相關(guān)申請的交叉引用

該申請要求于2014年9月26日提交的并且題為“navigationofobjectswithinthebody”的美國臨時專利申請no.62/056214的優(yōu)先權(quán)，其通過引用以其整體并入本文。

本公開涉及身體內(nèi)的物體的導(dǎo)航。

背景技術(shù)：

這個部分提供與本公開相關(guān)的背景信息，未必是現(xiàn)有技術(shù)。

導(dǎo)航系統(tǒng)能夠定位體積內(nèi)的物體。例如，導(dǎo)航系統(tǒng)可以被用于在過程(諸如，外科手術(shù)過程)期間跟蹤儀器。各種系統(tǒng)(包括電磁系統(tǒng)、光學(xué)系統(tǒng)、磁系統(tǒng)、聲系統(tǒng)等)可以被用于跟蹤儀器。然而，現(xiàn)有技術(shù)趨向于不足夠準確或者不能實現(xiàn)實時應(yīng)用。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本公開涉及導(dǎo)電體積內(nèi)的物體的定位。

作為一個示例，一種系統(tǒng)，包括：多個傳感器，被配置為在分布在導(dǎo)電體積的外表面上的位置處感測電活動，其中多個傳感器中的每個傳感器相對于空間坐標系的位置被預(yù)先確定并作為幾何形狀數(shù)據(jù)被儲存在存儲器中。源電極位于導(dǎo)電體積內(nèi)的待確定位置處。信號發(fā)生器用于向源電極供應(yīng)與源電壓對應(yīng)的電能，該電能生成電場。位置計算器被配置為通過使針對多個傳感器中的多對傳感器確定的源電壓之間的差異最小化來計算源電極的位置?；诙鄠€傳感器中的每一個相應(yīng)傳感器的響應(yīng)于對應(yīng)電場的傳感器測量結(jié)果和幾何形狀數(shù)據(jù)來確定針對多個傳感器中的每對傳感器的源電壓。

作為另一示例，一種方法，包括：將定位信號施加于位于導(dǎo)電體積內(nèi)待確定位置處的源電極和在導(dǎo)電體積的外表面上的接地電極，其中接地電極的位置是已知的。在分布在導(dǎo)電體積上的多個傳感器電極處感測電活動。傳感器電極中的每個和接地電極的位置作為幾何形狀數(shù)據(jù)的一部分被儲存在存儲器中。在每個傳感器電極處感測到的響應(yīng)于施加的定位信號的電活動作為電氣測量數(shù)據(jù)被儲存在存儲器中。該方法還包括：通過使針對多個傳感器電極中的多對傳感器電極確定的源電壓之間的差異最小化來計算源電極的位置?；陔姎鉁y量數(shù)據(jù)和幾何形狀數(shù)據(jù)來確定針對每個傳感器電極的源電壓。

作為另一示例，一種計算機可讀介質(zhì)，存儲數(shù)據(jù)和可由處理器執(zhí)行的指令。數(shù)據(jù)包括：幾何形狀數(shù)據(jù)，表示多個傳感器中的每個傳感器的位置；以及測量數(shù)據(jù)，表示多個傳感器中的每個傳感器的關(guān)于對應(yīng)電場的感測到的電氣測量結(jié)果，其中該對應(yīng)電場是響應(yīng)于施加導(dǎo)電體積內(nèi)的源電極的場而生成的。指令包括位置計算器，該位置計算器用于通過使針對多個傳感器中的多對傳感器確定的源電壓之間的差異最小化來計算導(dǎo)電體積內(nèi)的源電極的方位，其中針對多個傳感器中的每個傳感器的源電壓基于測量數(shù)據(jù)和幾何形狀數(shù)據(jù)而確定，其中測量數(shù)據(jù)包括多個傳感器中的每一個相應(yīng)的傳感器響應(yīng)于對應(yīng)電場的傳感器測量結(jié)果。

