象。在上述优选实施例中，响应于一个舒张期末的同步信号而在舒张期末时采集所说的图象。重建一心腔的三维图象，该图象表示心内膜的结构以及一个或多个参照导管在心室内的位置。可以用一个三维的穿过食管的超声波成象器，或一个CT扫描器，或一个MRI扫描器或其它成象技术来获取所说的图象。还可以通过使导管在多个位置处接触于心脏表面(心内膜)并测出导管位置而形成所说的图象。然后，用所说的那些测点绘制出一代表心室表面的三维表面。

在可测出少于六个位置及取向值的先前PCT和美国专利申请(分别为1994年7月20日提交的PCT/US 94/08352以及美国专利申请08/094539号)中，三个可定位的参照导管设置在心脏内的三个位置处以便形成一参照平面，可相对该参照平面确定该有源导管的位置。较为可取的是，上述三个可定位的参照导管例如分别设置在右心室尖内，右心房的附器内以及处于肺动脉瓣平面处的肺动脉内。当把前述带有定位传感器14的参照导管用于参照目的时，只需要用一个传感器去限定上述映射导管的相对位置及取向。尽管可以使用前述位置中的任何一个位置，但目前最好是将所述参照传感器设置在梢端的冠状窦内。

图16是用于说明计算机化的心内活动映射算法(该算法在窦性节律映射以及室性心动过速映射过程中使用)的概略框图。一可视或可听到的指示器最好能指示出数据点采集的开始。对映象中的每个点来说均采集电活动和位置/取向数据。

图16的框图左侧分支示出了对导管位置信息的采集。映射器电极处于稳定状态并与心内膜作稳定的接触。通过测定出位置读数的稳定性、所传感的心电图及前述接触的阻抗的稳定性，可以确认出稳定的接触。

可按着前述方法连续地测定映射导管内的定位传感器的位置及取向并在收到舒张期末的同步信号时，保存所测定的结果。通过找出上述位置及取向的六维空间内的每一维空间中差异，可以确定映射器导管梢端相对参照导管的位置。一般地说，就本申请而言，并不需要映射器导管的取向，但是，必须要采集该取向以便将所述导管的位置及取向适当地换算成一内部心脏坐标系统。

同时，如图16的右侧所示那样确定映射器导管梢端处的心脏的活动时间。首先，采集映射器导管梢端处的局部心电图，并且，根据所述局部心电图的振幅和斜率与一模板之间的比较或者由使用者人工地计算出活动时间。然后，参照病人皮肤上的心电图端头所测出的活动时间来限定前述局部活动时间。

使用者可以终止数据的采集过程，或者，可以用以下所述的“评定活动图”算法来评定上述过程，所说的“评定活动图”算法可检验已采集到的活动图中是否相对活动时间的空间变化有一定密度的信息。上述算法可指示出用于进行活动时间检测的下一个优选地点。使用者将导管移至该新地点，继续进行上述映射过程。

在VT过程中，约每4至6次心搏就确定一个数据点。因此，每分钟可确定约15至25个数据点，一般可确定约20个数据点。

图17是用于说明计算机化的起搏映射算法的概略框图。一可视或可听到的指示器指示出数据点采集的开始。除了计算出先前n次心跳中的平均映射器位置(n是可调的平均触发脉冲持续时间)以外，对位置信息的采集与图16中的相似。

图17的右侧示出了在起搏映射模式中对ACI(自相关系数)的确定。

在“起搏映射模式”中，一心电图处理器采集心电图数据，同时，用一外部电源按与病人心律不齐周期时间相类似的速率对病人的心脏进行起搏。还可以从人体表面的电位记录中采集前述心电图数据，并且，将信号存储成具有几个心动周期的心电图片断。将所采集的信号自动与病人自己的VT信号作比较(见图18)。按以下两个步骤进行心律不齐结构与起搏结构之间的比较：首先，利用两个信号的最小误差或最大互相关度来估算模板VT信号与起搏后的心电图结构之间的相位移。然后，利用上述根据一指定的心电图信道所估算出的相位移，可将VT与起搏后的心电图结构的相似性作为所记录的所有信道的两个信号的互相关度或方差的均值来加以测定。

