專利名稱：心電圖與體表測(cè)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(píng)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(píng)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(huì)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(shí)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(dòng)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?jī)?nèi)的AT成像對(duì)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(shí)施例中，心臟的電子圖通過(guò)兩種形式獲取 一種相對(duì)較大侵 入而另一種較少侵入。在一個(gè)實(shí)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(gè)較少侵入的圖可以基于體表ECG非侵Ai也獲取?？商?換地或另外地，較少侵入的圖可以4頓心外膜的接觸探測(cè)器(如穿過(guò)胸壁插入 心包的導(dǎo)管)來(lái)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(duì)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(duì)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(guò)程。
本發(fā)明的各方面使用小量的心內(nèi)膜測(cè)量和相對(duì)大量的ECG通道，來(lái)產(chǎn)生 心內(nèi)膜電位的病人特定的時(shí)空?qǐng)D，ECG M作為體表電位圖而獲取。此外，能 夠估計(jì)時(shí)空的心內(nèi)膜圖。
例如，本發(fā)明的方法可以用于跟m過(guò)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(cè)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(shí)施例提供一種用于生成活體對(duì)象的心臟電子圖的方法，其通過(guò) 將探測(cè)器(如導(dǎo)管)插入心臟腔室中來(lái)執(zhí)行。該探測(cè)器具有至少一個(gè)電極，并 可以配M第一位置傳感器。電信號(hào)從來(lái)自心臟內(nèi)的至少一個(gè)^M點(diǎn)的該至少 一個(gè)電極mt，并且在至少一個(gè)接收點(diǎn)接收。典型地，存在多個(gè)對(duì)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(duì)于鄉(xiāng)點(diǎn)定位接收點(diǎn)、 以及計(jì)算劃寸的電信號(hào)和接收的電信號(hào)之間的函數(shù)關(guān)系(如線性矩陣關(guān)系)來(lái) 執(zhí)行。該計(jì)算可以通過(guò)確定測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣(lead field matrix)、以M31從 測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣來(lái)執(zhí)行，該測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣定義發(fā) 射的電信號(hào)和接收的電信號(hào)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(chǎng)矩陣而不用明確地計(jì)算觀懂的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(hào)、并將反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣應(yīng)用到該電生理學(xué)信號(hào)以獲 取心內(nèi)膜電子圖來(lái)執(zhí)行。
在該方法的一個(gè)方面中，通過(guò)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(lái)使接收點(diǎn)相對(duì)于發(fā)射 根據(jù)該方法的另一方面，導(dǎo)管具有至少兩個(gè)電極，電信號(hào)從電極的不同子
集，。mt的信號(hào)可以是時(shí)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(gè)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(hào)。 在該方法的另一方面中，相對(duì)于m的呼吸周期的預(yù)定相位，執(zhí)行發(fā)射電
信號(hào)、接收發(fā)射的電信號(hào)、確定測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣、以及計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣。
在該方法的另一方面中，相對(duì)于皿的心動(dòng)周期的預(yù)定相位，執(zhí)行皿電 信號(hào)、接收劃寸的電信號(hào)、確定測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣、以及計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩 陣。
該方法的一個(gè)方面包括獲取胸部的解剖圖像、使用該解剖圖像來(lái)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(jì)算的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣符合 測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣。
該方法的另一方面，通過(guò)調(diào)節(jié)測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣來(lái)計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩 陣。通過(guò)移除反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的零空間來(lái)實(shí)現(xiàn)規(guī)則化。
本發(fā)明的其它方法樹(shù)共用于實(shí)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(hào)，并且在其中
圖1是用于關(guān)聯(lián)多個(gè)電子心臟圖的系統(tǒng)的高級(jí)圖，該電子心臟圖根據(jù)本發(fā) 明公開(kāi)的實(shí)施例來(lái)構(gòu)造和實(shí)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(shí)施例來(lái)構(gòu)造和操作；