附圖說明

圖1描繪用于確定導(dǎo)電體積內(nèi)的源的位置的系統(tǒng)的示例。

圖2描繪體積導(dǎo)電介質(zhì)的示例，該體積導(dǎo)電介質(zhì)主要是電阻性的，并且正在由單極引線注入電刺激。

圖3描繪近似通過圖2的體積導(dǎo)體的電流的流動的電路的示例。

圖4描繪展示外部傳感器的一對一配對之間以及心臟中的內(nèi)部信號源和外部傳感器之間的關(guān)系的身體的示意性截面視圖的示例。

圖5描繪展示與其它外部傳感器的布置中的每個配對的參考傳感器之間的關(guān)系的身體的示意性截面視圖的示例。

圖6描繪導(dǎo)航和測繪系統(tǒng)的示例。

圖7是描繪定位導(dǎo)電體積內(nèi)的源的方法的流程圖。

具體實施方式

本公開涉及用于確定體積導(dǎo)體內(nèi)的物體的位置的系統(tǒng)和方法。例如，可以通過使用在體積導(dǎo)體上分布(例如，以侵入方式和/或以非侵入方式在體積上分布)的傳感器的布置以導(dǎo)航和/或定位物體(諸如，導(dǎo)管)來實現(xiàn)該方案。通過先驗地知道傳感器中的每個相對于先驗體積導(dǎo)體的坐標系的空間位置，能夠基于從物體發(fā)射并且由傳感器測量的電信號確定源物體相對于相同坐標系的空間位置。例如，通過使針對多個傳感器中的不同對的傳感器確定的源電壓之間的差異最小化，可以確定源物體的未知位置。基于多個傳感器中的相應(yīng)的一個傳感器響應(yīng)于對應(yīng)電場(響應(yīng)于向源電極供應(yīng)電能而生成的電場)的傳感器測量結(jié)果和幾何形狀數(shù)據(jù)，確定針對傳感器中的每對傳感器的源電壓。作為結(jié)果，能夠以高級準確性確定物體的絕對空間方位，諸如用于物體的定位或用于有助于將其導(dǎo)航至身體內(nèi)的期望的地方。

計算的位置能夠被進一步用于以圖形方式顯示對于源的位置的指示，諸如能夠?qū)?yīng)于導(dǎo)管或其它探針上的一個或多個電極。通過將確定的位置坐標與解剖幾何形狀協(xié)同配準(例如，對于給定病人或通用模型)，位置信息的集合能夠被共同地顯示以表示表面，或者被并入病人解剖結(jié)構(gòu)或通用模型的圖形測繪圖中。

圖1描繪用于對位于導(dǎo)電體積14內(nèi)的源12進行定位的系統(tǒng)10的示例。導(dǎo)電體積可以是病人的身體或源位于其中的一些其它導(dǎo)電介質(zhì)。如本文所公開的，源12可以是可以位于體積14內(nèi)并且在一些情況下在體積14內(nèi)可移動的源電極或多個電極。例如，源12是在探針(諸如，導(dǎo)管或其它設(shè)備)的表面上攜帶的電極。

多個傳感器18可以位于導(dǎo)電體積14上，該多個傳感器18可包括在導(dǎo)電體積14的外部表面上和/或在該體積內(nèi)的傳感器。在描述這種傳感器在三維空間中的空間幾何形狀的對應(yīng)坐標系中，傳感器18的位置是已知的。傳感器18的位置可以通過成像和/或其它手段(例如，數(shù)字化儀、自發(fā)現(xiàn)或使用一組傳感器檢測另一組傳感器)來確定。作為一個示例，傳感器18可以對應(yīng)于用于測量電活動(例如，病人的心臟的心電圖(ecg))的分布在導(dǎo)電體積14的外部表面的一部分上的表面?zhèn)鞲衅鞯母呙芏炔贾?。在?009年11月10日提交的國際申請no.pct/us2009/063803中示出和描述了可以使用的非侵入式傳感器陣列的示例，其通過引用并入本文?？梢允褂脗鞲衅?64的其它布置和數(shù)目。另外或者替代地，在其它示例中，傳感器18可以是在導(dǎo)電體積內(nèi)位于坐標系中已知的各個位置處的傳感器電極。

信號發(fā)生器16可以與源物體12電氣連接以用于向物體供應(yīng)電能(對應(yīng)于源電壓)。供應(yīng)的電能(例如，電流或電壓)在導(dǎo)電體積中生成可以由傳感器18測量的對應(yīng)電場。電路路徑可以從信號發(fā)生器和導(dǎo)電體積14延伸。例如，電路路徑從信號發(fā)生器16延伸到源12，從源延伸到對應(yīng)的接地電極(該接地電極在導(dǎo)電體積的表面上的已知位置處)，并且從接地電極延伸回到信號發(fā)生器。