每当将一不同的心电图信道用作指定信道以便确定相位移时，就重复进行前述两个步骤的计算。

在上述过程结束时，就会将所找到的最小误差或最大互相关度作为所述起搏点的ACI报告给操作人员。

图18是这样一种概略式的框图，它说明了本发明的一种用于计算相关系数同时进行起搏映射的算法。分两个阶段来采集人体表面的心电图数据。首先，在自发的VT或在起搏所导致的VT过程中，然后，在不同位置对心内膜进行起搏的过程中，采集所说的数据。对在VT过程所采集到的心电图数据进行信号平均，并且，构造一模板(Tch，它用于各个记录信道)。在心内起搏过程中采集心电图数据，并且，采集相同的心跳次数(N)以计算出平均的信号QRS间期(Pch，它用于各个记录信道)。然后，用上述算法计算出Pch和Tch之间的相位移，对前述第一个信道而言，该相位移会产生最大的互相关。上述时间漂移可用于使其余的信道发生漂移并计算出这些信道的互相关。对所有的信道的所有互相关求和并将其存储起来。然后，上述算法使用下一个记录信道去计算会导致该信道内出现最大互相关的时间漂移。现在，可将这种时间漂移应用于Pch与Tch之间的所有互相关，然后再次对所有的互相关求和。对所有的信道都重复上述过程，并且，将所获得的最大互相关用作心内膜这一位置处的Tch与Pch的互相关值。

图19是用于说明上述实施例的输出形式的概略图。将心室的准静态图显示为在进行前述分析之前或分析过程中所采集到的基本图象的三维重建形式。叠加在该图象上的是映射/消融导管(已就参照导管的运动进行了校正)的位置以及从映射分析中采集到的当前和以前的信息。所说的信息在适当的时候包括用于起搏图中各个点的活动时间(在每个采集位置处用彩色代码表示)或互相关系数(ACI)。此外，所述图象用彩色代码表示局部电位记录的持续时间、不连续活动的存在以及由电生理学处理器所计算出各种其它变量。

上述原理可适用于对例如膀胱、大脑或胃肠系统的主体的其它结构进行映射。根据所说的检查技术，可以用梢端是一可定位的传感器端口的探针来代替前述导管。

在每个阶段(窦性节律映射、起搏映射和VT映射)上均于采集了各个数据点之后，对所有可获得的信息进行再确认以达到以下两个目的：第一是向操作人员指示出下一个用于数据采集的地点，第二是检验可获得的信息以提出用于消融的地点。

同时运用两种算法来执行下述操作：

(1)映射导向算法：这一算法将某一变量(例如窦性节律过程中的局部活动时间)的可获得的映射信息用作输入。当目标函数正使所映射的变量(在本例中是活动时间)的空间梯度规则化时，上述算法可计算出所映射的变量的空间导数并且计算出下一个用于增加另一数据点的最佳位置。例如，上述算法会指示出：应在映射变量正于其中的一小段距离上产生显著变化的区域内采集更多的数据点。

将上述算法所指示出的位置以显示器上的符号形式提供给操作人员。同样的显示已示出了心腔的基本图象以及映射消融导管的当前位置。所以，操作人员可移动映射/消融导管以到达所指示的位置以便进行其它数据采集。

上述算法在VT映射过程中是最有利的，在所说的VT映射中，心律不齐的血液动力学反作用会限制用于数据采集的可用时间。所以，这种实时检查或获得的映射数据点并立即指示出下一个采集地点的算法是非常有效的。

(2)预测成功消融可能性的算法。这一算法是一组诸如以下马上要给出的规则之类的用于评定所采集到的信息的、由用户定义的层次规则。就确认消融的适当地点的可能性而言，操作人员应对在映射/消融过程中所采集到的特定信息的重要性加以分级。

对映射分级的结果是指示出在所述地点处的成功消融的可能性(A＝最有可能成功；D＝最低可能的成功)：

(a)确认出一通常在VT映射时可重进入的通路，该通路具有一可辨识的共用慢速通路-A级；

(b)确认出这样的地点，该地点在起搏图中具有90％以上的相关系数-B级；

(c)确认出这样的地点，在该地点处用非俘获式的过早刺激物来中止VT-C级；以及

(d)确认出在VT过程中记录下来的前电位图，这些前电位图与在窦性节律过程中记录下来的心舒张电位图相类似-D级。

也可以有其它类型的心脏电记录图。通过使用根据起搏或非起搏方式采集到的电记录数据确定的变量，可以形成以下辅助图象：

(1)窦性节律活动图(等时图)；

(2)舒张电位出现时间图；

(3)起搏映射过程中的局部等待等时图；

(4)VT过程中的活动时间等时图；以及

(5)VT映射过程中的前电位等时图。

此外，可以有这样的地点，在该地点处，可用一非俘获的过早刺激物来中止VT。

在上述美国专利申请08/094539号和PCT申请PCT/US 94/08352中可找到上述图象和用于确定这些图象的映射与处理过程的其它因素的采集情况以及所述映射处理过程的其它细节。

Claims (31)

