專利名稱：心電圖與體表測量的相關(guān)性的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及心律不齊的評估和治療。更具體地，本發(fā)明涉及改進(jìn)心臟的電 子繪亂用于在評估4獐不齊及其消融治療中i柳。
背景技術(shù)：
基于體表心電圖(ECG)技術(shù)、用于心臟中的電位的非侵/i會圖的方法是 已知的。這些方法將3維成像與ECG 結(jié)合，以,生產(chǎn)生心外膜^M上 以及心內(nèi)膜表面上電位的3維圖。
文獻(xiàn)Modre等的"均勻節(jié)律數(shù)據(jù)的心房非侵入^^活繪圖(Atrial Noninvasive Activation Mapping of Paced Rththm Data) "J. Cardiovasc. Electrophysiology 14:712-719， (2003年7月)，基于磁共振成像(MRI)和ECG繪圖數(shù)據(jù)，描述 了表面心臟模型激活時間(AT)成像方法。心內(nèi)膜和心外膜表面艦?zāi)芤赃@種 方式繪圖。AT模式與心房電位的CARTO，圖比較。夕卜部的解剖iH己在內(nèi)部繪 圖后fflil將導(dǎo)管端移動到在體表的iH己位置，用于將CARTO數(shù)據(jù)偶合到MRI 定位系統(tǒng)。有人建議心房內(nèi)的AT成像對于患有局灶心律失?；颊叩男姆炕钚?的非侵入成像是有用的。

發(fā)明內(nèi)容
在本發(fā)明的實施例中，心臟的電子圖通過兩種形式獲取 一種相對較大侵 入而另一種較少侵入。在一個實施例中，較大侵入的圖劍頓導(dǎo)管繪圖系統(tǒng)獲 取的心內(nèi)膜的圖。多個較少侵入的圖可以基于體表ECG非侵Ai也獲取。可替 換地或另外地，較少侵入的圖可以4頓心外膜的接觸探測器(如穿過胸壁插入 心包的導(dǎo)管)來獲取。較少侵入的圖典型地顯示心外膜上的電位，盡管它們也
可以顯示心內(nèi)膜電位，如在上面提到的文獻(xiàn)"均勻節(jié)律數(shù)據(jù)的心房非侵入激活
繪圖"(Modre等人)中描述的，較少侵入的圖基于的是心鵬卜部獲取的娜，其 中主要感興趣的是心外膜電位，盡管它們可以附帶地包括心內(nèi)膜信息。
心內(nèi)膜和心外膜電子圖的特征可以〗細(xì)解剖對斜己和/或各圖的電Tt寺征相
互配準(zhǔn)。配準(zhǔn)的目的是M:兩張圖的電子特征之間的對應(yīng)關(guān)系或相關(guān)性。 一旦
已經(jīng)建立了相關(guān)性，就可以將電子變換函數(shù)應(yīng)用到隨后的、重復(fù)的心外膜圖， 以生成心內(nèi)膜圖的新版本而不必重復(fù)侵入的心內(nèi)膜繪圖過程。
本發(fā)明的各方面使用小量的心內(nèi)膜測量和相對大量的ECG通道，來產(chǎn)生 心內(nèi)膜電位的病人特定的時空圖，ECG M作為體表電位圖而獲取。此外，能 夠估計時空的心內(nèi)膜圖。
例如，本發(fā)明的方法可以用于跟m過非侵入的或心包的方式進(jìn)行心律不
齊的消融治療之后。在治療之后，重復(fù)心外膜圖的獲取以便確定治療是否成功 可是足夠的。在心外膜圖中觀察到的改變可以棚t到心內(nèi)膜圖上，以便^i正治 療結(jié)果。
本發(fā)明的方法也可以用在能夠以類似方式測量和繪希啲心臟的其它屬性的 相關(guān)心內(nèi)膜和心外膜圖。
本發(fā)明的實施例提供一種用于生成活體對象的心臟電子圖的方法，其通過 將探測器(如導(dǎo)管)插入心臟腔室中來執(zhí)行。該探測器具有至少一個電極，并 可以配M第一位置傳感器。電信號從來自心臟內(nèi)的至少一個^M點(diǎn)的該至少 一個電極mt，并且在至少一個接收點(diǎn)接收。典型地，存在多個對寸點(diǎn)和接收 點(diǎn)。接收點(diǎn)可以W^的內(nèi)部敬卜部。該方法iB131相對于鄉(xiāng)點(diǎn)定位接收點(diǎn)、 以及計算劃寸的電信號和接收的電信號之間的函數(shù)關(guān)系(如線性矩陣關(guān)系)來 執(zhí)行。該計算可以通過確定測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣(lead field matrix)、以M31從 測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣來執(zhí)行，該測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣定義發(fā) 射的電信號和接收的電信號之間的統(tǒng)性矩陣關(guān)系。可替換地，育^夠確定反轉(zhuǎn)的 導(dǎo)聯(lián)場矩陣而不用明確地計算觀懂的導(dǎo)聯(lián)場矩陣。該方法CT1在相同或其它 接收點(diǎn)接收電生理學(xué)信號、并將反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣應(yīng)用到該電生理學(xué)信號以獲 取心內(nèi)膜電子圖來執(zhí)行。
在該方法的一個方面中，通過將接收點(diǎn)與第二位置傳SI關(guān)聯(lián)、并且讀取 第一位置傳 和第二位置傳感器以確定其間的差別，來使接收點(diǎn)相對于發(fā)射 根據(jù)該方法的另一方面，導(dǎo)管具有至少兩個電極，電信號從電極的不同子
集，。mt的信號可以是時分OT或頻分復(fù)用的。
根據(jù)該方法的另一方面，電極是單極電極?？商鎿Q地，該電極可以是雙極的。
在該方法的一個方面中，在接收點(diǎn)和^l寸點(diǎn)的子集之間確定阻抗。 在該方法的另一方面中，從在^lf點(diǎn)的子集中生成的電偶接收信號。 在該方法的另一方面中，相對于m的呼吸周期的預(yù)定相位，執(zhí)行發(fā)射電
信號、接收發(fā)射的電信號、確定測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣、以及計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
在該方法的另一方面中，相對于皿的心動周期的預(yù)定相位，執(zhí)行皿電 信號、接收劃寸的電信號、確定測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣、以及計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩 陣。
該方法的一個方面包括獲取胸部的解剖圖像、使用該解剖圖像來準(zhǔn)備胸部 的有限元素模型、以及調(diào)整該有限元素模型的參數(shù)以使計算的導(dǎo)聯(lián)場矩陣符合 測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