傳感器18各自將傳感器信號提供給電氣測量系統(tǒng)20，該傳感器信號表示由每個相應(yīng)的傳感器測量的電活動。電氣測量系統(tǒng)20被配置為從每個傳感器18接收信號。盡管在圖1的示例中展示為與傳感器18分開，但電氣測量系統(tǒng)20可以包括傳感器18，該傳感器18可以包括在導(dǎo)電體積(例如，病人的身體)上以非侵入和/或侵入的方式位于已知固定位置處的傳感器。在一些示例中，一個或多個侵入式傳感器可以在病人的身體內(nèi)可移動，諸如可以被附接至探針(例如，導(dǎo)管)。正被定位的源電極12可以如這種侵入式傳感器那樣被安裝到相同探針物體并在固定的已知相對位置處，以諸如使一個或多個傳感器的探針物體及其補體的位置也能夠由位置計算器30確定。

電氣測量系統(tǒng)20因此可以執(zhí)行傳感器信號的處理(例如，包括濾波和/或放大)以提供對應(yīng)電氣測量數(shù)據(jù)22。電氣測量數(shù)據(jù)22可以被儲存在對應(yīng)存儲器中。電氣測量數(shù)據(jù)22因此基于由系統(tǒng)實現(xiàn)的由每個傳感器18感測到的電信號來提供針對離散的已知位置的信號的測量結(jié)果。數(shù)據(jù)22中的每個電氣測量結(jié)果可以包括諸如來自系統(tǒng)時鐘的時間戳。由信號發(fā)生器16施加的定位信號也可以被索引到相同時基以使得能夠?qū)y量數(shù)據(jù)與正被定位的信號同步。

該系統(tǒng)還包括幾何形狀數(shù)據(jù)24，幾何形狀數(shù)據(jù)24被展示為包括傳感器位置數(shù)據(jù)26和解剖數(shù)據(jù)28。傳感器位置數(shù)據(jù)26表示已相對于空間坐標系確定的傳感器18中的每個的位置。空間坐標系可以與導(dǎo)電體積的結(jié)構(gòu)特征配準。例如，傳感器位置18可以被配準在也已配準病人的解剖結(jié)構(gòu)的空間坐標系中，以諸如使能夠相對于該空間坐標系確定物體12的坐標。解剖數(shù)據(jù)28可以包括與導(dǎo)電體積14相關(guān)聯(lián)的幾何形狀信息，該幾何形狀信息包括已粘附上傳感器18的導(dǎo)電體積14的外表面的表面幾何形狀以及導(dǎo)電體積內(nèi)的內(nèi)部特征的邊界。例如，解剖數(shù)據(jù)28表示心臟的邊界，包括其心外膜表面或心內(nèi)膜表面中的一個或多個。

可以以各種方式生成幾何形狀數(shù)據(jù)24。作為一個示例，在傳感器18被應(yīng)用于導(dǎo)電體積的表面時，可以基于導(dǎo)電體積的成像數(shù)據(jù)提供幾何形狀數(shù)據(jù)。圖像處理系統(tǒng)可以處理從成像系統(tǒng)(例如，對應(yīng)于一個或多個成像模態(tài)(modality))獲取的圖像數(shù)據(jù)，并且提供幾何形狀數(shù)據(jù)18。圖像處理可以包括從數(shù)字圖像數(shù)據(jù)分割解剖特征，這可以識別病人解剖結(jié)構(gòu)的結(jié)構(gòu)邊界和基準標記(fiducialmarkers)以及圖像空間內(nèi)的傳感器位置。成像模態(tài)的示例包括超聲、計算機斷層掃描(ct)、3d旋轉(zhuǎn)血管造影術(shù)(3dra)、熒光檢查、磁共振成像(mri)、x射線、正電子發(fā)射斷層掃描(pet)等?？梢苑謩e(例如，在測量之前或在測量期間)執(zhí)行這種用于生成幾何數(shù)據(jù)的成像。

作為另一示例，傳感器可以被配置為經(jīng)由自發(fā)現(xiàn)確定它們的位置。例如，可以在電極之中施加指定編程順序的電流/電壓，并且可以計算所有電極相對于彼此或中性點的空間分布。這種‘自發(fā)現(xiàn)’導(dǎo)聯(lián)集合可以通過使用諸如本文所公開的配準技術(shù)而被配準到ct或配準到另一個三維坐標系中。另外或者替代地，可以經(jīng)由直接配準(例如，使用數(shù)字化儀裝置的數(shù)字化，或記錄手動物理測量結(jié)果)確定傳感器的幾何位置。