圖4是根據(jù)本發(fā)明公開(kāi)實(shí)施例的簡(jiǎn)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(kāi)的實(shí)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(kāi)的實(shí)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(kāi)的實(shí)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(kāi)的實(shí)施例的圖示用于求解正向矩陣問(wèn)題的技術(shù)
圖9是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)的實(shí)施例的用于通過(guò)信號(hào)注入來(lái)確定導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣 的方法的流程圖；以及
圖10是根據(jù)本發(fā)明公開(kāi)的實(shí)施例的用于開(kāi)發(fā)3維病人特定的心臟電解剖 模型的功能灘圖。
具體實(shí)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(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員明顯的是在沒(méi)有這些具體細(xì)節(jié)的情況下可實(shí)施本發(fā)明。在其 它實(shí)例中，^^f周知的電力、控制邏輯、以及傳統(tǒng)算法和過(guò)程的計(jì)算機(jī)程序指 令的細(xì)節(jié)，沒(méi)有詳細(xì)地示出以便不必要地模糊本發(fā)明。
實(shí)施例1
現(xiàn)在轉(zhuǎn)到附圖，首先參照?qǐng)D1，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)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(cè)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(guó)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(kāi)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(kāi)作為參考結(jié)合于此。例如，美國(guó)公開(kāi)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(dòng)的傳感器、以及用于確定導(dǎo)管相 對(duì)于外部施加磁場(chǎng)的^S的小型線圈。^ffl這種導(dǎo)管，會(huì)巨夠通過(guò)確定在多個(gè)位 置處的電活動(dòng)以及確定Ml置的空間坐標(biāo)，來(lái)在短的時(shí)間段內(nèi)從一鄉(xiāng)M樣的點(diǎn)
收集麵。
現(xiàn)在參照?qǐng)D2，其是導(dǎo)管22 (圖l)的實(shí)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(cè)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(hào)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(cè)量遠(yuǎn)場(chǎng)電信號(hào)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(gè)^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(hào)。在一些實(shí)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(shí)施例在上面提到的美國(guó)專利 No.6,892,091中進(jìn)一步描述。
再次參照?qǐng)Dl，導(dǎo)管22的遠(yuǎn)端44的電極和換能器iM:電纜58，經(jīng)過(guò)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(hào)傳輸?shù)綄?dǎo)管22的信號(hào)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(gè)單元。然而，它可 以實(shí)現(xiàn)為多個(gè)用以執(zhí)行在此描述的不同的處理任務(wù)的處理設(shè)備?？刂铺幚砥?8 確定導(dǎo)管22相對(duì)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(dòng)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(dòng)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(huì),是CARTO XP EP導(dǎo)航和消S^、統(tǒng)，從Biosense Webster 公司(Diamond Canyon路3333號(hào)，Diamond Bar， CA 91765，美國(guó))可得， 適當(dāng)?shù)匦薷囊詫?shí)現(xiàn)以下進(jìn)一步詳細(xì)公開(kāi)的本發(fā)明的某^f寺征。
在本發(fā)明的一些實(shí)施例中，^ffl多個(gè)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(gè)體表電極31，該領(lǐng)域已知的是當(dāng)使用非侵入技 術(shù)時(shí)，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(guó)專利申請(qǐng)公開(kāi)No.2004/0015194; Sippensgroenewegen的美國(guó)專利申請(qǐng)公開(kāi)No.2001/0056289;互聯(lián)網(wǎng)上公開(kāi)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(duì)象內(nèi)。例如，它們可以是暫時(shí)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(cè)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(wú)論如何，術(shù)語(yǔ)"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(lái)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(shí)施例中，M將 心夕卜膜電子圖簡(jiǎn)單地在視覺(jué)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(guó)專利No. 6,650,927中公開(kāi)了在一個(gè)實(shí)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(jiǎn)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(qǐng)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(kāi)的方法，肖g夠
執(zhí)《m些圖的配7隹。
實(shí)施例2
