RU2531968C2 - Калибровка и компенсация погрешностей при измерении положения - Google Patents

Калибровка и компенсация погрешностей при измерении положения Download PDF

Info

Publication number
RU2531968C2
RU2531968C2 RU2009141794/14A RU2009141794A RU2531968C2 RU 2531968 C2 RU2531968 C2 RU 2531968C2 RU 2009141794/14 A RU2009141794/14 A RU 2009141794/14A RU 2009141794 A RU2009141794 A RU 2009141794A RU 2531968 C2 RU2531968 C2 RU 2531968C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
contact patch
ablator
electrode
probe
patch electrodes
Prior art date
Application number
RU2009141794/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2009141794A (ru
Inventor
Дэниэл ОСАДЧИЙ
Бар-Тал МЭЙР
Original Assignee
Байосенс Уэбстер, Инк.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Байосенс Уэбстер, Инк. filed Critical Байосенс Уэбстер, Инк.
Publication of RU2009141794A publication Critical patent/RU2009141794A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2531968C2 publication Critical patent/RU2531968C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/20—Surgical navigation systems; Devices for tracking or guiding surgical instruments, e.g. for frameless stereotaxis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/06—Devices, other than using radiation, for detecting or locating foreign bodies ; determining position of probes within or on the body of the patient
    • A61B5/061—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body
    • A61B5/063—Determining position of a probe within the body employing means separate from the probe, e.g. sensing internal probe position employing impedance electrodes on the surface of the body using impedance measurements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
    • A61B18/14—Probes or electrodes therefor
    • A61B18/1492—Probes or electrodes therefor having a flexible, catheter-like structure, e.g. for heart ablation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B2017/00681—Aspects not otherwise provided for
    • A61B2017/00725—Calibration or performance testing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/20—Surgical navigation systems; Devices for tracking or guiding surgical instruments, e.g. for frameless stereotaxis
    • A61B2034/2046—Tracking techniques
    • A61B2034/2051—Electromagnetic tracking systems

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Robotics (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measurement Of Length, Angles, Or The Like Using Electric Or Magnetic Means (AREA)
  • Measurement Of Resistance Or Impedance (AREA)

Abstract

Изобретение относится к способам и устройствам для считывания положения зонда в теле. Способ заключается в установке в теле зонда с электродом на внешней поверхности, установке множества контактных накладных электродов на поверхности тела, измерении картирующих электрических токов, протекающих между электродом на внешней поверхности зонда и множеством контактных накладных электродов на поверхности тела посредством измерительных схем контактных накладных электродов, калибровке измерения посредством компенсации токов утечки, протекающих по пути, продолжающемся от электрода на внешней поверхности зонда через аблятор и контактный накладной электрод аблятора к множеству контактных накладных электродов, и вычислении положения зонда в теле на основании картирующих токов с использованием калиброванных измерений. Устройство выполнено с возможностью осуществления этапов способа. Использование изобретения обеспечивает точное определение местоположения объекта в теле пациента. 2 н. и 20 з.п. ф-лы, 5 ил.