系統(tǒng)10還包括位置計算器30，位置計算器30被配置為基于電氣測量數(shù)據(jù)22和幾何形狀數(shù)據(jù)24計算表示源12的位置的位置數(shù)據(jù)32。位置數(shù)據(jù)32因此指定物體12在對應(yīng)空間坐標系中的位置，物體12的位置可以被配準到導(dǎo)電體積14。例如，位置計算器30實現(xiàn)最小化函數(shù)34，最小化函數(shù)34被配置為使針對多對傳感器18中的每對傳感器18確定的源電壓值之間的差異最小化。

最小化函數(shù)34可以被編程為基于多個傳感器18中的每一個相應(yīng)的傳感器18響應(yīng)于當(dāng)從信號發(fā)生器16供應(yīng)電能時由源12生成的對應(yīng)電場的電氣測量數(shù)據(jù)中提供的傳感器測量結(jié)果來計算物體12的相應(yīng)源電壓。最小化函數(shù)34也利用多對傳感器中的每對傳感器的位置數(shù)據(jù)作為每個源電壓計算的一部分。最小化函數(shù)34被配置為基于來自每對選擇的傳感器的電氣測量數(shù)據(jù)22和所選擇的傳感器的關(guān)聯(lián)位置數(shù)據(jù)26來計算在對應(yīng)空間坐標系中的源位置。如本文所公開的，可以基于幾何形狀數(shù)據(jù)24、電氣測量數(shù)據(jù)22、信道完整性和/或響應(yīng)于用戶選擇(例如，經(jīng)由用戶輸入)來控制每個傳感器對的選擇。

由于多個傳感器18分布在導(dǎo)電體積14周圍，所以針對由信號發(fā)生器16供應(yīng)的給定電信號的電氣測量數(shù)據(jù)22在時間上以及在空間上是一致的。因此，位置計算器30可以基于傳感器18中的每個已響應(yīng)于對應(yīng)電場而同時獲取的電氣測量數(shù)據(jù)22來計算位置，其中對應(yīng)電場響應(yīng)于由信號發(fā)生器16向源供應(yīng)的信號而生成。控制信號可以激活信號發(fā)生器16以周期性地(或間歇地)供應(yīng)源信號。電氣測量系統(tǒng)可以儲存具有時間戳(諸如來自系統(tǒng)時鐘)的電氣測量數(shù)據(jù)22。由信號發(fā)生器施加的定位信號也可以被索引到相同基礎(chǔ)以使得能夠?qū)崿F(xiàn)測量數(shù)據(jù)22與正被定位的信號的同步。測量數(shù)據(jù)記錄還可以包括指定感測到的測量結(jié)果屬于哪個傳感器的字段。傳感器標識信息也可以被用于訪問針對每個相應(yīng)的傳感器的位置數(shù)據(jù)26。

位置計算器30包括傳感器選擇器38以選擇和檢索用于由最小化函數(shù)34使用的每對相應(yīng)的傳感器18的測量數(shù)據(jù)22。例如，在可用的傳感器18的集合(例如，至少3個(諸如，大于20個)傳感器)中，傳感器選擇器38從多個可用的傳感器18中選擇三對或更多對的不同的傳感器。在一些示例中，傳感器選擇器可以選擇每對可用的傳感器以用于計算源12的位置。在其它示例中，傳感器選擇器38選擇多對可用的傳感器18的合適子集。

作為一個示例，傳感器選擇器38響應(yīng)于用戶輸入(例如，經(jīng)由圖形用戶界面)而選擇各傳感器。例如，用戶可以指定從最小化函數(shù)34包括一個或多個傳感器或排除一個或多個傳感器。替代地或者另外地，傳感器選擇器38可以被編程為自動地確定在執(zhí)行最小化函數(shù)34時利用哪對傳感器。例如，為了增加電場的檢測的靈敏度，傳感器選擇器38可以基于其它各種特性(例如，導(dǎo)聯(lián)向量、由身體表面上的每個場(傳感器)點對向的立體角)來選擇電極的最佳子集?？梢皂憫?yīng)于校準引擎36而選擇由最小化函數(shù)34執(zhí)行的計算中利用的各對傳感器，校準引擎36是用于校準位置計算器30(包括最小化函數(shù)34)的預(yù)編程方法。校準方法36可以基于電氣測量數(shù)據(jù)22和/或幾何形狀數(shù)據(jù)24驅(qū)動傳感器選擇器38。

作為一個示例，校準方法36被配置為將多個傳感器18分組為傳感器的兩個或更多個子集。位置計算器30因此可以應(yīng)用最小化函數(shù)34以通過使可以針對已被標識的每個子集中的每對相應(yīng)的傳感器確定的源電壓(例如，由電氣測量數(shù)據(jù)22表示)之間的差異最小化來計算源位置。如果校準方法36標識傳感器的超過兩個子集，則位置計算器30可以通過聚合已針對傳感器的相應(yīng)子集中的每個子集單獨計算的方位值來計算該系統(tǒng)。