現(xiàn)在參照?qǐng)D3，其是根據(jù)本發(fā)明的實(shí)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(gè)電極110，典型地大約在125到250個(gè)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(shù)共電位的 測(cè)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(cè)的電子電路，如在2005年1月7日 提交的美國(guó)專利申請(qǐng)11/030,934中描述的，該申請(qǐng)轉(zhuǎn)讓給本專利申請(qǐng)的受讓人， 并且其公開(kāi)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(cè)量，產(chǎn)生其之間的函數(shù)關(guān)系。在一個(gè)實(shí)施例中，該M是線性多 維系數(shù)矩陣，在此稱為導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣。然后粒矩陣的反轉(zhuǎn)，例如在(YoramRudy 等人的)美國(guó)專利申請(qǐng)公開(kāi)No. 2003/012163中描述的，其公開(kāi)作為參考結(jié)合 于此。在該公開(kāi)內(nèi)容中，反辦巨陣對(duì)應(yīng)于心外膜電位。然而在系統(tǒng)106中，矩 陣的反轉(zhuǎn)對(duì)應(yīng)于心內(nèi)膜的電導(dǎo)，其對(duì)于現(xiàn)有技術(shù)是先進(jìn)的。在過(guò)去，還不可能 可靠地評(píng)估外部測(cè)量和心內(nèi)膜電位之間的傳遞函數(shù)。這是因?yàn)殡妶?chǎng)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(gè)體中變化?？商鎿Q 地，在系統(tǒng)106的一些實(shí)施例中，導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(chǎng)矩陣的反轉(zhuǎn)。
可以只《頓一個(gè)。、內(nèi)的點(diǎn)。接收點(diǎn)或多個(gè)接收點(diǎn)旨嫩W^內(nèi)部^卜部。 例如， 一個(gè)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?qǐng)D4，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)施例的顯示軀干背心108的胸部 114以及分布在胸部周?chē)碾姌O110的簡(jiǎn)化剖視圖。圖4也顯示右心房116， 并且包括三個(gè)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(cè)量。在一些實(shí)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(cè)量阻抗。
現(xiàn)在參照?qǐng)D5，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)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(kāi)鄰(圖4)。軀干背心108包括至少一個(gè)^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(guó)專利申請(qǐng)公開(kāi)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(kāi)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(guò)程期間能夠!戯跟宗、并且艦差異計(jì)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(huì)的多相對(duì)于心臟內(nèi)各點(diǎn)方爐?，F(xiàn)在參照?qǐng)D6，其是根據(jù)本發(fā)明的可替換的實(shí)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(guò)程步驟柳醉是示例性的，并
且倉(cāng)嫩改變，這將對(duì)本領(lǐng),術(shù)人員來(lái)說(shuō)是明顯的。
在開(kāi)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(guó)專利申請(qǐng)公開(kāi)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(duì)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(huì)的多在執(zhí)行了初始步驟130和步 驟132的相同時(shí)間段期間預(yù)獲取或獲得。實(shí)際上，如果病人在計(jì)^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(shí)時(shí)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(guó)專利申i青公開(kāi)No. 2003/0120163中描 述的矩陣求解技術(shù)，在心動(dòng)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(kāi)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(gè)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(kāi)艦心臟的消融治療，然后，在步驟144，通過(guò)重 復(fù)在開(kāi)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(lái)銜正消融。用于評(píng)估消融的技術(shù)是已知的，并且在例如共同受 讓的申請(qǐng)No. 11/357,512，題目為"M定步的損害評(píng)估(Lesion Assessment by pacing)"中描述，其公開(kāi)作為參考結(jié)合于此。
在最后的步驟146，通過(guò)一次或更多次上面詳述的過(guò)程，獲得了在開(kāi)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(lái)產(chǎn)生了一幅頓多新的結(jié)合的心內(nèi)膜亂 用于長(zhǎng)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(shí)，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(guò)程是有效 的，只要能夠確定背心電極相對(duì)于心內(nèi)點(diǎn)的相賴體。 一般操作