Description

ПЕРЕКРЕСТНАЯ ССЫЛКА НА РОДСТВЕННЫЕ ЗАЯВКИ
По настоящей заявке испрашивается приоритет по предварительной заявке на патент США 61/113722, поданной 12 ноября 2008 г., которая включена в настоящее описание посредством ссылки.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к считыванию электрических сигналов в теле живого существа. В частности, настоящее изобретение относится к считыванию электрических сигналов при одновременном отслеживании объекта в теле с использованием измерений импедансов.
Описание предшествующего уровня техники
Множество медицинских процедур включает в себя размещение объектов, таких как датчики, трубки, катетеры, дозирующие приспособления и имплантаты внутри тела. Для отслеживания данных объектов разработаны системы считывания положения. Например, в патенте США № 5983126, выданном Витткампфу (Wittkampf), раскрытие которого включено в настоящее описание посредством ссылки, предложена система, в которой положение катетера обнаруживают с использованием способов электрических импедансов. В опубликованных заявках на патенты США 2006/0173251, поданной Говари с соавторами (Govari et al.), и 2007/0038078, поданной Осадчим (Osadchy), которые включены в настоящее описание посредством ссылки, предложены способы на основе импедансов для считывания положения зонда посредством пропускания электрических токов через тело между электродом на зонде и множеством мест на поверхности тела.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Измерения положения на основе импедансов обычно выполняют в предположении некоторой идеальной модели протекания тока и импеданса между элементами системы считывания положения. Однако, на практике, на измерения негативно влияют неидеальные условия, например, изменяющиеся импеданс и утечка тока через другие проводящие компоненты, которые подсоединены к телу пациента. Варианты осуществления настоящего изобретения, как поясняется в дальнейшем, обеспечивают способы и системы калибровки и компенсации с учетом реальных неидеальных условий измерений, в которых должна фактически работать система считывания положения.
Вариант осуществления изобретения обеспечивает способ считывания положения зонда в теле, содержащий этапы, на которых: устанавливают зонд в теле; устанавливают, по меньшей мере, один электрод (32) на внешней поверхности зонда и множество контактных накладных электродов (30) на поверхности тела; производят измерения картирующих электрических токов, протекающих между, по меньшей мере, одним электродом (32) на внешней поверхности зонда и множеством контактных накладных электродов (30) на поверхности тела посредством измерительных схем контактных накладных электродов; калибруют измерения посредством компенсации токов утечки, протекающих по пути, продолжающемся от электрода (32) на внешней поверхности зонда через, по меньшей мере, аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора к множеству контактных накладных электродов (30); и вычисляют положение зонда в теле на основании картирующих электрических токов с использованием калиброванных измерений.
В соответствии с аспектом способа, этап калибровки измерений содержит этап вычисления перекрестных помех, вызываемых генератором картирования.
В соответствии с одним аспектом способа, этап компенсации выполняют до установки зонда в тело и содержит этапы, на которых: обеспечивают соответствующие измерительные схемы контактных накладных электродов для определения соответствующих долей картирующих электрических токов, проходящих через контактные накладные электроды (30); электрически шунтируют измерительные схемы контактных накладных электродов, используя переключатель; и затем определяют соответствующие сигналы перекрестных помех, имеющих место на контактных накладных электродах (30), с использованием измерительных схем контактных накладных электродов.
В соответствии с другим аспектом способа, этап определения соответствующих сигналов перекрестных помех содержит этап определения, для каждого из контактных накладных электродов (30) фаз между токами и напряжениями, возникающими в них, при этом токи и напряжения вводятся из передатчиков, соединенных, соответственно, с, по меньшей мере, одним электродом (32) на внешней поверхности зонда.
В соответствии с дополнительным аспектом способа аблятор содержит контактный накладной электрод (56) аблятора на поверхности тела, при этом этап калибровки измерений содержит этап измерения тока утечки, протекающего по пути, продолжающемся от, по меньшей мере, одного первого электрода через аблятор и третий электрод ко вторым электродам на поверхности тела, а не напрямую от, по меньшей мере, одного первого электрода ко вторым электродам, как требуется, и при этом этап вычисления положения выполняют в то время, когда аблятор подсоединен к телу.
В соответствии с одним аспектом способа, этап калибровки измерений содержит также этап присоединения вторых электродов к соответствующим контактным накладным приемникам и контактным накладным генераторам и этап применения контактных накладных приемников и контактных накладных генераторов для определения матрицы проводимости между вторыми электродами двух аппликаторов.
В соответствии с дополнительным аспектом изобретения, способ содержит этапы, заключающиеся в том, что отсоединяют аблятор от зонда, определяют ток утечки аблятора, протекающий от генератора одного из картирующих электрических токов через аблятор и третий электрод и определяют соответствующие составляющие тока утечки аблятора на вторых электродах и вычисляют отношения между составляющими и током утечки аблятора, соответственно.
В соответствии с дополнительным аспектом, способ содержит этап применения матрицы проводимости между двумя аппликаторами, чтобы выполнять частотную коррекцию токов, измеряемых контактными накладными приемниками.
В соответствии с дополнительным аспектом, способ содержит вычисление соответствующих токов утечки после установки зонда в тело и содержит определение отношения между каждым из картирующих электрических токов и суммой картирующих электрических токов, протекающих через вторые электроды, причем определение отношения выполняют на соответствующих рабочих частотах картирующих электрических токов во вторых электродах и дополнительно выполняют экстраполяцию от участка рабочих частот на другие рабочие частоты.
Другие варианты осуществления изобретения обеспечивают устройство для выполнения вышеописанного способа.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ НЕСКОЛЬКИХ ВИДОВ НА ЧЕРТЕЖАХ
Для более глубокого понимания настоящего изобретения далее представлено, на примерах, подробное описание изобретения, которое следует изучать в связи с нижеприведенными чертежами, на которых одинаковые элементы снабжены одинаковыми ссылочными позициями, и где:
Фиг.1 - схематичное изображение системы обнаружения зон аномальной электрической активности и выполнения абляционных процедур на сердце живого субъекта, которая имеет конструкцию и действует в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения;
Фиг.2 - схематичное изображение подсистемы определения положения на основе импедансов, относящейся к системе, показанной на фиг.1, которая имеет конструкцию и действует в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения;
Фиг.3 - принципиальная электрическая схема приемника контактного электрода подсистемы, показанной на фиг.2, который имеет конструкцию и действует в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения;
Фиг.4 - принципиальная электрическая схема фильтра аблятора подсистемы, показанной на фиг.2, который имеет конструкцию и действует в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения; и
Фиг.5 - схематичное изображение подсистемы определения положения, показанной на фиг.2, которая выполнена с возможностью калибровки на перекрестные помехи, в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
В нижеследующем описании поясняются многие конкретные детали, чтобы обеспечить исчерпывающее объяснение различных принципов настоящего изобретения. Однако специалисту в данной области техники будет очевидно, что не все упомянутые детали всегда необходимы для практического применения настоящего изобретения. В настоящем примере, общеизвестные схемы, управляющие логические схемы и детали команд компьютерных программ для обычных алгоритмов и способов обработки не описаны подробно, чтобы не затруднять понимание общих принципов.