作為一個示例，對于傳感器的每個子集，可以以不同方式(例如，采用不同電導(dǎo)率或電阻率值)配置最小化函數(shù)34。不同組的傳感器可以駐留在不同區(qū)域體積中，或者形成每個組的傳感器對可以散布在體積14的表面上。以這種方式，可以根據(jù)每組傳感器中的獨特空間和/或電氣特性調(diào)整最小化函數(shù)34。

作為另一示例，校準方法36可以包括阻抗計算器40，阻抗計算器40被配置為基于電氣測量數(shù)據(jù)22和/或幾何形狀數(shù)據(jù)來計算導(dǎo)電體積14的至少一部分的阻抗。例如，傳感器18還可以被配置為將可以由分布在導(dǎo)電體積的表面上的其它傳感器檢測到的場施加于導(dǎo)電體積的表面。通過施加場并且感測經(jīng)過導(dǎo)電體積14的相應(yīng)的場，可以確定整個體積的阻抗的指示。因此，傳感器選擇器38可以利用通過導(dǎo)電體積的對應(yīng)部分確定的阻抗以識別傳感器18的各個組(諸如根據(jù)各對傳感器之間的相對阻抗)。

作為另一示例，校準方法36包括均勻性計算器42以確定整個體積14的阻抗的均勻性或非均勻性的指示。例如，均勻性計算器42可以確定各對傳感器18之間的導(dǎo)電體積內(nèi)的均勻性(或非均勻性)的指示。均勻性的指示可以被確定為可以針對駐留在各對傳感器18之間的導(dǎo)電體積確定的均勻性的相對指標(index)。例如，均勻性計算器基于由阻抗計算器40針對體積14上的不同對的傳感器計算的阻抗值計算均勻性的指標。如本文所公開的，阻抗值可以基于傳感器對之間的測量的電氣特性(例如，測量數(shù)據(jù)118的一部分)。傳感器選擇器38因此可以采用均勻性的相對指示以將傳感器分組為傳感器的兩個或更多個子集。每個組內(nèi)的所得到的傳感器對可以因此被視為在該對之間的導(dǎo)電體積內(nèi)具有足夠水平的均勻性以提高諸如本文所公開的最小化函數(shù)34的計算準確性。

作為另一示例，但圖4和5展示兩個方案的示例，該兩個方案可以被用于基于施加的電場(例如，被稱為校準場)的電氣測量結(jié)果而表征導(dǎo)電體積14的阻抗和/或均勻性。校準場可以是雙極的(例如，導(dǎo)管的兩極)或單極的(在源電極和中性參考或接地電極之間)。圖4和5的示例中的每個示例展示了在80(對應(yīng)于圖1的體積14)處展示的體積導(dǎo)體的截面視圖，其描述體積的外表面邊界(例如，病人的皮膚)82以及沿著虛擬平面的內(nèi)部結(jié)構(gòu)(例如，病人的心臟)84。另外，多個電極86(對應(yīng)于圖1的傳感器18)被部署在表面82上，諸如均勻地分布在體積周圍。在圖4的示例中，內(nèi)部電極88也被描述為在體積導(dǎo)體內(nèi)，諸如可在內(nèi)部結(jié)構(gòu)84內(nèi)或以其它方式接觸內(nèi)部結(jié)構(gòu)84。

在一些示例中，表面電極86被配置為既測量電場又將電場從其非侵入(例如，外部)位置傳遞到身體中。用于從身體表面感測電活動的相同電極86因此可以被用于傳遞電場。在其它示例中，不同電極86可以與感測電極位于相同或不同的預(yù)先確定位置處以在各對電極86、88之間傳遞電場。因此，信號發(fā)生器90可以施加可通過一組或多組電極86、88注入的電場(例如，電流或電壓)。

電極86、88因此可以被用作感測電極，以從胸部周圍或附近的各種位置檢測被施加的電場，校準方法36(例如，包括計算器40和/或42)可以使用該電場來幫助表征胸部阻抗和/或體積的均勻性。由計算器40和/或42計算的值可以在實時計算中被確定，和/或被儲存在查詢表中，以在求解最小化函數(shù)34中補償阻抗相關(guān)誤差。位置。