該方法的另一方面，通過調(diào)節(jié)測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣來計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩 陣。通過移除反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣的零空間來實現(xiàn)規(guī)則化。
本發(fā)明的其它方法樹共用于實現(xiàn)該方法的裝置。


為了更好的理解本發(fā)明，可參考通標(biāo)例方式的本發(fā)明的詳細(xì)描述，其要 結(jié)合以下附圖閱讀，其中相同的元件給定了相同的標(biāo)號，并且在其中
圖1是用于關(guān)聯(lián)多個電子心臟圖的系統(tǒng)的高級圖，該電子心臟圖根據(jù)本發(fā) 明公開的實施例來構(gòu)造和實施；
圖2是在圖1示出的系統(tǒng)中i柳的導(dǎo)管的遠(yuǎn)端的平面圖3是關(guān)聯(lián)心內(nèi)膜和心外膜電子圖的系統(tǒng)的圖示，該電子圖根據(jù)本發(fā)明的 可替換的實施例來構(gòu)造和操作；
圖4是根據(jù)本發(fā)明公開實施例的簡化的胸部咅艦圖，示出軀干背心以及分 布在胸部附近的電極；
圖5是根據(jù)本發(fā)明公開的實施例的示出圖4中軀干背心細(xì)節(jié)的示意圖6是根據(jù)本發(fā)明公開的實施例的用于關(guān)聯(lián)心內(nèi)膜和心外膜圖的方法的流 程圖7是根據(jù)本發(fā)明公開的實施例的圖示關(guān)聯(lián)心內(nèi)膜和心外膜圖的方法的各 方面的示意圖8是根據(jù)本發(fā)明的公開的實施例的圖示用于求解正向矩陣問題的技術(shù)
圖9是根據(jù)本發(fā)明的公開的實施例的用于通過信號注入來確定導(dǎo)聯(lián)場矩陣 的方法的流程圖；以及
圖10是根據(jù)本發(fā)明公開的實施例的用于開發(fā)3維病人特定的心臟電解剖 模型的功能灘圖。
具體實施例方式
在下面的描述中，提出了大量具體的細(xì)節(jié)，以便徹底的理解本發(fā)明。然而， 對本領(lǐng)域技術(shù)人員明顯的是在沒有這些具體細(xì)節(jié)的情況下可實施本發(fā)明。在其 它實例中，^^f周知的電力、控制邏輯、以及傳統(tǒng)算法和過程的計算機(jī)程序指 令的細(xì)節(jié)，沒有詳細(xì)地示出以便不必要地模糊本發(fā)明。
實施例1
現(xiàn)在轉(zhuǎn)到附圖，首先參照圖1，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例構(gòu)造和操作 的系統(tǒng)20的圖示。系統(tǒng)20用以確定探測器或?qū)Ч?2的位置、用于獲職軍剖 和電子數(shù)據(jù)、以及使用導(dǎo)管22用于組織消融。在獲取心內(nèi)膜電子圖期間，使 用已知的血管內(nèi)方式將導(dǎo)管22方M^ 26的心臟24的腔室中。為了獲得心 外膜的電子圖，導(dǎo)管22可以經(jīng)^I^地插入包風(fēng)L、臟24的心包腔?？商鎿Q地， 心外膜電子圖可以非侵Ai也獲得，如以下進(jìn)一步詳細(xì)描述的。在美國專利No. 5,471,982、 5,391,199、 6,226,542、 6,301,496和6,892,091中，以及在PCT專利 公開WO94/06349、 WO96/05768和W097/24981中描述了用于心臟繪圖的示 例方法和設(shè)備，這些公開作為參考結(jié)合于此。例如，美國公開No. 5,391,199描 述了這樣的導(dǎo)管，其包括用于領(lǐng)糧心臟電活動的傳感器、以及用于確定導(dǎo)管相 對于外部施加磁場的^S的小型線圈。^ffl這種導(dǎo)管，會巨夠通過確定在多個位 置處的電活動以及確定Ml置的空間坐標(biāo)，來在短的時間段內(nèi)從一鄉(xiāng)M樣的點(diǎn)
收集麵。
現(xiàn)在參照圖2，其是導(dǎo)管22 (圖l)的實施例的遠(yuǎn)端44的平面圖。遠(yuǎn)端44 包括在它的頂端48的電極46，用于測量心臟組織的電屬性。電極46可以是單 極的或雙極的電極。電極46也可以用于將電信號發(fā)送到心臟用于診斷的目的 (例如，用于起博繪圖)，和/鋼于治療的目的(例如，用于消融有缺陷的心 臟組織)。導(dǎo)管22的遠(yuǎn)端44可慰也包括用于測量遠(yuǎn)場電信號的非接觸電極54 的陣列52。陣列52是線性陣列，其中非接觸電極54沿額端44的縱軸線性 排列。導(dǎo)管22的遠(yuǎn)端44還包括至少一個^a傳自56，其生j^ffl于至少確定 在體內(nèi)導(dǎo)管的位置的信號。在一些實施例中，還確定在體內(nèi)導(dǎo)管的方向。位置 傳感器56 ,地鄰近頂端48，導(dǎo)管22的該實施例在上面提到的美國專利 No.6,892,091中進(jìn)一步描述。
再次參照圖l，導(dǎo)管22的遠(yuǎn)端44的電極和換能器iM:電纜58，經(jīng)過導(dǎo)管 22的插入管而連接到控制處理器28 (圖1),控制處理器28控制系統(tǒng)20的其 它元件，包括用于將信號傳輸?shù)綄?dǎo)管22的信號發(fā)生器29、圖像處理器21、以 及EKG處理器27。為了方便，控制處理器28顯示為單個單元。然而，它可 以實現(xiàn)為多個用以執(zhí)行在此描述的不同的處理任務(wù)的處理設(shè)備。控制處理器28 確定導(dǎo)管22相對于心臟24的特定^H己或特征的^fi坐標(biāo)。控制處理器28驅(qū) 動顯示器40，顯示器40顯示身體內(nèi)部的導(dǎo)管位置，并顯示由該系統(tǒng)生成的功 能性圖?？刂铺幚砥?8還驅(qū)動消融換能器，該消融換能器一般位于導(dǎo)管22的 頂部。導(dǎo)管22用以生成解剖圖或心內(nèi)膜電子圖。另外，導(dǎo)管上的各電極可以 用于消融。系統(tǒng)20會,是CARTO XP EP導(dǎo)航和消S^、統(tǒng)，從Biosense Webster 公司(Diamond Canyon路3333號，Diamond Bar， CA 91765，美國)可得， 適當(dāng)?shù)匦薷囊詫崿F(xiàn)以下進(jìn)一步詳細(xì)公開的本發(fā)明的某^f寺征。
在本發(fā)明的一些實施例中，^ffl多個體表電極31能夠非侵Ai也獲得心外 膜電子圖，代表性ite出了三個體表電極31，該領(lǐng)域已知的是當(dāng)使用非侵入技 術(shù)時，典型地需要更大的電極陣列以便獲取精確的心外膜電子圖。電極31可 以方便地安裝在如任何下面的文獻(xiàn)中描述的多電極胸面板中，這些文件的所有 內(nèi)容作為參考結(jié)合于此Ransbuiy等人的美國專利申請公開No.2004/0015194; Sippensgroenewegen的美國專利申請公開No.2001/0056289;互聯(lián)網(wǎng)上公開的 Ramanathan等人的"用于心臟電生理和心律不齊的非侵入心電圖成像(Noninvasive electrocardiographic Imaging Electrophysiology and Arrhythmia) (Nature Medicine);以及上面提到的Modre等人的文獻(xiàn)。電極31 ffijl電纜33 連接到控制處理器28，并鏈接到EKG處理器27。