Конструкция системы
Далее следует обратиться к чертежам и, сначала, к фиг.1, где схематично изображена система 10 для обнаружения зон аномальной электрической активности и выполнения абляционных процедур на сердце 12 живого субъекта 40, в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения. Зонд или катетер 14, содержащий наконечник 18, является компонентом системы 10 и подкожно вводится оперирующим хирургом 16 через сосудистую систему пациента в камеру или сосудистую структуру сердца. Оперирующий хирург 16 приводит дистальный участок катетера 14 в контакт с сердечной стенкой в намеченном месте, которое надлежит оценивать. Затем составляют карты электрического возбуждения в соответствии со способами, описанными в вышеупомянутых патентах США №№ 6226542 и 6301496 и патенте США № 6892091, принадлежащем владельцу настоящей заявки, раскрытия которых включены в настоящее описание посредством ссылки.
Электрические сигналы могут передаваться от сердца 12 через, по меньшей мере, один электрод 32, расположенный на или вблизи дистального наконечника 18 катетера 14, и по проводам 34 в пульт 24. Сигналы кардиостимуляции и другие управляющие сигналы могут передаваться с пульта 24 по проводам 34 и через электроды 32 к сердцу 12. Электроды 32 действуют также как компоненты системы определения положения на основе импедансов для определения местоположения катетера, что описано ниже. Проводные соединения 28 связывают пульт 24 с контактными накладными электродами 30.
Кроме того, зоны, определяемые как аномальные путем оценки карт электрического возбуждения, можно удалять абляцией посредством приложения тепловой энергии, например, посредством пропускания высокочастотного электрического тока по проводам 34 в катетере к электродам 32, которые подводят высокочастотную энергию в миокард. Энергия поглощается в ткани и, тем самым, нагревает ее до температуры (обычно около 50°C), при которой ткань навсегда теряет свою электрическую возбудимость. При успешном проведении, упомянутая процедура создает непроводящие поражения в сердечной ткани, которые разрывают аномальный электрический путь, вызывающий аритмию. Принципы изобретения можно применять к разным камерам сердца, к картированию на фоне синусового ритма, и когда наблюдаются много разных аритмий сердца.
Катетер 14 обычно содержит ручку 20, содержащую подходящие элементы управления для предоставления оперирующему хирургу 16 возможности управлять, устанавливать и ориентировать дистальный конец катетера, как требуется для абляции. Процессор 22 для определения положения вычисляет координаты местоположения и ориентации катетера 14.
Пульт 24 содержит генератор 25, выход которого подсоединен к, по меньшей мере, одному электроду 32 на внешней поверхности катетера 14 проводами 34. Электроды 32 имеют, по меньшей мере, двойное назначение, применяются для передачи первых электрических сигналов к сердцу 12 через тело субъекта 40 к контактным накладным электродам 30, которые должны, в конечном счете, оцениваться процессором 22 для определения положения. В некоторых вариантах осуществления оперирующий хирург 16 может вызывать вторые электрические сигналы, содержащие высокочастотную энергию абляции, которые должны пропускаться к электродам 32 из генератора 36 мощности абляции, который может содержаться в пульте 24. Данные методы описаны в патенте США № 6814733, принадлежащем владельцу настоящей заявки, который включен в настоящее описание посредством ссылки.
Как отмечено выше, катетер 14 связан с пультом 24, который дает оперирующему хирургу 16 возможность наблюдать и регулировать функции катетера 14. В предпочтительном варианте, процессор 22 для определения положения является компьютером с соответствующими схемами обработки сигналов. Процессор подсоединен с возможностью управления экранным монитором 29. Схемы обработки сигналов, обычно содержащие электрокардиографическое устройство 38, принимают, усиливают, фильтруют и оцифровывают сигналы из катетера 14, включая сигналы, передаваемые через электроды 32. Оцифрованные сигналы принимаются и анализируются в пульте 24 для получения электрической информации, представляющей медицинский интерес. Информацию, получаемую в результате данного анализа, используют для формирования электрофизиологической карты, по меньшей мере, участка сердца 12 или связанных структур, например, устья легочной вены. Карту можно применять в целях диагностики, например, для определения местоположения аритмогенной зоны в сердце или для облегчения лечебной абляции.
С пульта 24, через провода 34 и электроды 32 передаются другие сигналы, используемые процессором 22 для определения положения, чтобы вычислять положение и ориентацию катетера 14.
Электрокардиографическое устройство 38 может подавать сигнал синхронизации с ЭКГ в пульт 24, который может отображаться на экранном мониторе 29 или на отдельном дисплее (не показанном). Система 10 обычно также содержит опорный позиционный датчик, либо на наложенном с внешней стороны опорном электроде, закрепленном на внешней поверхности тела субъекта, либо на другом расположенном с внутренней стороны опорном катетере (не показанном), который введен в сердце 12 и удерживается в фиксированном положении относительно сердца 12. Путем сравнения положения катетера 14 с положением опорного катетера, координаты катетера 14 относительно сердца 12 определяются точно, независимо от движения сердца. В альтернативном варианте, для компенсации движения сердца можно применить любой другой подходящий способ.
Далее на фиг.2 схематично представлена система 26 определения положения на основе импедансов, которая является компонентом системы 10 (фиг.1) и показана присоединенной к телу 42 пациента, в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения. Настоящая компоновка аналогична компоновке, описанной в вышеупомянутых публикациях Осадчего и Говари, модифицированной для работы в соответствии с принципами настоящего изобретения. Ниже приведено краткое описание для удобства представления.
Множество контактных накладных электродов 30, которые могут быть адгезивными накожными аппликаторами, присоединены к поверхности 44 тела (например, коже) субъекта. Контактные накладные электроды 30 иногда упоминаются в настоящем описании как «аппликаторы». При применении в кардиологии, контактные накладные электроды 30 обычно распределяют так, чтобы окружать сердце, три на груди субъекта и три на спине. Однако число контактных накладных электродов 30 не критично, и их можно располагать в удобных местоположениях на поверхности 44 тела, как правило, вблизи места проведения медицинской процедуры.
Блок 46 управления, обычно находящийся в пульте 24 (фиг.1), содержит токоизмерительные схемы 48 и, по меньшей мере, один передатчик 50 катетерного электрода для проведения тока через, по меньшей мере, один электрод 32 к, по меньшей мере, одному контактному накладному электроду 30 на соответствующих рабочих частотах. Блок 46 управления связан с процессором 22 для определения положения (фиг.1). Блок 46 управления связан с аблятором 54, который содержит, по меньшей мере, один абляционный генератор 52. Токи через контактные накладные электроды 30 и контактный накладной электрод 56 аблятора протекают в схему с абляционным генератором 52 и измеряются соответствующими токоизмерительными схемами, которые находятся в приемниках 58 контактных электродов, иногда называемых в настоящем описании «измерительными схемами аппликаторов». Приемники 58 контактных электродов обычно встроены в блок 46 управления. В альтернативном варианте, упомянутые приемники могут быть закреплены на контактных накладных электродах 30. Катетерные электроды показаны на фиг.2 в виде измерительных электродов 60 (обозначенных кружками) и электрода 62 двойного назначения (обозначенного эллипсом). Электрод 62 двойного назначения выполняет функцию абляционного электрода, а также служит как один из измерительных электродов.
Контактные накладные электроды 30 соединены с приемниками 58 контактных электродов через блок 64 аппликаторов, который защищает систему от токов абляции и дефибрилляции. Обычно система выполнена с шестью приемниками 58 контактных электродов. Паразитные импедансы 66 (Z) блока аппликаторов измеряются при изготовлении и потому известны a priori. Данные импедансы поясняются ниже.