在圖4的示例中，信號發(fā)生器90在既包括非侵入式外部電極86又包括內(nèi)部電極88二者的一對電極之間施加電能(例如，具有規(guī)定頻率的ac信號)。在圖5的示例中，信號發(fā)生器90在一對非侵入式外部電極86之間施加電能以生成對應(yīng)電場。從不同對/組電極進行的場注入(例如，電流或電壓)和感測能夠被實現(xiàn)為以預(yù)編程時間順序發(fā)生，或者同時發(fā)生但不同組電極具有不同頻率。注入的校準場可以是兩極場或單極場，并且被注入在任何一對(侵入式或非侵入式)電極之間。例如，電流/電壓可以通過時分復(fù)用/頻分復(fù)用而被注入在電極對之間，并且所得到的場可以由其它對傳感器86感測。

可以在身體表面上的其它傳感器電極86處(例如，作為電流或電壓)測量生成的所得到的電場，感測到的場可以被阻抗計算器40用于表征諸如各電極對之間的整個導(dǎo)電體積14的阻抗。另外或者替代地，所得到的場可以由均勻性計算器42測量和使用以指定體積上的均勻性。

另外或者替代地，返回參照圖1，可以從諸如ct或mri圖像的成像數(shù)據(jù)(例如，表示為解剖數(shù)據(jù)28的一部分)確定任何一對傳感器18之間的導(dǎo)電介質(zhì)的阻抗非均勻性?？梢酝ㄟ^校準方法36來確定非均勻性(或均勻性)，使得由最小化函數(shù)34針對每對傳感器實現(xiàn)的源電壓計算被相應(yīng)地調(diào)節(jié)以考慮非均勻性的對應(yīng)水平。

在一些示例中，位置計算器30采用信道完整性數(shù)據(jù)44確定針對傳感器18中的任何一個的數(shù)據(jù)22和24是否應(yīng)該從該定位方法省略。例如，信道檢測器46可以處理電氣測量數(shù)據(jù)22和/或從電氣測量系統(tǒng)20接收反饋信息以提供指示哪些信道可提供錯誤結(jié)果的信道完整性數(shù)據(jù)44。信道檢測器46可以實現(xiàn)與相對于美國專利公布no.2013/0304407公開的信道完整性檢測系統(tǒng)對應(yīng)的功能和方法，該專利通過引用并入本文。也可以利用其它信道完整性分析方案。例如，可以利用短路、開路或其它感測問題來識別或生成信道完整性數(shù)據(jù)44。傳感器選擇器38因此可以識別和去除壞信道(例如，具有元數(shù)據(jù)的標記)，并且提供傳感器18的剩余子集作為由位置計算器30在計算位置數(shù)據(jù)32中利用的對應(yīng)電氣測量數(shù)據(jù)22和關(guān)聯(lián)的幾何形狀數(shù)據(jù)24的可用資產(chǎn)。

位置數(shù)據(jù)32因此可以依據(jù)電氣測量數(shù)據(jù)22將計算的位置表示為在一個或多個時間實例處在這種給定坐標系中的絕對(或相對)位置，其中該電氣測量數(shù)據(jù)22已經(jīng)與施加的定位信號同步(例如，通過使用關(guān)聯(lián)的時間戳來對準數(shù)據(jù))。通過隨著時間過去而重復(fù)定位，可隨著時間過去(諸如，由位置數(shù)據(jù)32的時間順序表示)而跟蹤源物體12(例如，對應(yīng)于探針或其它可移動物體)的移動。在一些示例中，可以在時間上對針對每個跟蹤的探針的位置數(shù)據(jù)32求平均值以提供源的位置的平滑而健壯的顯示。求平均值也可以采用其它先驗信息(諸如，相鄰探針距離等)。位置數(shù)據(jù)32因此可以被用于生成源位置的可視化，諸如可以被提供在包括病人的解剖結(jié)構(gòu)的圖形測繪圖中。

位置計算器30因此生成位置數(shù)據(jù)32以表示物體12在給定坐標系內(nèi)的位置(例如，基于幾何形狀數(shù)據(jù)24)。位置數(shù)據(jù)32因此可以依據(jù)電氣測量數(shù)據(jù)22將計算的位置表示為在一個或多個時間實例處在這種給定坐標系中的絕對位置，其中該電氣測量數(shù)據(jù)22已經(jīng)與施加的定位信號同步(例如，使用關(guān)聯(lián)的時間戳對準數(shù)據(jù))。通過隨著時間過去而重復(fù)定位，可隨著時間過去(諸如，由位置數(shù)據(jù)32的時間順序表示)而跟蹤源物體12(例如，對應(yīng)于探針或其它可移動物體)的移動。在一些示例中，可以在時間上對針對每個跟蹤的探針的位置數(shù)據(jù)32求平均值以提供探針的位置的平滑而健壯的顯示。求平均值也可以采用其它先驗信息(諸如，相鄰探針距離等)。位置數(shù)據(jù)32因此可以被用于生成位置的可視化，諸如可以被提供在包括病人的解剖結(jié)構(gòu)的圖形測繪圖中。