電極31能夠可替換地內(nèi)部地置于對象內(nèi)。例如，它們可以是暫時iik^7lc 久地在如冠狀竇或心夕鵬的區(qū)域內(nèi)布置的賴導(dǎo)聯(lián)或電極。
上面提到的心包內(nèi)技術(shù)能夠用以產(chǎn)生心外膜電子圖。該方制乃然比上面描 述的用于獲得心內(nèi)膜電子圖的導(dǎo)管插入技術(shù)更少侵入。該技術(shù)使用心夕卜膜接觸 探測器作為導(dǎo)管22， {頓已知的弓l入技術(shù)艦胸壁將導(dǎo)管22插入心刨莫。
在任一情況下，心外膜電子圖典型地示出心外膜上的電位，盡管它也可以 示出心內(nèi)膜的電位。無論如何，術(shù)語"心外膜電子圖"在此使用作為從心臟外 部獲得的首要感興趣的 。
使用與顯示器40鏈接的圖像處理器21，基于解剖標(biāo)己和/或該圖的電子特 征，來將心內(nèi)膜和心外膜電子圖相互配準(zhǔn)。該配準(zhǔn)的目的是建立兩幅圖的電子 特征之間的變換函數(shù)，在此也稱為變換式。 一旦己經(jīng)建立了變換式，隨后獲得 的心外膜電子圖能夠變換為新版本的心內(nèi)膜電子圖。在一些實施例中，M將 心夕卜膜電子圖簡單地在視覺上搠寸到心內(nèi)膜電子圖，變換能夠生效?？商鎿Q地， 數(shù)學(xué)變換可以施加至噺的心外膜電子圖，以便創(chuàng)織版本的心內(nèi)膜電子圖。
在共同受讓人的美國專利No. 6,650,927中公開了在一個實施例中使用的適
當(dāng)?shù)呐錅?zhǔn)技術(shù)，并作為參考結(jié)合于此。簡要地描述該技術(shù)
心外膜電子圖和已、內(nèi)膜電子圖育瀕是3維圖。^f頓在共同受讓人的申請No. 11/215,435、題目"使用生理數(shù)據(jù)的多模式圖像的分割和配準(zhǔn)(Segmentation and Registration of Multimodal Images using Physiological Data)"中公開的方法，肖g夠
執(zhí)《m些圖的配7隹。
實施例2
現(xiàn)在參照圖3，其是根據(jù)本發(fā)明的實施例構(gòu)建和操作的系統(tǒng)106的圖示。 系統(tǒng)106類似于系統(tǒng)20 (圖l)。然而，膽26現(xiàn)在穿上了軀干背心108，軀 干背心108具有多個電極110，典型地大約在125到250個電極之間，這些電 極放置汩區(qū)干背心108內(nèi)以W^26的背心的前面、后面和側(cè)面樹共電位的 測量。電極110經(jīng)由導(dǎo)線112和電纜33連接到控制處理器28。修改了控制處 理器28用于接收和處棘自軀干背心108的 。
現(xiàn)在控制處理器28包括用于阻抗檢測的電子電路，如在2005年1月7日 提交的美國專利申請11/030,934中描述的，該申請轉(zhuǎn)讓給本專利申請的受讓人， 并且其公開作為參考結(jié)合于此。修改該系統(tǒng)以基于在少量心臟內(nèi)的點(diǎn)和電極110 之間的阻抗測量，產(chǎn)生其之間的函數(shù)關(guān)系。在一個實施例中，該M是線性多 維系數(shù)矩陣，在此稱為導(dǎo)聯(lián)場矩陣。然后粒矩陣的反轉(zhuǎn)，例如在(YoramRudy 等人的)美國專利申請公開No. 2003/012163中描述的，其公開作為參考結(jié)合 于此。在該公開內(nèi)容中，反辦巨陣對應(yīng)于心外膜電位。然而在系統(tǒng)106中，矩 陣的反轉(zhuǎn)對應(yīng)于心內(nèi)膜的電導(dǎo)，其對于現(xiàn)有技術(shù)是先進(jìn)的。在過去，還不可能 可靠地評估外部測量和心內(nèi)膜電位之間的傳遞函數(shù)。這是因為電場橫跨心肌內(nèi) 的纖維肌組織。如上面提到的，這樣的組織的量和方向在個體中變化。可替換 地，在系統(tǒng)106的一些實施例中，導(dǎo)聯(lián)場矩陣和它的反轉(zhuǎn)可以涉及基于心外膜 的電導(dǎo)的圖。以下，進(jìn)一步詳細(xì)討論導(dǎo)聯(lián)場矩陣的反轉(zhuǎn)。
可以只《頓一個。、內(nèi)的點(diǎn)。接收點(diǎn)或多個接收點(diǎn)旨嫩W^內(nèi)部^卜部。 例如， 一個或更多，導(dǎo)聯(lián)冠狀竇電極、心外的或甚至心肌內(nèi)電極能夠用作各 接收點(diǎn)。
現(xiàn)在參照圖4，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例的顯示軀干背心108的胸部 114以及分布在胸部周圍的電極110的簡化剖視圖。圖4也顯示右心房116， 并且包括三個心內(nèi)膜點(diǎn)118、 120、 122。如下面解釋的，在位于心內(nèi)膜點(diǎn)118、 120、 122的導(dǎo)管電極和電極110之間進(jìn)行了P服測量。在一些實施例中，也在 心外放置的電極(未在圖4中顯示)和電極110之間測量阻抗。
現(xiàn)在參照圖5，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例的圖示軀干背心108 (圖3) 的細(xì)節(jié)的示意圖。構(gòu)憩區(qū)干背心108以包括分布^ffi力點(diǎn)，其可與電極110符 合。然而，這樣的f袷是為了方便，并且不是基本的。該壓力點(diǎn)124 M^軟 的齒槽126連接，具有預(yù)定的自由度。齒槽126導(dǎo)劍區(qū)干背心108更緊密地符 合胸部114的幾何開鄰(圖4)。軀干背心108包括至少一個^fi傳自128， 該位置傳自128是包括電極110的坐標(biāo)系統(tǒng)中的參照點(diǎn)。參照共同受讓的美 國專利申請公開No. 2004/0068178中的位置系統(tǒng)，教導(dǎo)了這樣的^S傳感器的 使用，其公開作為參考結(jié)合于此。iiS傳感器128使得電極110的位量在醫(yī)療 過程期間能夠!戯跟宗、并且艦差異計算能夠被關(guān)聯(lián)到心臟內(nèi)的電極。傳感器 128的位置不是基本的，只要電極110會的多相對于心臟內(nèi)各點(diǎn)方爐?，F(xiàn)在參照圖6，其是根據(jù)本發(fā)明的可替換的實施例的用于關(guān)聯(lián)心內(nèi)膜和心
夕卜膜圖的方法的流程圖。在圖6中描述的許多過程步驟柳醉是示例性的，并
且倉嫩改變，這將對本領(lǐng),術(shù)人員來說是明顯的。