Обычно, хотя для удобства показаны только два измерительных электрода 60, для импедансных измерений применяют около 80 измерительных электродов. Обычно имеется один или два абляционных электрода. Координаты катетера внутри тела определяются в системе 26 определения положения путем пропускания токов между электродами на катетере и контактными накладными электродами 30.
Блок 46 управления может также управлять схемой абляции, содержащей аблятор 54 и электрод 62 двойного назначения. Аблятор 54 обычно расположен внешне относительно блока 46 управления и содержит абляционный генератор 52. Он соединен с контактным накладным электродом 56 аблятора и фильтром 68 аблятора, который, в данном примере, показан внутри блока 46 управления. Однако такое местоположение не обязательно. Переключатель 70 настраивает схему аблятора на разные режимы работы, как описано ниже. Для определения выходного сигнала передатчиков 50 катетерных электродов обеспечена схема 72 измерения напряжения. Как видно из фиг.2, схема аблятора соединена с одним из передатчиков 50 катетерных электродов. Важность данного соединения поясняется ниже в разделе «Фаза обучения при утечке во время абляции».
Далее на фиг.3 представлена принципиальная схема примерного приемника 58 контактного электрода (фиг.2), который имеет конструкцию и действует в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения. Теоретически, импеданс между контактными накладными электродами 30 и землей должен быть равен нулю. На практике, данный импеданс не равен нулю и, следовательно, влияет на распределение тока между контактными накладными электродами 30. Эффект зависит от частоты и, по существу, сказывается на каждом электроде по-разному. Как поясняется ниже, во время калибровки токи соответствующих частот протекают через контактные накладные электроды 30. Это делает невозможным прогнозирование местоположения одного электрода на основании картирования, выполненного другим электродом. Другой эффект, который предпочтительно следует компенсировать, заключается в утечке тока позиционирования, формируемого передатчиками 50 катетерных электродов (фиг.2), через абляционный генератор 52 и контактный накладной электрод 56 аблятора на контактные накладные электроды 30. Целью процедур калибровки и компенсации является оценка тока, который протекал бы, если бы входные импедансы контактных накладных электродов 30 были равны нулю, и отсутствовал аблятор 54 (фиг.2).
Далее, следует отметить, что приемник 58 контактного электрода содержит генератор 74 контактного накладного электрода, токоизмерительное приспособление 76 и приспособление 78 для измерения напряжения. Генератору 74 контактного накладного электрода в разных вариантах приемника 58 контактного электрода можно назначать соответствующие частоты. В альтернативном варианте, генератору 74 контактного накладного электрода можно назначить одинаковую частоту во всех вариантах приемника 58 контактного электрода, и их можно мультиплексировать с временным разделением.
Количественные параметры, описанные со ссылкой на фиг.3, имеют следующие обозначения:
i - индекс контактного накладного электрода.
j - индекс частоты. Данный индекс обозначает частоту f j, которая передается через контактный накладной электрод j.
z ij - a priori (априорный) известный импеданс блока 64 аппликаторов (фиг.2). Данный количественный параметр может фиксироваться во время изготовления или определяться в ходе процедуры в процессе эксплуатации. В любом случае, данный количественный параметр считают стабильным.
q ij - a priori известный импеданс компонента передающего тракта через контактный накладной электрод, который не включен в измерение напряжения.
r ij - a priori известный импеданс компонента передающего тракта через контактный накладной электрод, который включен в измерение напряжения.
E i - источник (неизвестный) напряжения, который возбуждает контактный накладной электрод i частотой f i.
I ij - ток, измеряемый на контактном накладном электроде i при частоте f i.
V ij - напряжение, измеряемое на контактном накладном электроде i при частоте f i.
Дополнительными количественными параметрами, не показанными на фиг.3, являются:
Cv ij - a priori известные постоянные калибровки по напряжению и
Ci ij - a priori известные постоянные калибровки по току.
Количественные параметры q ij и r ij именуются также «паразитными импедансами контактных накладных приемников».
Далее на фиг.4 представлена принципиальная электрическая схема фильтра 68 аблятора (фиг.2), где показан узкополосный режекторный фильтр 80 и токоизмерительный элемент 82. При нормальной работе, узкополосный режекторный фильтр 80, в основном, не допускает утечку тока, передаваемого через измерительные электроды 60 (фиг.2), через аблятор 54 и контактный накладной электрод 56 аблятора. Токоизмерительный элемент 82 измеряет остаточный ток утечки через аблятор 54. Данное измерение применяется для компенсации утечки через аблятор во время нормальной работы.
Калибровка на перекрестные помехи
Далее на фиг.5 представлена принципиальная электрическая схема системы 26 определения положения (фиг.2), которая предназначена для калибровки на перекрестные помехи, в соответствии с описанным вариантом осуществления изобретения. Приемники 58 контактных электродов соединены со схемой из сопротивлений 84, которые приблизительно моделируют импеданс тела. Каждое из сопротивлений 84 имеет значение около 10 Ом. Резистивная схема заменяет соединения с контактными накладными электродами 30 при нормальной работе, которая отражена на фиг.2.
Калибровку на перекрестные помехи обычно выполняют один раз, либо по окончании изготовления, либо во время первоначальной установки в условиях эксплуатации. В процессе калибровки на перекрестные помехи, аблятор 54 (фиг.2) опущен. Переключатель 70 замкнут. Все передатчики 50 катетерных электродов включены, и их выходы заземлены. Напряжения передатчиков 50 катетерных электродов измеряют одновременно. Отношения между измеренным током перекрестных помех и напряжениями передатчиков вычисляют как:
Figure 00000001
,
где:
I ij - ток, измеренный на аппликаторе i, от электрода j (на частоте f i).
V j - напряжение, измеренное на передатчике электрода j (на частоте f i).
Для выполнения компенсации перекрестных помех сохраняются следующие калибровочные данные:
X ij ≡Abs(I ij ) - абсолютная величина перекрестных помех на аппликаторе i от электрода j (на частоте f j).
Figure 00000002
- разность фаз между током на аппликаторе i от электрода j и напряжением на электроде j.
Фаза обучения
Здесь также даются ссылки на фиг.2. Калибровки, которые описаны ниже, могут выполняться системными программами, находящимися в памяти процессора 22 для определения положения (фиг.1). В дополнительном или альтернативном варианте, вычисления могут выполняться с использованием аппаратных реализаций в процессоре 22 для определения положения.
Во время нормальной работы, напряжения передатчиков и фазовые соотношения между напряжениями и суммарным выходным током являются стабильными. Следовательно, обучение можно выполнять нечасто. В альтернативном варианте, путем обучения системы перед операциями на пациенте, оперирующий хирург может обеспечивать более высокую степень достоверности в отношении точности компенсации перекрестных помех.
Как также показано на фиг.1, во время фазы обучения при калибровке, по меньшей мере, один из электродов 32 должен находиться в объеме картирования, т.е. внутри камеры сердца 12. Система 26 для определения положения пропускает ток через данный электрод, и система работает в первом режиме, при этом напряжение передатчика измеряют вместе с получаемыми в результате токами аппликаторов. Второй (нормальный) режим работы, который предусматривает измерения токов утечки аблятора, описан ниже.
Во время фазы обучения переключатель 70 (фиг.2) замкнут. Фаза обучения почти не зависит от частоты. Следовательно, обучение необходимо выполнять по отношению только к одному из измерительных электродов 60.
Отношение между напряжением передатчика и суммой токов аппликаторов усредняется за 5 секунд. Затем вычисляют разность фаз между напряжением передатчика и суммарным током (сумма токов аппликаторов):
Figure 00000003
,
где:
e - передающий электрод.
V e - измеренное напряжение передатчика.
Figure 00000004
- Ток, измеренный на аппликаторе i, от передающего электрода.
Использование этих измерений описано ниже.
Работа в онлайновом режиме