現(xiàn)在參照?qǐng)D7，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)施例的進(jìn)一步圖示參照?qǐng)D6描述 的方法的實(shí)現(xiàn)細(xì)節(jié)的示意圖。示出了贈(zèng)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(gè)電極160。發(fā)生器162刺激電極160。信號(hào)在電極152 被檢測(cè)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(shí)到與電極152 的數(shù)量相比，相對(duì)少的電極160，并且因此相對(duì)少的心臟內(nèi)的點(diǎn)被用來(lái)獲得電 導(dǎo)或阻抗測(cè)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(lái)的信號(hào)和由電極 152接收的信號(hào)之間^lz:矩陣關(guān)系。在導(dǎo)管插入過(guò)程期間參照位置傳感器158， 確定了點(diǎn)168的精確的相對(duì)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(kāi)的各種技術(shù)， 一旦在電極152處的信號(hào)已知，就可 以在點(diǎn)168處計(jì)算腔室156內(nèi)的電位。M:在心動(dòng)周期和呼吸周期期間的不同 的時(shí)間以及再次在收回導(dǎo)管之后執(zhí)行該計(jì)算，能夠生成腔室156的時(shí)間變化的 心內(nèi)膜電子圖。通過(guò)湖糧多電極胸部面板中的信號(hào)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(lái)的時(shí)間段重新生成該圖。
該方法因此涉及來(lái)自導(dǎo)管的頂端的信息綜合。首先，將測(cè)量的心內(nèi)膜電位 添加到導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣(有時(shí)候稱為"觀懂的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(cè)量來(lái)更新導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣。當(dāng)導(dǎo)管被 移動(dòng)時(shí)，它的健被連續(xù)i腿跟宗，為心內(nèi)膜電位和導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣積聚了更多測(cè)量。 這些測(cè)量IM以搏腿地M導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(duì)寸的信號(hào)和由電極152接收的 信號(hào)之間的可靠線性矩陣關(guān)系，對(duì)獲得不時(shí)旨,重新生成并與之前的實(shí)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(wèn)題，的這個(gè)問(wèn) 題在固有地存在空間不定性方面已知是復(fù)雜的。在過(guò)去，施加到心內(nèi)膜電位的 數(shù)學(xué)過(guò)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(wèn)題交付了合 理的結(jié)果時(shí)，應(yīng)用到心內(nèi)膜會(huì)導(dǎo)致涂抹的圖像。該問(wèn)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(gè)需要張量阻抗模型，其不能容易地
從MRI或CT掃描估計(jì)。 正演問(wèn)題
"正演問(wèn)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(guò)程。該問(wèn)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(chǎng)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(jì)算了導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(gè)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(guò)特征化在導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣中反映的這些差異來(lái)改進(jìn)并完 成病人特定的1iM。
通過(guò)注入的信號(hào)完成的測(cè)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(shí)間接地)。；。)是點(diǎn)源、—的由FEM解算器計(jì)算的阻抗矩陣。對(duì)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(cè)量可以是阻抗測(cè)量?？商鎿Q地，它們可以是基于來(lái)自電偶的各信號(hào)的
導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的測(cè)量。這樣的偶極可以通過(guò)在導(dǎo)管中M5:兩個(gè)相鄰的電極之間的
差別來(lái)產(chǎn)生。如果各電t腿當(dāng)?shù)嘏帕校敲磁紭O會(huì),在三個(gè)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(guó)，2004， 31， 129-132)中公開(kāi)了這樣的最優(yōu)化的示例。
當(dāng)施加到導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣時(shí)，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(dòng)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(dòng)周期變化。
使用該組參數(shù)G)，會(huì)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(hào)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(hào)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(jué)圖，其自身可以具有診斷價(jià)值。另外地或可替換地，導(dǎo)管 可以心外放置，并且信號(hào)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(guò) 程時(shí)，可以基于外部的讀數(shù)，來(lái)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(kāi)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(hào)。
可替換地，電流能夠通過(guò)兩個(gè)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(chǎng)矩陣A的一磐巨陣元素f詢多直接測(cè)量。該過(guò)程肯嫩用以更 新原始的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣，或它育嫩用以構(gòu)建導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(hào)產(chǎn)生了體表電位圖(BSPM)，該信號(hào) 4OT注入的電流而不使用從生物電源出現(xiàn)的電流偶極。
對(duì)反演問(wèn)題的數(shù)學(xué)求角科皮呼吸劣化。這倉(cāng),Mil門(mén)f空在呼吸周期中的一個(gè) 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(chǎng)矩陣，對(duì)于呼吸周期的相位來(lái)校正該導(dǎo) 聯(lián)場(chǎng)矩陣。當(dāng)完成這個(gè)時(shí)對(duì)反演問(wèn)題的求解的質(zhì)量改進(jìn)相當(dāng)多。