在開始步驟130，膽穿±|區(qū)干背心108，并JJ^接至啦制處理器28 (圖 3)。如社面提至啲美國專利申請公開No. 2003/0120163中描述的，獲取了體 表心外膜電子圖。
在步驟132，將導(dǎo)管插入心臟，并且相對于^頓軀干背心108 (圖3)上的 電極110，獲取了有限阻抗圖。典型地，少量的點(diǎn)如心內(nèi)膜點(diǎn)118、 120、 122 (圖4) IM以獲取該有限阻抗圖。
在步驟134，獲得了心臟的解剖圖像。這會的多在執(zhí)行了初始步驟130和步 驟132的相同時間段期間預(yù)獲取或獲得。實際上，如果病人在計^l幾斷層成像 (CT)、心肌灌注SPECT期間，穿著體表電極的"背心"，夷口么4頓已知的技術(shù) 例如超聲成像，育^夠可選地以接近實時地獲得解剖圖像的獲取。然而，如上所 述獲取的阻抗 可能經(jīng)常足以發(fā)展出通常的身術(shù)莫型，并且還從通常的身體 模型發(fā)展出病人特定的模型。
在步驟136，應(yīng)用在上面提到的美國專利申i青公開No. 2003/0120163中描 述的矩陣求解技術(shù)，在心動周期中的不同點(diǎn)確定了心內(nèi)膜點(diǎn)118、 120、 122和 針電極110之間的電導(dǎo)，以生成卩鵬圖。
在步驟138，在開始步驟130和步驟132中產(chǎn)生的圖被組合，并與在步驟 134中獲得的解剖圖像配準(zhǔn)。該步驟將體表圖轉(zhuǎn)換為具體的組合心內(nèi)膜圖。
步驟140是可選的。在一些應(yīng)用中，獲得關(guān)于心臟腔室的部分信息是重要 的。在步驟140中，圖被分害似產(chǎn)生一個或更多區(qū)域圖。用于分割圖像并產(chǎn)生 部分 的圖像處理技術(shù)在本領(lǐng)域中是^^周知的，并且ftf可適合的方法可以 應(yīng)用于該步驟。
在步驟142，通常地開艦心臟的消融治療，然后，在步驟144，通過重 復(fù)在開始步驟130和步驟132、 136、 138中描述的繪圖和處理，M獲得新的 詳細(xì)心內(nèi)膜圖來銜正消融。用于評估消融的技術(shù)是已知的，并且在例如共同受 讓的申請No. 11/357,512，題目為"M定步的損害評估(Lesion Assessment by pacing)"中描述，其公開作為參考結(jié)合于此。
在最后的步驟146，通過一次或更多次上面詳述的過程，獲得了在開始步 驟130中描述的新的體表心外膜電子圖。然后，使用相同的解剖圖像和在步驟
132和134中獲得的有限卩鵬圖，來產(chǎn)生了一幅頓多新的結(jié)合的心內(nèi)膜亂 用于長期監(jiān)視。如上面提到的，新的圖能夠可選地分割。雖然在準(zhǔn)備第一電子 圖時，背心的各電極通常將不與它們的位置f拾，但是不論如何該過程是有效 的，只要能夠確定背心電極相對于心內(nèi)點(diǎn)的相賴體。 一般操作
現(xiàn)在參照圖7，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例的進(jìn)一步圖示參照圖6描述 的方法的實現(xiàn)細(xì)節(jié)的示意圖。示出了贈148的胸部的咅艦圖，穿著具有電極 152的多電極胸部面板150。心臟內(nèi)導(dǎo)管154方^g在心臟腔室156內(nèi)。導(dǎo)管154 具有位置傳感器158和多個電極160。發(fā)生器162刺激電極160。信號在電極152 被檢測并被傳導(dǎo)至接收器164。鏈接至贖收器164的處理器166然后確定腔室 156和電極152之間的電導(dǎo)，并產(chǎn)生有限心內(nèi)膜電導(dǎo)圖。將意識到與電極152 的數(shù)量相比，相對少的電極160，并且因此相對少的心臟內(nèi)的點(diǎn)被用來獲得電 導(dǎo)或阻抗測量。
現(xiàn)在能夠在從腔室156的心內(nèi)膜表面上的點(diǎn)168劃寸出來的信號和由電極 152接收的信號之間^lz:矩陣關(guān)系。在導(dǎo)管插入過程期間參照位置傳感器158， 確定了點(diǎn)168的精確的相對位置。M反轉(zhuǎn)矩陣，使用下面和在上面提到的文 獻(xiàn)(Rudy等人的)中公開的各種技術(shù)， 一旦在電極152處的信號已知，就可 以在點(diǎn)168處計算腔室156內(nèi)的電位。M:在心動周期和呼吸周期期間的不同 的時間以及再次在收回導(dǎo)管之后執(zhí)行該計算，能夠生成腔室156的時間變化的 心內(nèi)膜電子圖。通過湖糧多電極胸部面板中的信號以及將它們用作為相同調(diào)整 的矩陣的系數(shù)并重復(fù)矩陣反轉(zhuǎn)、或直接將它們施加至IJ之前反轉(zhuǎn)的矩陣，就能夠 在將來的時間段重新生成該圖。
該方法因此涉及來自導(dǎo)管的頂端的信息綜合。首先，將測量的心內(nèi)膜電位 添加到導(dǎo)聯(lián)場矩陣(有時候稱為"觀懂的導(dǎo)聯(lián)場矩陣")的各元素。其次，{頓 在導(dǎo)管的頂端和背心的電極之間得到的阻抗測量來更新導(dǎo)聯(lián)場矩陣。當(dāng)導(dǎo)管被 移動時，它的健被連續(xù)i腿跟宗，為心內(nèi)膜電位和導(dǎo)聯(lián)場矩陣積聚了更多測量。 這些測量IM以搏腿地M導(dǎo)聯(lián)場矩陣的反轉(zhuǎn)求解。
粒從腔室156的心內(nèi)膜表面上的點(diǎn)168對寸的信號和由電極152接收的 信號之間的可靠線性矩陣關(guān)系，對獲得不時旨,重新生成并與之前的實例進(jìn)行
比較的適當(dāng)心內(nèi)膜(或心外膜)電子圖是基本的。己知為"反演問題，的這個問 題在固有地存在空間不定性方面已知是復(fù)雜的。在過去，施加到心內(nèi)膜電位的 數(shù)學(xué)過程趨于產(chǎn)生差的圖像射jf率。在使用心外膜電位求解反演問題交付了合 理的結(jié)果時，應(yīng)用到心內(nèi)膜會導(dǎo)致涂抹的圖像。該問題還被在病人中變化的心 臟肌肉的纖維結(jié)構(gòu)而一一步復(fù)雜。處理這個需要張量阻抗模型，其不能容易地
從MRI或CT掃描估計。 正演問題
"正演問題"魏于給定的電源分布，在具有給定的電的和介電的特性(傳 導(dǎo)率)的介質(zhì)中發(fā)現(xiàn)電位的過程。該問題導(dǎo)致具有唯一解的統(tǒng)性矩陣方程
<formula>formula see original document page 15</formula> (i)
其中A是傳遞矩陣(導(dǎo)聯(lián)場矩陣)，X是電流源或心內(nèi)膜或心夕卜膜電位或跨膜
電位，以及5是在體表背心湖糧的電位的陣列，即體表電位圖。 基于模型的方法
在一種方法中，特征化了普通的人體組織傳導(dǎo)率和MR/CT模型的分割。 使用有限元素方法(FEM)解算器計算了導(dǎo)聯(lián)場矢巨陣。機(jī)械或電子模型具有一 些自由度5tt示影響矩陣A的關(guān)鍵因素G)，艮口， <formula>formula see original document page 15</formula>(2)