Во время нормальной работы системы, ток перекрестных помех вычисляют для каждого передающего электрода по следующей формуле:
Figure 00000005
,
где:
X ij,
Figure 00000006
- постоянные калибровки на перекрестные помехи (вышеописанные).
Figure 00000007
- разность фаз между передатчиками электродов и токами (смотри ниже).
I ij - ток, измеренный на аппликаторе i на частоте f j.
Компенсация выполняется вычитанием оценки тока перекрестных помех:
Figure 00000008
.
Значения Q ij применяются в последующем описании.
Оценка импеданса тела
Оценка матрицы импедансов тела важна для компенсации утечки аблятора и частотной коррекции, как поясняется ниже.
Измерения представляются в виде результатов DFT (дискретного преобразования Фурье): Q ij (после компенсации перекрестных помех) для измерения I ij и P j для измерения
Figure 00000009
.
Оценка матрицы проводимости между аппликаторами
Далее напряжения на аппликаторе обозначены как X ij (для аппликатора i и частоты f j). Кроме того, соответствующий генератор 74 контактного накладного электрода, который включен в состав приемника 58 контактного электрода (фиг.2), представлен в виде многочастотного параметра Eij≡δ ij E j (что, фактически, означает, аппликатор i пропускает только частоту f j). Тогда:
Figure 00000010
,
Figure 00000011
.
Из вышеприведенного следует, что:
Figure 00000012
.
Тогда напряжения на аппликаторах можно оценить следующим образом:
Figure 00000013
Figure 00000014
Figure 00000015
.
Значение I ij можно вычислить из измерения Q ij следующим образом:
I ij=Ci ij·Q ij.
После этого можно вычислить напряжения аппликаторов:
Figure 00000016
Токи и напряжения аппликаторов связаны матрицей импедансов тела пациента (которая не зависит от частоты):
Figure 00000017
.
Знак минус обусловлен правилом, что положительный ток протекает в тело, но измеряется как ток, вытекающий из тела. В матричном представлении: -I=σ·X. Оценка матрицы импедансов тела пациента имеет следующий вид σ=-I·X -1. В данном выражении, I означает матрицу токов, а не единичную матрицу:
σ=-[Ci ij·Q ij][X ij]-1.
В последующем, выполняются некоторые дополнительные поправки σ, в которых, в конце, выполняется транспозиция σ:
Figure 00000018
Figure 00000019
Figure 00000020
.
Компенсация аппликатора аблятора
В данном разделе все токи являются «истинными измеренными токами», что означает, что значения DFT токов аппликаторов умножены на соответствующую калибровочную постоянную
Figure 00000021
, и значения DFT тока утечки аблятора умножены на соответствующую калибровочную постоянную
Figure 00000022
.
Как также показано на фиг.2, аблятор 54 соединен с пациентом и системой 26 определения положения. Переключатель 70 замкнут. Электрод аблятора обычно находится на наконечнике 18 (фиг.1) катетера 14 и соответствует электроду 62 двойного назначения. Не весь ток, который подается в электрод 62 двойного назначения, протекает через тело 42 пациента в контактные накладные электроды 30. Часть тока, сформированного передатчиками 50 катетерных электродов, поступает также в аблятор 54, проникает в тело 42 пациента через контактный накладной электрод 56 аблятора и, наконец, проходит в контактные накладные электроды 30. Измерительные электроды 60 также испытывают воздействие. Составляющие их токов протекают по пути через электрод 62 двойного назначения, через входное сопротивление аблятора в аблятор 54, контактный накладной электрод 56 аблятора и, наконец, через контактные накладные электроды 30.
Фаза обучения при утечке во время абляции
Как также показано на фиг.2, фаза обучения при утечке во время абляции системы 26 определения положения начинается сразу после того, контактные накладные электроды 30 и контактный накладной электрод 56 аблятора устанавливают в заданные места.
Во время обучения при утечке во время абляции, переключатель 70 разомкнут, так что весь ток, который в ином случае направлялся бы через электрод 62 двойного назначения соответствующим передатчиком 50 катетерного электрода, направляется аблятором 54 через контактный накладной электрод 56 аблятора в контактные накладные электроды 30. Токи через контактные накладные электроды 30,
Figure 00000023
(p означает индекс аппликатора; f M1 означает частоту M1 (абляционного электрода)), измеряются вместе с суммарным током через контактный накладной электрод 56 аблятора,
Figure 00000024
. Сумма упомянутых токов должна совпадать с выходным сигналом абляционного генератора 52 в пределах 20% отклонения:
Figure 00000025
.
Ток, скорректированный по частоте, вычисляют следующим образом:
Figure 00000026
.
После этого можно вычислить токи
Figure 00000027
для каждой рабочей частоты путем использования оценки матрицы σ проводимости между аппликаторами, как описано выше:
Figure 00000028
,
I - единичная матрица.
σ - оценка матрицы проводимости между аппликаторами, полученная как описано выше.
Figure 00000029
- диагональная матрица с (r ik +q ik +z ik) в качестве i-того диагонального элемента (катетер передает частоту f k).
Затем вычисляют отношения токов абляции на каждой частоте:
Figure 00000030
,
где
Figure 00000031
означает компоненту p вектора
Figure 00000032
. Параметры
Figure 00000033
следует усреднять по предварительно заданному интервалу времени (30 секунд).
Нормальная работа
Как показано на фиг.2, во время нормальной работы системы переключатель 70 замкнут, и предполагается, что впоследствии аблятор 54 можно включать в любой момент. Токи через контактные накладные электроды 30,
Figure 00000034
, измеряют вместе с током через контактный накладной электрод 56 аблятора,
Figure 00000035
. Компенсацию выполняют с использованием параметров
Figure 00000036
, полученных в фазе инициализации, следующим образом:
Figure 00000037
.
Получаемые компенсирующие токи
Figure 00000038
передаются дальше в модуль частотной коррекции, который можно реализовать как системную программу или аппаратный модуль в процессоре 22 для определения положения (фиг.1).
Частотная коррекция
Матрица проводимости тела записывается в виде:
Figure 00000039
,
где σ body разделяется на составляющую катетера и составляющую аппликатора следующим образом:
e - суммарный ток, исходящий из электрода катетера (при возбуждении 1-В источником),
s - вектор токов, принимаемых на аппликаторах, от электрода,
σ - матрица проводимости между аппликаторами по вышеописанной оценке.
Пусть матрица
Figure 00000040
отражает сопротивления электрода и аппликаторов на частоте f k (
Figure 00000041
является диагональной матрицей с диагональным расположением сопротивлений электрода и аппликаторов). Разделим
Figure 00000041
на катетерную (не имеющую сопротивления) и аппликаторные части,
Figure 00000042
,
где
Figure 00000043
является диагональной матрицей, с (z ik+q ik+r ik) в качестве номера i диагонального элемента.
Полная матрица проводимости (сопротивлений тела+аппликаторов) имеет вид
Figure 00000044
Если снова разделить электрод и аппликаторы, то получается:
Figure 00000045
На конечном этапе вычислялись только подходящие количественные параметры. Это означает, что оценку S идеализированного измерения (когда сопротивления аппликаторов равны нулю) можно получить на основе реального измерения
Figure 00000046
следующим образом:
Figure 00000047
.
Вычисление компенсации
Запись тока, скомпенсированного на абляцию, вместо
Figure 00000046
дает частотно-скорректированные токи в виде:
Figure 00000048
.
В данном случае, комплексные величины преобразованы в действительные путем взятия их абсолютных значений.
I - единичная матрица.
σ - матрица проводимости между аппликаторами согласно вышеприведенной оценке.
Figure 00000049
- диагональная матрица, с (r ik+q ik+z ik) в качестве i-того диагонального элемента (катетер передает на частоте f k).
Figure 00000050
- ток после компенсации утечки абляции.
Получаемый в результате вектор
Figure 00000051
является скомпенсированным, частотно-независимым измеренным параметром, который зависит только от положения электрода.
Специалистам в данной области техники следует понимать, что настоящее изобретение не ограничено тем, что конкретно показано и охарактеризовано выше в настоящем описании. Наоборот, объем настоящего изобретения включает в себя как комбинации, так и подкомбинации различных признаков, охарактеризованных выше в настоящем описании, а также их варианты и модификации, которые не известны из предшествующего уровня техники и которые могут быть созданы специалистами в данной области техники после прочтения вышеприведенного описания.