作為另一示例，圖2描繪包括導(dǎo)電介質(zhì)的體積52的定位系統(tǒng)50的配置，該導(dǎo)電介質(zhì)的體積52主要是電阻性的(例如，對應(yīng)于導(dǎo)電體積14)。如圖中所展示的，多個傳感器電極e1、e2、e3至e_n(其中n是表示傳感器電極的數(shù)量的正整數(shù))。傳感器電極e1、e2、e3至e_n可以基本上均勻地分布在導(dǎo)電體積52的外表面上。電極的數(shù)量n是至少三個，并且可以大于20，并且在一些示例中，可以等于或大于200個電極?？梢岳玫膫鞲衅麟姌Oe1、e2、e3至e_n的一些布置的示例被公開在以上并入的pct/us2009/063803中。

定義單極引線的源電極56位于體積52內(nèi)待確定的位置處。信號發(fā)生器58被連接以將電能提供給源電極56。如圖2的示例中所例示的，信號發(fā)生器被耦接到源電極56和接地電極60，接地電極60位于導(dǎo)電體積上的已知位置處。例如，信號發(fā)生器的正端子被耦接到源電極，并且信號發(fā)生器的負端子被耦接到接地電極60。盡管在圖2的示意性例示圖中，接地電極和傳感器電極e1-e_n被展示為位于體積52的相對側(cè)，但電極e1-e_n的位置將通常均勻地分布在體積52周圍(例如，分布在病人的胸部周圍以用于心臟定位)。接地電極60可以位于導(dǎo)電體積52的表面54上用戶選擇的位置處，這可是預(yù)先確定的或任意的。接地電極可以是傳感器e1-e_n的相同布置中的一部分，或者它可以是分開的電極。

信號發(fā)生器58因此可以在源電極56和接地電極60處注入電能(例如，電流或電壓)。在圖2中描繪該配置。單極引線被插入到導(dǎo)電體積內(nèi)部，并且連接到電刺激器的正輸出。傳感器電極e1-e_n因此被部署在體積導(dǎo)體52的表面上以測量感測到的響應(yīng)于從注入的電能得到的單極刺激的電活動。每個表面電極和單極引線之間的電阻由r1、r2、r3至r_n表示。每個傳感器電極e1-e_n和接地電極60之間的電阻由rg1、rg2、rg3…rg_n表示。單極引線和接地電極60之間的電阻由r_p表示。

可以通過該系統(tǒng)50中的電氣配置的近似來計算流經(jīng)體積導(dǎo)體52的電流，該近似被展示為圖3的電路70。在圖3的電路70中，可以假設(shè)：經(jīng)過每個記錄電極的電流的電導(dǎo)率(σ)和橫截面(a)在導(dǎo)電介質(zhì)中基本上均勻。因此，根據(jù)pouillet定律：

ri＝li/(σ·a)

rgi＝lg/(σ·a)

其中l(wèi)i是電極56和傳感器電極e1–e_n中的給定的一個傳感器電極之間的長度(例如，空間距離)，以及

lg是記錄電極和接地電極之間的長度。

從傳感器電極e1–e_n中的每個傳感器電極測量的電壓由vm1、vm2、vm3…vm_n指示。對于每個電極i，經(jīng)過的電流可以如下表達：

i＝vo/(ri+rgi)

以及來自這個電極的電壓測量結(jié)果是：

vmi＝i·rgi

因此，

vmi＝(vo·rgi)/(ri+rgi)

假設(shè)σ和a是常數(shù)，針對每個電極i的關(guān)系可以如下重寫：

如上所提及的，對于表面54上的給定電極布置，針對電極中的每個(包括接地電極60)的位置是已知的(例如，儲存在傳感器位置數(shù)據(jù)26中)。因此，電極中的每個的位置ri以及第i電極和接地電極之間的距離lgi是已知的，或者可以從幾何形狀數(shù)據(jù)24導(dǎo)出。位置計算器30因此被配置為計算源電極56的位置，表示為r0。