關(guān)鍵因素(？)能夠是器官的幾何位置或大小，以^H察域內(nèi)的各種組織 的比例。器官和組織的傳導(dǎo)率在個體病人中不同。例如，光纖方向影響心肌中 的傳導(dǎo)率張量的方向。通過特征化在導(dǎo)聯(lián)場矩陣中反映的這些差異來改進(jìn)并完 成病人特定的1iM。
通過注入的信號完成的測量被用以最優(yōu)化關(guān)鍵因素(？)，使得FEM角軒去 變?yōu)?br> <formula>formula see original document page 15</formula> (3)
其中力是注入到導(dǎo)管中的電流，該導(dǎo)管放置在位置？處(在參照坐標(biāo)系中，
在該時間接地)。；。)是點(diǎn)源、—的由FEM解算器計算的阻抗矩陣。對于一
組機(jī)械的或電子的模型參數(shù)G)，值&是指示接收位置組中所觀糧的電壓的
向量。測量可以是阻抗測量?？商鎿Q地，它們可以是基于來自電偶的各信號的
導(dǎo)聯(lián)場矩陣的測量。這樣的偶極可以通過在導(dǎo)管中M5:兩個相鄰的電極之間的
差別來產(chǎn)生。如果各電t腿當(dāng)?shù)嘏帕?，那么偶極會,在三個正交方向中定向。
由方程4給出了用于觀懂的卩鵬("的最優(yōu)化。 》=argM"Zl2訓(xùn)麗廣^^她,(到l2 (4).
用于該組參數(shù)(？)的選擇包括器官大小、傳導(dǎo)率、光纖方向以及各向異性比 率。已知的最優(yōu)化搜索算法能夠用以確定用于該組參數(shù)(？)的值，例如遺傳 算法、仿真退火、以及神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)或其混合。在D.Farina、 O.Skipa、 C.Kaltwasser、 0.D6ssel和W.RBauer的"基于最優(yōu)化的心臟去極化重建(Optimazation-based reconstruction of depolarisation of the heart) ，， (Proc. Computer in Cardiology,芝 加哥，美國，2004， 31， 129-132)中公開了這樣的最優(yōu)化的示例。
當(dāng)施加到導(dǎo)聯(lián)場矩陣時，偶極產(chǎn)生的電^到與單電壓源相同的作用。在 一些情況下，將心臟電活動描述為一組在心ULh傳播的偶極是更方便的，在該 心肌中，密度和方向參數(shù)隨著心動周期變化。
使用該組參數(shù)G)，會嫩校準(zhǔn)FEM牛IM，以便精確地，病人的解剖結(jié) 構(gòu)。從心臟內(nèi)部產(chǎn)生信號給出關(guān)于心肌的屬性的重要信息，即關(guān)于光纖方向的 假設(shè)的正確性。該信號也能夠展現(xiàn)其它的診斷信息。缺血的、疤痕和擴(kuò)張相關(guān) (stent-related)組織可以具有原理正常傳導(dǎo)率的顯著偏差。該方法的增加的好 處是心肌阻抗的視覺圖，其自身可以具有診斷價值。另外地或可替換地，導(dǎo)管 可以心外放置，并且信號注入的方法施加到心外導(dǎo)聯(lián)。當(dāng)以這種方式執(zhí)行該過 程時，可以基于外部的讀數(shù)，來生成心臟的心外膜的電子圖。以下的討論關(guān)注 于心內(nèi)膜圖生成，但已作必要的修正，可應(yīng)用到心外膜圖生成。如果期望，在
此公開的原理，可以應(yīng)用到M:將涉及心夕卜膜電位的矩陣轉(zhuǎn)換到心內(nèi)膜信號。
可替換地，電流能夠通過兩個相鄰的心內(nèi)電極注入，因此模擬電流偶極。 以這種方式，導(dǎo)聯(lián)場矩陣A的一磐巨陣元素f詢多直接測量。該過程肯嫩用以更 新原始的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，或它育嫩用以構(gòu)建導(dǎo)聯(lián)場矩陣A而不用倒可MRI或CT 組。在任一情況下，4頓這樣的信號產(chǎn)生了體表電位圖(BSPM)，該信號 4OT注入的電流而不使用從生物電源出現(xiàn)的電流偶極。
對反演問題的數(shù)學(xué)求角科皮呼吸劣化。這倉,Mil門f空在呼吸周期中的一個 點(diǎn)(例如結(jié)束呼氣)處的數(shù)據(jù)收集而最小化。但是所期望的是，齡呼吸周期
中的數(shù)據(jù)，以及構(gòu)建依賴呼吸的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，對于呼吸周期的相位來校正該導(dǎo) 聯(lián)場矩陣。當(dāng)完成這個時對反演問題的求解的質(zhì)量改進(jìn)相當(dāng)多。
發(fā)明人已經(jīng)公開了如何克服矩陣反轉(zhuǎn)中固有的技術(shù)困難。M:將不同組合 的信號典型地注入到位于心臟腔室中的相對少的源中，并且測量在接收點(diǎn)的信 號，而能夠一列一列精確地確定導(dǎo)聯(lián)場矩陣。使用與矩陣中存在的未知系數(shù)一 樣多的心臟內(nèi)電極的不同組合，來重復(fù)該計算。當(dāng)然，系數(shù)的數(shù)量依賴于心臟 內(nèi)的源和外部的導(dǎo)聯(lián)的數(shù)量。
如果4頓了多電極導(dǎo)管，例如PENTARAY，高密度繪圖導(dǎo)管(從Biosense Webster公司可得)，當(dāng)導(dǎo)管固定時，在許多點(diǎn)測量了心內(nèi)膜電位。這允許軀干 背心測量快速地完成。
現(xiàn)在參照圖8，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例的圖示用于展開正向矩陣的 技術(shù)的圖示。在圖8的上部中的矩陣表格182中圖示了方程1。 ^f頓心臟184 的腔室內(nèi)的兩個或更多的源例如電極160 (圖7)，注入了電子信號。如圖8的 上部中圖示的，該信號表示為向量186,其對應(yīng)于圖的上部中的向量188。表 示為向量190、并X寸應(yīng)于圖的上部中的向量192的多個卩m測量，在各源和身區(qū) 干194的多條外部導(dǎo)駒列如電極152 (圖7)之間得到。這允許粒導(dǎo)聯(lián)場矩 陣198的一列196。在圖8的示例中，列196是導(dǎo)聯(lián)場矩陣198的^&列200。 通過重復(fù)地改變源信號的位置，或在多元件繪圖導(dǎo)管的情況中變化源信號的組 合，而創(chuàng)建并求解了矩陣方程。同時，以極大的精度確定了導(dǎo)聯(lián)場矩陣198的 系數(shù)，噪聲由相對大幅度的SA信號淹沒。