Claims (22)

1. Способ считывания положения зонда в теле, содержащий этапы, на которых:
устанавливают в теле зонд, имеющий, по меньшей мере, один электрод (32) на внешней поверхности зонда;
устанавливают множество контактных накладных электродов (30) на поверхности тела;
производят измерения картирующих электрических токов, протекающих между, по меньшей мере, одним электродом (32) на внешней поверхности зонда и множеством контактных накладных электродов (30) на поверхности тела посредством измерительных схем контактных накладных электродов;
калибруют измерения посредством компенсации токов утечки, протекающих по пути, продолжающемся от электрода (32) на внешней поверхности зонда через, по меньшей мере, аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора к множеству контактных накладных электродов (30); и
вычисляют положение зонда в теле на основании картирующих электрических токов с использованием калиброванных измерений.
2. Способ по п.1, в котором этап калибровки измерений дополнительно содержит этап вычисления перекрестных помех, вызываемых генератором картирования.
3. Способ по п.2, в котором до установки зонда в тело выполняют этапы, на которых:
электрически шунтируют измерительные схемы контактных накладных электродов, используя переключатель; и
затем определяют соответствующие сигналы перекрестных помех, имеющих место на контактных накладных электродах (30), с использованием измерительных схем контактных накладных электродов.
4. Способ по п.3, в котором этап определения соответствующих сигналов перекрестных помех содержит этап определения для каждого из контактных накладных электродов (30) фаз между токами и напряжениями, возникающими в них, при этом токи и напряжения вводятся из передатчиков, соединенных, соответственно, с, по меньшей мере, одним электродом (32) на внешней поверхности зонда.
5. Способ по п.2, в котором этап вычисления положения выполняют в то время, когда аблятор подсоединен к телу и к генератору одного из картирующих электрических токов.
6. Способ по п.5, в котором этап вычисления соответствующих токов утечки содержит этапы, на которых:
отсоединяют аблятор от зонда;
определяют ток утечки аблятора, протекающий от генератора одного из картирующих электрических токов через аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора; и
вычисляют отношение между током утечки аблятора и картирующими электрическими токами на соответствующих рабочих частотах картирующих электрических токов.
7. Способ по п.5, в котором этап вычисления соответствующих токов утечки дополнительно содержит этапы, на которых:
отсоединяют аблятор от зонда;
определяют ток утечки аблятора, протекающий от генератора одного из картирующих электрических токов через аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора; и
определяют соответствующие составляющие тока утечки аблятора на контактных накладных электродах (30); и
вычисляют отношения между составляющими и током утечки аблятора, соответственно.
8. Способ по п.5, в котором этап вычисления соответствующих токов утечки выполняют после установки зонда в тело и содержит этап определения отношения между каждым из картирующих электрических токов и суммой картирующих электрических токов, протекающих через контактные накладные электроды (30).
9. Способ по п.8, в котором этап определения отношения выполняют на соответствующих рабочих частотах картирующих электрических токов в контактных накладных электродах (30).
10. Способ по п.1, в котором этап калибровки измерений дополнительно содержит этап присоединения контактных накладных электродов (30) к соответствующим приемникам контактных накладных электродов и генераторам контактных накладных электродов и этап применения приемников контактных накладных электродов и генераторов контактных накладных электродов для определения матрицы проводимости между контактными накладными электродами у контактных накладных электродов (30).
11. Способ по п.10, дополнительно содержащий этап применения матрицы проводимости между контактными накладными электродами, чтобы выполнять частотную компенсацию токов, измеряемых приемниками контактных накладных электродов.
12. Устройство для считывания положения зонда, содержащее:
зонд, выполненный с возможностью введения в тело субъекта;
по меньшей мере, один электрод (32) на внешней поверхности зонда, расположенный вблизи дистального конца зонда;
множество контактных накладных электродов (30), выполненных с возможностью присоединения в соответствующих местоположениях к поверхности тела;
по меньшей мере, один передатчик электрода, соединенный с электродом (32) на внешней поверхности зонда, выполненный с возможностью пропускания картирующих электрических токов между электродом (32) на внешней поверхности зонда и контактными накладными электродами (30) на поверхности тела; и
блок управления, выполненный с возможностью выполнения измерений картирующих электрических токов, протекающих между, по меньшей мере, одним электродом (32) на внешней поверхности зонда и множеством контактных накладных электродов (30) на поверхности тела посредством измерительных схем контактных накладных электродов, с возможностью калибровки измерений посредством компенсации токов утечки, протекающих по пути, продолжающемся от электрода (32) на внешней поверхности зонда через, по меньшей мере, аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора к множеству контактных накладных электродов (30), и с возможностью вычисления положения зонда в теле на основании картирующих электрических токов с использованием калиброванных измерений.
13. Устройство по п.12, в котором калибровка измерений дополнительно содержит вычисление перекрестных помех, вызываемых генератором картирования.
14. Устройство по п.13, в котором устройство дополнительно содержит:
электрический шунт измерительных схем контактных накладных электродов, соединенный с переключателем;
причем измерительные схемы контактных накладных электродов выполнены с возможностью определения соответствующих сигналов перекрестных помех, имеющих место на контактных накладных электродах (30).
15. Устройство по п.14, в котором определение соответствующих сигналов перекрестных помех содержит определение для каждого из контактных накладных электродов (30) фаз между токами и напряжениями, возникающими в них, при этом токи и напряжения вводятся из передатчиков, соединенных, соответственно, с, по меньшей мере, одним электродом (32) на внешней поверхности зонда.
16. Устройство по п.13, в котором вычисление положения выполняется в то время, когда аблятор подсоединен к телу и к генератору одного из картирующих электрических токов.
17. Устройство по п.16, в котором вычисление соответствующих токов утечки дополнительно содержит:
определение тока утечки аблятора, протекающего от генератора одного из картирующих электрических токов через аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора, когда аблятор отсоединен от зонда; и
вычисление отношения между током утечки аблятора и картирующими электрическими токами на соответствующих рабочих частотах картирующих электрических токов.
18. Устройство по п.16, в котором вычисление соответствующих токов утечки дополнительно содержит:
определение тока утечки аблятора, протекающего от генератора одного из картирующих электрических токов через аблятор и контактный накладной электрод (56) аблятора, когда аблятор отсоединен от зонда; и
определение соответствующих составляющих тока утечки аблятора на контактных накладных электродах (30); и
вычисление отношений между составляющими и током утечки аблятора, соответственно.
19. Устройство по п.16, в котором вычисление соответствующих токов утечки выполняется после установки зонда в тело и содержит определение отношения между каждым из картирующих электрических токов и суммой картирующих электрических токов, протекающих через контактные накладные электроды (30).
20. Устройство по п.19, в котором определение отношения выполняется на соответствующих рабочих частотах картирующих электрических токов в контактных накладных электродах (30).
21. Устройство по п.12, в котором калибровка измерений дополнительно содержит присоединение контактных накладных электродов (30) к соответствующим приемникам контактных электродов и контактным накладным генераторам и применение приемников контактных электродов и контактных накладных генераторов для определения матрицы проводимости между контактными накладными электродами у контактных накладных электродов (30).
22. Устройство по п.21, в котором блок управления выполнен с дополнительной возможностью применения матрицы проводимости между контактными накладными электродами, чтобы выполнять частотную компенсацию токов, измеряемых приемникам контактных электродов.
RU2009141794/14A 2008-11-12 2009-11-11 Калибровка и компенсация погрешностей при измерении положения RU2531968C2 (ru)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US11372208P 2008-11-12 2008-11-12
US61/113,722 2008-11-12
US12/611,500 US8400164B2 (en) 2008-11-12 2009-11-03 Calibration and compensation for errors in position measurement
US12/611,500 2009-11-03