發(fā)明人已經(jīng)公開(kāi)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(hào)典型地注入到位于心臟腔室中的相對(duì)少的源中，并且測(cè)量在接收點(diǎn)的信 號(hào)，而能夠一列一列精確地確定導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(lái)重復(fù)該計(jì)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(shí)，在許多點(diǎn)測(cè)量了心內(nèi)膜電位。這允許軀干 背心測(cè)量快速地完成。
現(xiàn)在參照?qǐng)D8，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)施例的圖示用于展開(kāi)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(gè)或更多的源例如電極160 (圖7)，注入了電子信號(hào)。如圖8的 上部中圖示的，該信號(hào)表示為向量186,其對(duì)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(gè)卩m測(cè)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(chǎng)矩 陣198的一列196。在圖8的示例中，列196是導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣198的^&列200。 通過(guò)重復(fù)地改變?cè)葱盘?hào)的位置，或在多元件繪圖導(dǎo)管的情況中變化源信號(hào)的組 合，而創(chuàng)建并求解了矩陣方程。同時(shí)，以極大的精度確定了導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣198的 系數(shù)，噪聲由相對(duì)大幅度的SA信號(hào)淹沒(méi)。
現(xiàn)在參照?qǐng)D9，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)施例的圖示戰(zhàn)用于M信號(hào)注 入來(lái)確定觀懂的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的方法流程圖。在初始步驟202，通過(guò)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(lái)使病 人做準(zhǔn)備。期望繪圖導(dǎo)管具有多個(gè)電極。當(dāng)會(huì)嫩4OT足夠的源時(shí)，當(dāng)不用在心 臟內(nèi)額外導(dǎo)航導(dǎo)管時(shí)這加速該過(guò)程。需要得到以便確定導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的領(lǐng)糧的數(shù) 量被記錄。
接下來(lái)，在步驟204，選擇了至少兩個(gè)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(duì)于心鵬賴啲參照特征的j體。
如對(duì)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(shí)在導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的計(jì)算中進(jìn)行適當(dāng)調(diào)整。
接下來(lái)在步驟206， j頓電流源插入電子信號(hào)以創(chuàng)建電偶。用于該信號(hào)的 合適的值在l-100kHz為l-10mA。該信號(hào)可以是疸電壓或恒電流信號(hào)。
接下來(lái)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(cè)量?？梢允褂霉餐茏尩拿绹?guó)專利申請(qǐng)公開(kāi) No.2007/0060832，題目為"艦阻抗檢測(cè)(Detection of skin Impedance)"的技 術(shù)來(lái)測(cè)量阻抗，在ltkil過(guò)弓間并入該申請(qǐng)公開(kāi)。在i頓電偶的實(shí)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(cè)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(gè)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(chǎng)矩陣值l^艮告。
如上面提到的，圖8和圖9中描述的測(cè)量相對(duì)于呼吸周期被門(mén)控。此外， 它們相對(duì)于心動(dòng)周期被門(mén)控。通過(guò)在周期中的不同點(diǎn)重復(fù)觀糧，能夠以倒可期 望的時(shí)空分辨率，來(lái)獲得時(shí)間變化的病人特定的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(chǎng)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(shí)際導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的參數(shù)G)，同時(shí)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(cuò)誤。然后有更大的信心來(lái)能夠展開(kāi)反演問(wèn)題的求 解。最后，肯的多從少量最初的心臟內(nèi)測(cè)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(méi)有由呼吸周期引起的偽像。會(huì)嫩不時(shí)地重復(fù)這些"4D"圖 像例如來(lái)評(píng)估治療。應(yīng)當(dāng)注意到，在隨后的時(shí)間段中的接收點(diǎn)不需要與原始時(shí) 間段中的接收點(diǎn)相同，只有例如通過(guò)參照坐標(biāo)系，它們相對(duì)于原始傳輸點(diǎn)或原 始接收點(diǎn)的相對(duì)位置是可識(shí)另啲。將反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣應(yīng)用到新的接收點(diǎn)保持 有效。
實(shí)施例3<formula>formula see original document page 18</formula>
(5)
方程5中的符號(hào)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(lái)確定反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣；i ，而不用明確地計(jì)算導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣自身。
實(shí)施例4