現(xiàn)在參照圖9，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例的圖示戰(zhàn)用于M信號注 入來確定觀懂的導(dǎo)聯(lián)場矩陣的方法流程圖。在初始步驟202，通過應(yīng)用軀干背 心、和插入鏈接到位置傳繊例如系統(tǒng)106 (圖3)的心臟繪圖導(dǎo)管，來使病 人做準(zhǔn)備。期望繪圖導(dǎo)管具有多個電極。當(dāng)會嫩4OT足夠的源時，當(dāng)不用在心 臟內(nèi)額外導(dǎo)航導(dǎo)管時這加速該過程。需要得到以便確定導(dǎo)聯(lián)場矩陣的領(lǐng)糧的數(shù) 量被記錄。
接下來，在步驟204，選擇了至少兩個心臟內(nèi)源導(dǎo)聯(lián)的組合。借助系統(tǒng)106 的位置處理工具，精確得知這些源相對于心鵬賴啲參照特征的j體。
如對本領(lǐng)嫩術(shù)人員明顯的是，在步驟204中，也可以{頓單極導(dǎo)聯(lián)，同 時在導(dǎo)聯(lián)場矩陣的計算中進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整。
接下來在步驟206， j頓電流源插入電子信號以創(chuàng)建電偶。用于該信號的 合適的值在l-100kHz為l-10mA。該信號可以是疸電壓或恒電流信號。
接下來在步驟208，記錄了在步驟206中選擇的源導(dǎo)聯(lián)和^^軀干背心的 導(dǎo)聯(lián)之間的阻抗測量。可以使用共同受讓的美國專利申請公開 No.2007/0060832，題目為"艦阻抗檢測(Detection of skin Impedance)"的技 術(shù)來測量阻抗，在ltkil過弓間并入該申請公開。在i頓電偶的實施例中，在軀 干背心導(dǎo)聯(lián)確定了偶極位置和方向。
現(xiàn)在控制進(jìn)行到判定步驟210，其中確定是否需要更多的測量。如果在決 定步驟210的確定是肯定的，那么控帝腿回到步驟204 ^i^擇另一個源。
如果在決定步驟210的確定是否定的，另P么控制進(jìn)行到最后步驟212。矩 陣方程被求解并且導(dǎo)聯(lián)場矩陣值l^艮告。
如上面提到的，圖8和圖9中描述的測量相對于呼吸周期被門控。此外， 它們相對于心動周期被門控。通過在周期中的不同點(diǎn)重復(fù)觀糧，能夠以倒可期 望的時空分辨率，來獲得時間變化的病人特定的導(dǎo)聯(lián)場矩陣組。
將從有限元素模型的考慮回想起參數(shù)最優(yōu)化是必須的。在執(zhí)行最后的步驟 212之后，并且一旦可靠的導(dǎo)聯(lián)場矩陣可用，就能夠應(yīng)用最優(yōu)化算纟妹在方程 3中建立符合實際導(dǎo)聯(lián)場矩陣的參數(shù)G)，同時大大地減少了最終的病人特定 的有限元素模型中的模型錯誤。然后有更大的信心來能夠展開反演問題的求 解。最后，肯的多從少量最初的心臟內(nèi)測量產(chǎn)生描繪病人的心臟中的電生理學(xué)的 接近完美的圖像，而沒有由呼吸周期引起的偽像。會嫩不時地重復(fù)這些"4D"圖 像例如來評估治療。應(yīng)當(dāng)注意到，在隨后的時間段中的接收點(diǎn)不需要與原始時 間段中的接收點(diǎn)相同，只有例如通過參照坐標(biāo)系，它們相對于原始傳輸點(diǎn)或原 始接收點(diǎn)的相對位置是可識另啲。將反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣應(yīng)用到新的接收點(diǎn)保持 有效。
實施例3<formula>formula see original document page 18</formula>
(5)
方程5中的符號與方程4相同。由方程4描述的基于模型的最優(yōu)化技術(shù)， 現(xiàn)在直接應(yīng)用來確定反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣；i ，而不用明確地計算導(dǎo)聯(lián)場矩陣自身。
實施例4
現(xiàn)在參照圖10，其是根據(jù)本發(fā)明的公開實施例的用于開發(fā)3維病人特定 的心臟電解剖模型的方法的功能方框圖。該功能圖能夠艦規(guī)范化系統(tǒng)106 (圖 3)并應(yīng)用上面參照實施例1、 2、 3公開的技7(^，、以及^頓參照圖9描 述的方^^實現(xiàn)。
最初，在功能組216中使用傳統(tǒng)的3維解剖成像模態(tài)，來準(zhǔn)備3維解剖的 病人模型214，這與步驟134 (圖6)類似，但通常延伸到心臟自身之外的胸部 器官和組織。功能組218展開了在具有對象的身體中具有已知的坐標(biāo)的電子信 號的矩陣，其在功能塊219中與模型214合并。
在功能組220中，如在實施例l中描述的在心臟導(dǎo)管插入期間產(chǎn)生了電子 解剖圖。該圖可以j頓CARTO XP EP導(dǎo)航和消融系統(tǒng)(從Biosense Webster 公司，3333 Diamond Canyon Road Diamond Bar, CA 91765可得)獲得。
在導(dǎo)管插入期間，在功能組222中應(yīng)用了參照圖9描述的方法。在功能塊 224中計算了觀糧阻抗陣列。該P(yáng)車列在塊226中應(yīng)用。該陣列用以艦功能i央 226的模型214，因此影響模型228。模型228然后l細(xì)以在功育旨塊230中求解 反演問題和最優(yōu)化FEM參數(shù)(方程3、 4、 5)。典型地，以下描述的反演問題 可以在經(jīng)由功能組222的數(shù)據(jù)的影響之前，最初在塊230中求解，并且在功能 塊232中產(chǎn)生了最初的電子解剖圖像。在最初的求解中，在功能塊232中可以 開發(fā)初步的心內(nèi)膜電位以及可選的心外膜電位的電子解剖圖像組。隨后，在包 括功能組222的好處后，在功能塊234中生成了艦的圖像。由功能組222提 供的數(shù)據(jù)的另一效果是，在功能±央236中計算導(dǎo)聯(lián)場矩陣。這可以重復(fù)地與在 功能塊224中觀糧的矩陣比較，并應(yīng)用來4頓用來求解方程3、 4、 5的最優(yōu)化 算絲鵬麗。
圖10中描述的系統(tǒng)操作會,M確定呼吸參數(shù)《t)，用以確定在心動周期 cc(t)期間導(dǎo)聯(lián)場矩陣對運(yùn)動的依賴。該技術(shù)最終加速了導(dǎo)管插入過程，改進(jìn)了 心律不齊和f贖形成的診斷，并改進(jìn)了介入治療的結(jié)果。
反演問題
{頓圖6和圖7中描述的方法和系統(tǒng)的主要目的在于，基于少量心臟內(nèi)電 位和許多體表測量計算心肌中的電源，其已知為"反演問題'。在方程1中，測 量的信號S是己知的。如上戶，，導(dǎo)聯(lián)場矩陣A可以M使用病人的MRI或 CT掃描求解幾個正演計算來計算。然后描述源的向量；從下面的方程確定
A一1 . S = S (6)