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2009141794A RU2009141794A (ru) 2011-05-20
RU2531968C2 true RU2531968C2 (ru) 2014-10-27

Family

ID=41461081

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2009141794/14A RU2531968C2 (ru) 2008-11-12 2009-11-11 Калибровка и компенсация погрешностей при измерении положения

Country Status (8)

Country Link
US (1) US8400164B2 (ru)
EP (1) EP2186475B8 (ru)
JP (1) JP5566664B2 (ru)
CN (1) CN101912265B (ru)
AU (1) AU2009233782B2 (ru)
CA (1) CA2685968C (ru)
IL (1) IL202035A (ru)
RU (1) RU2531968C2 (ru)

Families Citing this family (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8784336B2 (en) 2005-08-24 2014-07-22 C. R. Bard, Inc. Stylet apparatuses and methods of manufacture
US8388546B2 (en) 2006-10-23 2013-03-05 Bard Access Systems, Inc. Method of locating the tip of a central venous catheter
US7794407B2 (en) 2006-10-23 2010-09-14 Bard Access Systems, Inc. Method of locating the tip of a central venous catheter
US8849382B2 (en) 2007-11-26 2014-09-30 C. R. Bard, Inc. Apparatus and display methods relating to intravascular placement of a catheter
US10449330B2 (en) 2007-11-26 2019-10-22 C. R. Bard, Inc. Magnetic element-equipped needle assemblies
US9649048B2 (en) 2007-11-26 2017-05-16 C. R. Bard, Inc. Systems and methods for breaching a sterile field for intravascular placement of a catheter
US10524691B2 (en) 2007-11-26 2020-01-07 C. R. Bard, Inc. Needle assembly including an aligned magnetic element
US9521961B2 (en) 2007-11-26 2016-12-20 C. R. Bard, Inc. Systems and methods for guiding a medical instrument
ES2832713T3 (es) 2007-11-26 2021-06-11 Bard Inc C R Sistema integrado para la colocación intravascular de un catéter
US8781555B2 (en) 2007-11-26 2014-07-15 C. R. Bard, Inc. System for placement of a catheter including a signal-generating stylet
US10751509B2 (en) 2007-11-26 2020-08-25 C. R. Bard, Inc. Iconic representations for guidance of an indwelling medical device
ES2525525T3 (es) 2008-08-22 2014-12-26 C.R. Bard, Inc. Conjunto de catéter que incluye conjuntos de sensor de ECG y magnético
US8437833B2 (en) 2008-10-07 2013-05-07 Bard Access Systems, Inc. Percutaneous magnetic gastrostomy
JP5693471B2 (ja) 2009-02-11 2015-04-01 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 絶縁された切除カテーテルデバイスおよびその使用法
US9532724B2 (en) 2009-06-12 2017-01-03 Bard Access Systems, Inc. Apparatus and method for catheter navigation using endovascular energy mapping
EP2464407A4 (en) 2009-08-10 2014-04-02 Bard Access Systems Inc DEVICES AND METHODS FOR ENDOVASCULAR ELECTROGRAPHY
WO2011041450A1 (en) 2009-09-29 2011-04-07 C. R. Bard, Inc. Stylets for use with apparatus for intravascular placement of a catheter
BR112012019354B1 (pt) 2010-02-02 2021-09-08 C.R.Bard, Inc Método para localização de um dispositivo médico implantável
EP4122385A1 (en) 2010-05-28 2023-01-25 C. R. Bard, Inc. Insertion guidance system for needles and medical components
EP2575611B1 (en) 2010-05-28 2021-03-03 C. R. Bard, Inc. Apparatus for use with needle insertion guidance system
CN103442632A (zh) 2010-08-20 2013-12-11 C·R·巴德股份有限公司 Ecg辅助导管末端放置的再确认
EP2632360A4 (en) 2010-10-29 2014-05-21 Bard Inc C R IMPROVED ASSISTED BY BIO-IMPEDANCE OF A MEDICAL DEVICE
US8560086B2 (en) 2010-12-02 2013-10-15 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Catheter electrode assemblies and methods of construction therefor
JP6008960B2 (ja) 2011-07-06 2016-10-19 シー・アール・バード・インコーポレーテッドＣ Ｒ Ｂａｒｄ Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ 挿入案内システムのためのニードル長決定および較正
AU2012308464B2 (en) 2011-09-14 2016-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation device with ionically conductive balloon
WO2013106557A1 (en) 2012-01-10 2013-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrophysiology system
FR2994820B1 (fr) * 2012-08-28 2014-08-29 Impeto Medical Syteme d'analyse electrophysiologique permettant la detection de courants de fuite
EP2934288A1 (en) 2012-12-20 2015-10-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Real-time feedback for electrode contact during mapping
JP6139772B2 (ja) * 2013-03-15 2017-05-31 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 電極パッドと共に使用するための制御ユニットおよび漏電を推定するための方法
US9629570B2 (en) * 2013-11-21 2017-04-25 Biosense Webster (Israel) Ltd. Tracking of catheter from insertion point to heart using impedance measurements
CN105979868B (zh) 2014-02-06 2020-03-10 C·R·巴德股份有限公司 用于血管内装置的导向和放置的系统和方法
CN106793968A (zh) 2014-10-13 2017-05-31 波士顿科学医学有限公司 使用微电极的组织诊断和治疗
US10603105B2 (en) 2014-10-24 2020-03-31 Boston Scientific Scimed Inc Medical devices with a flexible electrode assembly coupled to an ablation tip
CN106999080B (zh) 2014-12-18 2020-08-18 波士顿科学医学有限公司 针对病变评估的实时形态分析
US10973584B2 (en) 2015-01-19 2021-04-13 Bard Access Systems, Inc. Device and method for vascular access
CA2919901A1 (en) 2015-02-04 2016-08-04 Hossein Sadjadi Methods and apparatus for improved electromagnetic tracking and localization
US10349890B2 (en) 2015-06-26 2019-07-16 C. R. Bard, Inc. Connector interface for ECG-based catheter positioning system
US11000207B2 (en) 2016-01-29 2021-05-11 C. R. Bard, Inc. Multiple coil system for tracking a medical device
CN110072449B (zh) * 2016-11-16 2023-02-24 纳维斯国际有限公司 通过电标测进行的食道位置检测
US10945781B2 (en) * 2017-09-07 2021-03-16 Biosense Webster (Israel) Ltd. Variable phase generation and detection for radio-frequency (RF) ablation
US11389078B2 (en) * 2018-08-09 2022-07-19 Biosense Webster (Israel) Ltd. Reducing capacitance effects in active current location (ACL)
US11737680B2 (en) * 2018-10-02 2023-08-29 Biosense Webster (Israel) Ltd. Extending the tracking volume in a probe tracking system
EP3852622A1 (en) 2018-10-16 2021-07-28 Bard Access Systems, Inc. Safety-equipped connection systems and methods thereof for establishing electrical connections
CN110974418B (zh) * 2019-12-19 2022-09-16 上海宏桐实业有限公司 一种用于电场定位解调系统的误差校准方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003026525A1 (en) * 2001-09-28 2003-04-03 Rita Medical Systems, Inc. Impedance controlled tissue ablation apparatus and method
RU2290055C2 (ru) * 2004-04-06 2006-12-27 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования Новосибирская государственная медицинская академия Министерства здравоохранения Российской Федерации Нейронавигационная эндоскопическая система