現(xiàn)在參照?qǐng)D10，其是根據(jù)本發(fā)明的公開(kāi)實(shí)施例的用于開(kāi)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(shí)施例1、 2、 3公開(kāi)的技7(^，、以及^頓參照?qǐng)D9描 述的方^^實(shí)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(lái)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(kāi)了在具有對(duì)象的身體中具有已知的坐標(biāo)的電子信 號(hào)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(shí)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?qǐng)D9描述的方法。在功能塊 224中計(jì)算了觀糧阻抗陣列。該P(yáng)車(chē)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?jí)K230中求解 反演問(wèn)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(wèn)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(kāi)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(jì)算導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(lái)4頓用來(lái)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(huì),M確定呼吸參數(shù)《t)，用以確定在心動(dòng)周期 cc(t)期間導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣對(duì)運(yùn)動(dòng)的依賴。該技術(shù)最終加速了導(dǎo)管插入過(guò)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(wèn)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(cè)量計(jì)算心肌中的電源，其已知為"反演問(wèn)題'。在方程1中，測(cè) 量的信號(hào)S是己知的。如上戶，，導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣A可以M使用病人的MRI或 CT掃描求解幾個(gè)正演計(jì)算來(lái)計(jì)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(chǎng)矩陣A的反轉(zhuǎn)A-'是必要的。不幸的是，該問(wèn)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(gè)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(gè)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(wèn)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(chǎng)效應(yīng)時(shí)，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(hào)的幅度而改進(jìn)了信噪比。ECG跨膜電位在10mV的數(shù)量 級(jí)并且持續(xù)時(shí)間相對(duì)短，而生成的信號(hào)在伏的數(shù)量級(jí)并且持續(xù)時(shí)間長(zhǎng)的多。因 此，平均技術(shù)會(huì),用以進(jìn)一步提高信噪比。幅度的兩個(gè)數(shù)織的鵬容易實(shí)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(shí)，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(shí)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(duì)象的心臟的電子圖的方法，包括以下各步驟將探測(cè)器插入心臟的腔室中，所述探測(cè)器具有至少一個(gè)電極；從來(lái)自心臟內(nèi)的至少一個(gè)發(fā)射點(diǎn)的所述電極發(fā)射電信號(hào)；在至少一個(gè)接收點(diǎn)接收所述發(fā)射的電信號(hào)；相對(duì)于所述至少一個(gè)發(fā)射點(diǎn)定位所述接收點(diǎn)；確定所述發(fā)射的電信號(hào)和所述接收的電信號(hào)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(hào)；以及將所述函數(shù)關(guān)系應(yīng)用到所述電生理學(xué)信號(hào)，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(cè)量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(jì)算的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣；以及調(diào)整所述各參數(shù)以使戶脫計(jì)算的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣符合所述測(cè)量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián) 場(chǎng)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(hào)和應(yīng)用戶腿函數(shù)關(guān)系的步mt前，所述對(duì)象撤回所述探測(cè)器。
5. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述的少一個(gè)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(gè)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(cè)器具有至少兩個(gè)電極，并且鵬{頓戶脫電極的不同子集時(shí)分飾戶腿電信號(hào)，來(lái)執(zhí)行激寸電信號(hào)。
8. 如權(quán)利要求1所述的方法，其中所述探測(cè)器具有至少兩個(gè)電極，并且通過(guò)〗OT戶，電極的不同子集頻分OT戶;M電信號(hào)，來(lái)執(zhí)行Mt電信號(hào)。
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(duì)于所述的呼吸周期的預(yù)定相 {姊執(zhí)行戶誠(chéng)魁寸電信號(hào)、接脫鄉(xiāng)的電信號(hào)、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(duì)于戶;f^f象的心動(dòng)周期的預(yù)定相 位來(lái)執(zhí)行戶腿鄉(xiāng)電信號(hào)、接柳腿鄉(xiāng)的電信號(hào)、以及確定函數(shù)關(guān)系的步驟。
13. —種用于產(chǎn)生活體對(duì)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(gè)電極；從在心臟內(nèi)的多個(gè)，點(diǎn)的所述電極發(fā)射電信號(hào)； 在所述對(duì)象外部的多個(gè)接收點(diǎn)接收戶艦激寸的電信號(hào)；相對(duì)于所述發(fā)射點(diǎn)定位所述接收點(diǎn)；確定測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣，以定義所述發(fā)射的電信號(hào)和所述接收的電信號(hào)之間的線性矩陣關(guān)系；根據(jù)所述測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣來(lái)計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣； 在所述接收點(diǎn)接收電生理學(xué)信號(hào)；以及 將所述反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣應(yīng)用到所述電生理學(xué)信號(hào)，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(chéng)導(dǎo)管具有至少兩個(gè)電極，并且用所述電極的不同子集執(zhí)行發(fā)射電信號(hào)。