數(shù)學(xué)地，發(fā)現(xiàn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣A的反轉(zhuǎn)A-'是必要的。不幸的是，該問題是不 適定(ill-posed)的。矩陣A具有非零的零空間，艮卩能夠發(fā)現(xiàn)不同的向量S， 其屬于該零空間并導(dǎo)致小于噪聲的電位S 。向量^和零空間外的向量的每個線 性組合導(dǎo)致相同的電位^ ,并且因此是方程1的解。此外，由于未知的個體的 傳導(dǎo)率，矩陣A的系數(shù)具有一些不確定。
規(guī)則化的求解
規(guī)則化是廣泛描述的用于反演問題的方法，其中丟棄了反轉(zhuǎn)的零空間。最 通常使用的方法是具有為零的Tikhonov新因子的Tikhonov規(guī)則化，其選擇具 有最小范數(shù)(最小可能的源)的解。
當(dāng)根據(jù)，各方法確定導(dǎo)聯(lián)場效應(yīng)時，有兩種主要因子改進(jìn)反轉(zhuǎn)的質(zhì)量。 第一，由于注入信號的幅度而改進(jìn)了信噪比。ECG跨膜電位在10mV的數(shù)量 級并且持續(xù)時間相對短，而生成的信號在伏的數(shù)量級并且持續(xù)時間長的多。因 此，平均技術(shù)會,用以進(jìn)一步提高信噪比。幅度的兩個數(shù)織的鵬容易實現(xiàn)。 這允許較少能量的特征值有意義地參與到解中，并且最后改進(jìn)觀察的心內(nèi)膜電 位的可靠性。第二，當(dāng)^頓更大量的心臟內(nèi)的源時，艦了矩陣的質(zhì)量。為此， 4頓多元件繪圖導(dǎo)管是期望的，以及f頓具有大量接收電極糊區(qū)干背心。
本領(lǐng)域技術(shù)人員將意識到本發(fā)明不限于以上己經(jīng)特定示出和描述的。相 反，本發(fā)明的范圍包括不在現(xiàn)有技術(shù)中的、以上描述的各種特征的組合和子組 合及其變化和修改，其可由本領(lǐng)Jl^術(shù)人員fflil閱讀之前的描述想到。
權(quán)利要求
1.一種用于生成活體對象的心臟的電子圖的方法，包括以下各步驟將探測器插入心臟的腔室中，所述探測器具有至少一個電極；從來自心臟內(nèi)的至少一個發(fā)射點(diǎn)的所述電極發(fā)射電信號；在至少一個接收點(diǎn)接收所述發(fā)射的電信號；相對于所述至少一個發(fā)射點(diǎn)定位所述接收點(diǎn)；確定所述發(fā)射的電信號和所述接收的電信號之間的函數(shù)關(guān)系；在新的接收點(diǎn)接收電生理學(xué)信號；以及將所述函數(shù)關(guān)系應(yīng)用到所述電生理學(xué)信號，以獲得心內(nèi)膜電子圖。
2. 如權(quán)權(quán)利要求的方法，其中所述函數(shù)關(guān)系是測量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
3. 如權(quán)禾腰求2戶脫的方法，還包括以下步驟 獲取ffWm的胸部的解剖圖像；4OT所述解剖圖像準(zhǔn)備所述具有各參數(shù)的胸部的有限元素模型，所述有限 元素模型具有計算的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣；以及調(diào)整所述各參數(shù)以使戶脫計算的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣符合所述測量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián) 場矩陣。
4. 如權(quán)利要求1所述的方法，還包括步驟在執(zhí)行戶，接收電生理學(xué)信號和應(yīng)用戶腿函數(shù)關(guān)系的步mt前，所述對象撤回所述探測器。
5. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述的少一個接收點(diǎn)^0Mxm外部。
6. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述的至少一個接收點(diǎn)在戶; 內(nèi)部。
7. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述的探測器具有至少兩個電極，并且鵬{頓戶脫電極的不同子集時分飾戶腿電信號，來執(zhí)行激寸電信號。
8. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述探測器具有至少兩個電極，并且通過〗OT戶，電極的不同子集頻分OT戶;M電信號，來執(zhí)行Mt電信號。
9. 如權(quán)利要求l所述的方法，其中戶，電極是單極電極。
10. 如權(quán)利要求l所述的方法，其中所述電極極電極。
11. 如權(quán)利要求i所述的方法，其中相對于所述的呼吸周期的預(yù)定相 {姊執(zhí)行戶誠魁寸電信號、接脫鄉(xiāng)的電信號、以及確定函數(shù)l系的步驟。
12. 如權(quán)利要求i所述的方法，其中相對于戶;f^f象的心動周期的預(yù)定相 位來執(zhí)行戶腿鄉(xiāng)電信號、接柳腿鄉(xiāng)的電信號、以及確定函數(shù)關(guān)系的步驟。
13. —種用于產(chǎn)生活體對象的心臟的電子圖的方法，包括以下步驟將導(dǎo)管插入心臟的腔室中，所述導(dǎo)管具有第一定位傳感器和至少一個電極；從在心臟內(nèi)的多個，點(diǎn)的所述電極發(fā)射電信號； 在所述對象外部的多個接收點(diǎn)接收戶艦激寸的電信號；相對于所述發(fā)射點(diǎn)定位所述接收點(diǎn)；確定測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，以定義所述發(fā)射的電信號和所述接收的電信號之間的線性矩陣關(guān)系；根據(jù)所述測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣來計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣； 在所述接收點(diǎn)接收電生理學(xué)信號；以及 將所述反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣應(yīng)用到所述電生理學(xué)信號，以獲取心內(nèi)膜電子圖。
14. 如權(quán)利要求所述腿的方法，其中所述定位所述接受點(diǎn)的步驟包括關(guān)聯(lián)所述接收點(diǎn)與第二位置傳感器；以及讀取所述第一位置傳感器合所述第二位置傳感器，以切丁之間的差別。
15. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中戶誠導(dǎo)管具有至少兩個電極，并且用所述電極的不同子集執(zhí)行發(fā)射電信號。
16. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中所述電極是單極電極。
17. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中所述電極單極電極。
18. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中ffl31確定所述接收點(diǎn)和所述激寸點(diǎn)的子集之間的阻抗，來執(zhí)行所述接受所述發(fā)射的電信號的步驟。
19. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中通過測量由在戶艦發(fā)射點(diǎn)的子集中生成的電偶產(chǎn)生的信號，來執(zhí)行所述接受所述發(fā)射信號的步驟。
20. 如權(quán)利要求1 所述的方法，其中相對于所述對象的呼吸周期的預(yù)定相位來執(zhí)行發(fā)射電信號，接受所述發(fā)射的電信號，確定測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣、 以及計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣的步驟。
21. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中相對于所述的心動周期的預(yù)定相位來執(zhí)行所述發(fā)射電信號、接收所述發(fā)射電信號、確定測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣、 以及計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣的步驟。
22. 如權(quán)利要求13所述的方法，還包括以下步驟獲取戶;iwm的胸部的解剖圖像；使用所述解剖圖像準(zhǔn)備所述具有各參數(shù)的胸部的有限元素模型，0M有限元素模型具有計算的導(dǎo)聯(lián)場矩陣；以及調(diào)整所述各參數(shù)以〗妙脫計算的導(dǎo)聯(lián)場矩陣f始戶艦測量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
23. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中所述計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣的步驟 包括通過移除所述反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣的零空間來規(guī)則化所述測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
24. —種用于成像活體膽中的心臟的系統(tǒng)，包括 成像設(shè)備；信號發(fā)生器；以及鏈接到穿在所^m上糊區(qū)干背心的處理器，所淑區(qū)干背心包括多個接收 器和第一位置傳感器，所述處理器鏈接到所述成像設(shè)備、所述信號發(fā)生器以及 鏈接到適于插入戶，心臟的繪圖導(dǎo)管，所述繪圖導(dǎo)管具有繪圖電極，所述處理 器操作用于讀取第一位置傳繊，以相對于戶服接收器定^0M繪圖電極，所 述處理器操作用于{妙脫信號發(fā)生器將電信號順序地發(fā)送到戶艦繪圖電極，并 且所述繪圖電極從所述心臟中的不同鄉(xiāng)點(diǎn)",地發(fā)生電信號，其中所述發(fā)射 的電信號經(jīng)由所述接收器傳遞到所述處理器，以作為接收的電信號，所述處理 器還操作用于確定湖糧的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，該觀懂的導(dǎo)聯(lián)場矩陣定義在其各自的位 置處的所述對t的電信號和所述接收的電信號之間的線性矩陣關(guān)系，根據(jù)戶脫 觀糧的導(dǎo)聯(lián)場矩陣來計算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，并應(yīng)用戶艦反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場矩陣來處理在戶，接收器接收的戶; 的電生理學(xué)信號，以根據(jù)所述電生理學(xué)信號來生成心內(nèi)膜電子圖，并且將戶，心內(nèi)膜電子圖顯示在戶皿成像設(shè)備上。
25. 如權(quán)利要求24所述的系統(tǒng)，其中戶脫繪圖導(dǎo)管具有至少兩個繪圖電極，并且戶腿信號發(fā)生器操作用于m將戶腿電信號順序地傳送給戶艦繪圖電極的不同子集，來產(chǎn)^0M^I寸的電信號。
26. 如權(quán)利要求24所述的系統(tǒng)，處理器操作用于在所述對象的呼吸周期的預(yù)定相位處確定戶;M測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
27. 如權(quán)利要求24戶腿的系統(tǒng)，處理器操作用于在戶;MX^的心動周期的預(yù)定相位處確定戶;M測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
28. 如權(quán)利要求24所述的系統(tǒng)，其中所述處理器操作用于接^BW^ 的胸部的解剖圖像，并且^ffl所述解剖圖像來準(zhǔn)備具有各參數(shù)的所述胸部的有 限元素模型，戶脫有限元素模型具有計算的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，以及調(diào)^)5脫各參數(shù)以^0M計算的導(dǎo)聯(lián)場矩陣f始戶;M測量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣。
29. 如權(quán)利要求24戶服的系統(tǒng)，其中戶服處理器操作用于通過移除戶做 反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場矩陣的零空間規(guī)則化所述測量的導(dǎo)聯(lián)場矩陣，來計算戶腿反轉(zhuǎn)的導(dǎo) 聯(lián)場矩陣。
全文摘要
通過構(gòu)建少量心內(nèi)膜點(diǎn)和使用多電極胸部面板的外部接收點(diǎn)之間的矩陣關(guān)系，來獲得了一種可靠的心內(nèi)膜圖。矩陣的反轉(zhuǎn)產(chǎn)生允許心內(nèi)膜圖被構(gòu)建的信息。使用多電極胸部面板、將新的電信號應(yīng)用到矩陣關(guān)系、以及再次反轉(zhuǎn)矩陣以產(chǎn)生新的心內(nèi)膜電子圖，從而非侵入地獲得隨后的圖。
文檔編號A61B5/0402GK101199416SQ200710182138
公開日2008年6月18日 申請日期2007年9月6日 優(yōu)先權(quán)日2006年9月6日
發(fā)明者J·波拉思, M·巴-塔爾, Y·施瓦茨 申請人:韋伯斯特生物官能公司