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5697377A (en) 1995-11-22 1997-12-16 Medtronic, Inc. Catheter mapping system and method
JPH09281066A (ja) * 1996-04-15 1997-10-31 Horiba Ltd インピーダンスｃｔを用いた計測システム
US5944022A (en) 1997-04-28 1999-08-31 American Cardiac Ablation Co. Inc. Catheter positioning system
US6226542B1 (en) 1998-07-24 2001-05-01 Biosense, Inc. Three-dimensional reconstruction of intrabody organs
US6301496B1 (en) 1998-07-24 2001-10-09 Biosense, Inc. Vector mapping of three-dimensionally reconstructed intrabody organs and method of display
US6233476B1 (en) * 1999-05-18 2001-05-15 Mediguide Ltd. Medical positioning system
US6892091B1 (en) 2000-02-18 2005-05-10 Biosense, Inc. Catheter, method and apparatus for generating an electrical map of a chamber of the heart
US6735465B2 (en) 2001-10-24 2004-05-11 Scimed Life Systems, Inc. Systems and processes for refining a registered map of a body cavity
US6814733B2 (en) 2002-01-31 2004-11-09 Biosense, Inc. Radio frequency pulmonary vein isolation
US7869865B2 (en) 2005-01-07 2011-01-11 Biosense Webster, Inc. Current-based position sensing
US7684850B2 (en) * 2005-01-07 2010-03-23 Biosense Webster, Inc. Reference catheter for impedance calibration
US7848787B2 (en) 2005-07-08 2010-12-07 Biosense Webster, Inc. Relative impedance measurement
US7536218B2 (en) * 2005-07-15 2009-05-19 Biosense Webster, Inc. Hybrid magnetic-based and impedance-based position sensing
US7756576B2 (en) * 2005-08-26 2010-07-13 Biosense Webster, Inc. Position sensing and detection of skin impedance
US7885707B2 (en) * 2005-09-15 2011-02-08 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Method of scaling navigation signals to account for impedance drift in tissue
DE102006059226A1 (de) * 2006-12-13 2008-06-19 Wittenstein Ag Medizinische Einrichtung zur Lagebestimmung von intrakorporalen Implantaten

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003026525A1 (en) * 2001-09-28 2003-04-03 Rita Medical Systems, Inc. Impedance controlled tissue ablation apparatus and method
RU2290055C2 (ru) * 2004-04-06 2006-12-27 Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования Новосибирская государственная медицинская академия Министерства здравоохранения Российской Федерации Нейронавигационная эндоскопическая система

Also Published As

Publication number Publication date
IL202035A (en) 2016-04-21
RU2009141794A (ru) 2011-05-20
CN101912265B (zh) 2014-10-22
CA2685968C (en) 2018-05-15
EP2186475A1 (en) 2010-05-19
EP2186475B1 (en) 2020-04-08
US20100117659A1 (en) 2010-05-13
AU2009233782A1 (en) 2010-05-27
JP2010115491A (ja) 2010-05-27
IL202035A0 (en) 2010-06-16
JP5566664B2 (ja) 2014-08-06
AU2009233782B2 (en) 2014-09-18
CA2685968A1 (en) 2010-05-12
CN101912265A (zh) 2010-12-15
EP2186475B8 (en) 2020-08-05
US8400164B2 (en) 2013-03-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2531968C2 (ru) Калибровка и компенсация погрешностей при измерении положения
US8265745B2 (en) Contact sensor and sheath exit sensor
US9173586B2 (en) System and method for assessing coupling between an electrode and tissue
EP2168478B1 (en) Apparatus for investigation-tool position determination using compensation for unwanted current diversion
US8449535B2 (en) System and method for assessing coupling between an electrode and tissue
CN107028653B (zh) 具有四个线圈的对称短接触力传感器
US8290578B2 (en) Method and apparatus for complex impedance compensation
US11596324B2 (en) Combined active current location (ACL) and tissue proximity indication (TPI) system
CA2551201A1 (en) Relative impedance measurement
JP7247055B2 (ja) 能動電流位置（ａｃｌ）における静電容量効果の低減
JP2020022748A (ja) 計画回路基板静電容量を使用して確立された電極対及び共通基準接地を使用してカテーテルとの組織接触を評価すること
US20200163583A1 (en) Compensating for artifacts while tracking an intrabody probe

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20191112