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(lái)執(zhí)行所述接受所述發(fā)射的電信號(hào)的步驟。
19. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中通過(guò)測(cè)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(hào)，來(lái)執(zhí)行所述接受所述發(fā)射信號(hào)的步驟。
20. 如權(quán)利要求1 所述的方法，其中相對(duì)于所述對(duì)象的呼吸周期的預(yù)定相位來(lái)執(zhí)行發(fā)射電信號(hào)，接受所述發(fā)射的電信號(hào)，確定測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣、 以及計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的步驟。
21. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中相對(duì)于所述的心動(dòng)周期的預(yù)定相位來(lái)執(zhí)行所述發(fā)射電信號(hào)、接收所述發(fā)射電信號(hào)、確定測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣、 以及計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(jì)算的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣；以及調(diào)整所述各參數(shù)以〗妙脫計(jì)算的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣f始戶艦測(cè)量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣。
23. 如權(quán)利要求13所述的方法，其中所述計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的步驟 包括通過(guò)移除所述反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的零空間來(lái)規(guī)則化所述測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(hào)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(gè)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(hào)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(duì)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(hào)發(fā)生器將電信號(hào)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(hào)，其中所述發(fā)射 的電信號(hào)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(hào)，所述處理 器還操作用于確定湖糧的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣，該觀懂的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣定義在其各自的位 置處的所述對(duì)t的電信號(hào)和所述接收的電信號(hào)之間的線性矩陣關(guān)系，根據(jù)戶脫 觀糧的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣來(lái)計(jì)算反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣，并應(yīng)用戶艦反轉(zhuǎn)的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣來(lái)處理在戶，接收器接收的戶; 的電生理學(xué)信號(hào)，以根據(jù)所述電生理學(xué)信號(hào)來(lái)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(gè)繪圖電極，并且戶腿信號(hào)發(fā)生器操作用于m將戶腿電信號(hào)順序地傳送給戶艦繪圖電極的不同子集，來(lái)產(chǎn)^0M^I寸的電信號(hào)。
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(duì)象的呼吸周期的預(yù)定相位處確定戶;M測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(dòng)周期的預(yù)定相位處確定戶;M測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(lái)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(jì)算的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣，以及調(diào)^)5脫各參數(shù)以^0M計(jì)算的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣f始戶;M測(cè)量的反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)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(guò)移除戶做 反轉(zhuǎn)導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣的零空間規(guī)則化所述測(cè)量的導(dǎo)聯(lián)場(chǎng)矩陣，來(lái)計(jì)算戶腿反轉(zhuǎn)的導(dǎo) 聯(lián)場(chǎng)矩陣。
全文摘要
通過(guò)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(lái)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(hào)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(hào)A61B5/0402GK101199416SQ200710182138
公開(kāi)日2008年6月18日 申請(qǐng)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(qǐng)人:韋伯斯特生物官能公司