1.一种定位系统，它用于确定一侵入式医用器械相对于参照系的位置及取向，所说的定位系统包括：

多个场发生器，它们可响应于一驱动信号而产生周知的可区别开的场；

多个传感器，它们在上述侵入式医用器械内位于该器械的梢端附近并可响应于前述的场而产生传感器信号；以及

一信号处理器，它具有一用于多个与所述驱动信号和所述传感器信号相对应的信号的输入端，其特征在于，该多个场发生器相对于参照系固定，该多个传感器具有相互正交的轴线，其中一个轴线与侵入式医用器械的长轴成一条直线，且各传感器沿侵入式医用器械的轴线以紧挨着的方式设置，并且所述信号处理器可响应于所述驱动器信号及传感器信号而计算出上述侵入式医用器械的一部分的三个位置坐标和三个取向坐标。

2.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，所述多个场发生器或传感器中的一种包括三个可区别开的非重叠的发生器或传感器。

3.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，所说的多个场发生器包括三个可区别开的非重叠的发生器，所说的多个传感器包括三个可区别开的非重叠的传感器。

4.如权利要求1-3中任何一项所述的定位系统，其特征在于，每个传感器均包括一线圈。

5.如权利要求4所述的定位系统，其特征在于，所说的多个线圈具有在一线圈内相交的轴线。

6.如权利要求4所述的定位系统，其特征在于，所说的多个线圈包括三个线圈，并且，所说的线圈具有不完全在一点上相交的轴线。

7.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，所述各场发生器所生成的场具有不同的频率或不同的相位或同时具有不同的频率和不同的相位。

8.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，所述各场发生器的频率为一给定频率的整数倍。

9.如权利要求7所述的定位系统，其特征在于，所说的信号处理器对对应于前述驱动信号和传感器信号的信号进行互相关。

10.如权利要求8所述的定位系统，其特征在于，所说的信号处理器对对应于前述驱动信号和传感器信号的信号进行互相关，并且，所述输入的互相关持续时间为所述整数倍数的最小公倍数除以所说的给定频率。

11.如权利要求9所述的定位系统，其特征在于，将所述互相关的结果用于计算各场发生器对各所述传感器产生的信号的贡献。

12.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，所说的场是AC磁场。

13.如权利要求12所述的定位系统，其特征在于，所说的AC磁场是连续的磁场。

14.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，该定位系统包括一显示系统，它用于显示所述侵入式医用器械上的点的位置。

15.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，所述侵入式医用器械的一部分上有检测局部状态的辅助传感器。

16.如权利要求15所述的定位系统，其特征在于，所述辅助传感器可检测到局部的电信号并将这些信号传递给病人体外的端头。

17.如权利要求16所述的定位系统，其特征在于，所说的信号是来自病人心脏的心内膜的电信号。

18.如权利要求17所述的定位系统，其特征在于，所说的信号处理器处理前述位置和取向坐标信号以及在心内膜上多个点处采集到的局部电信号，以便形成一映象，该映象表示电信号经由病人体内组织的传播情况。

19.如权利要求15所述的定位系统，其特征在于，所说的辅助传感器向心内膜提供电能以便消融该心内膜的一部分。

20.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，，该系统包括一电极，它用于向心内膜提供电能以便消融该心内膜的一部分。

21.如权利要求15所述的定位系统，其特征在于，所说的辅助传感器是超声波发射器和或接收器。

22.如权利要求21所述的定位系统，其特征在于，所说的超声波发射器和或接收器可提供所述梢端之外的组织的声学特征的少于三维的表象。

23.如权利要求22所述的定位系统，其特征在于，所说的梢端是可转向的。

24.如权利要求23所述的定位系统，其特征在于，该定位系统包括图象重建电路，它可接收在所述梢端的不同取向处采集到的多个所述少于三维的表象并形成至少部分包围上述梢端的组织的声学特征的一个三维映象。

25.如权利要求1所述的定位系统，其特征在于，该定位系统还包括一参照器，此参照器包括有多个设置于其内的传感器，其中，所述显示系统可显示出所述侵入式医用器械上的测点相对所述参照器上的测点位置的位置。

26.如权利要求25所述的定位系统，其特征在于，该定位系统仅包括一个单个的参照器。

27.如权利要求25所述的定位系统，其特征在于，所说的参照器是一侵入式医用器械，并且，所说的传感器位于上述侵入式医用器械的梢端附近。

28.一种确定具有一梢端的侵入式医用器械的位置和取向的方法，该方法包括：

(a)形成多个可区别开的、形状有所不同的AC磁场；

(b)在前述梢端附近的多个传感器处检测所述AC磁场；其特征在于还包括：

(c)根据表示所生成的磁场和所检测到的磁场的信号计算出前述侵入式医用器械的一部分的六维位置和取向。

29.如权利要求28所述的方法，其特征在于，所说的多个可区别的形状有所不同的磁场包括三个这样的磁场。

30.如权利要求28所述的方法，其特征在于，在所述侵入式医用器械的三个测点处检测所说的AC磁场。

31.如权利要求28所述的方法，其特征在于，所说的侵入式医用器械是一导管或内窥镜。

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