基于方程(1)，每個電極測量結(jié)果可以被用于計算源的電壓，以及每個源電壓當(dāng)被準確地確定時，導(dǎo)致相同的量。因此，針對從可用的n個電極的集合中選擇的給定對的電極i和j的源電壓之間的差異應(yīng)當(dāng)趨近零，這可以如下表達：

根據(jù)方程(2)，用于計算源的位置r0的最小化函數(shù)可以如下表示：

其中ri和rj分別定義第i和第j電極的位置，并且r0是確定中的源的位置。

方程(2)和(3)是基于σ和a是常數(shù)的假設(shè)，這可能實際上不是真實的；然而，對于在空間上靠近彼此地駐留的電極(例如，為了限定附近電極的鄰近區(qū)域)，σ和a的值應(yīng)當(dāng)接近。因此，電極可以被分組為子集sk，其中k＝1…k(k表示子集的數(shù)量)。電極的每個子集被視為駐留在各鄰近區(qū)域中，其中對于每個這種鄰近區(qū)域，σ和a是常數(shù)的假設(shè)被假定為是真實的。每個子集sk可以是體積52內(nèi)的連續(xù)空間區(qū)域。替代地或者另外地，基于各對電極之間的確定的阻抗和/或整個體積中的各種區(qū)域的關(guān)聯(lián)的均勻性(例如，由各計算器40和42確定)，電極的子集可以被分組為各子集。例如，每個子集sk可以包括被確定為具有已被分派給每個組的共同范圍內(nèi)的阻抗和/或均勻性指標的多對電極。因此，不同子集可以取決于體積中的源正位于的一部分內(nèi)的病人解剖結(jié)構(gòu)而變化?；陔姌O的每個子集的這種假設(shè)，下面的最小化可以如下表達：

其中rik和rjk是組sk中的第i和第j電極的位置，k＝1…k，(k是表示組sk的數(shù)量的正整數(shù))，以及

r0是源的位置。

在方程(3)和(4)中表示的最小化函數(shù)中的每個中，應(yīng)該理解，不需要計算源的電壓，使得沒有要解決的不適定逆問題(ill-posedinverseproblem)。代替地，定位計算器基于電極測量結(jié)果和已知的電極位置來計算位置(例如，在不必解決逆問題的情況下)。

當(dāng)長度lg,i和lg,j是基于測量電極的已知位置ri和固定接地位置的常數(shù)時，在|ri-r0|不是線性算子的同時，不能將最小化問題作為線性問題解決。盡管如此，存在用于解決諸如在方程(3)和(4)中表示的本文給出的最小化問題以及用于基于由傳感器測量的電信號和已知的傳感器位置來計算源的位置的各種數(shù)值方法。數(shù)值優(yōu)化方法可以包括強力搜索方法或迭代方法(例如，牛頓方法、梯度下降方法、共軛梯度方法等)。

作為一個示例，強力方法可以涉及系統(tǒng)地從允許的集合內(nèi)選擇輸入值并且根據(jù)下面的表中示出的方法計算函數(shù)34的值(例如，從方程3和/或方程4)。

如以上所提及的，其它方法(諸如，高斯-牛頓方法或梯度下降方法)可以被用于解決這個最小化問題(例如，從方程(3)和(4))。另外，或者替代地，在本文所公開的示例定位(例如，在(3)和(4)中給出的最小化函數(shù))中的每個示例定位中，可以利用關(guān)于給定坐標系中的近似位置的先驗信息對各最小化函數(shù)注入種子，有助于源位置的確定。例如，初始位置可以基于給定坐標系中的先前確定的源位置。替代地，感興趣的區(qū)域內(nèi)的位置可以被用于向該數(shù)值方法注入種子以有助于最小化函數(shù)。

圖6描繪可以被用于定位感興趣的體積(諸如，病人的身體154)內(nèi)的電信號的一個或多個源的另一系統(tǒng)150的示例。可以與執(zhí)行病人的診斷和/或治療結(jié)合地采用系統(tǒng)150。在一些示例中，作為過程(例如，在電生理學(xué)研究期間的信號的監(jiān)測)的一部分，可以使系統(tǒng)150實現(xiàn)實時地生成信號的對應(yīng)圖形輸出和/或?qū)τ诓∪说男呐K152的圖形測繪圖(包括源的位置)。另外或者替代地，系統(tǒng)150可以被用作治療過程的一部分，以諸如幫助引導(dǎo)醫(yī)生將傳遞裝置導(dǎo)航至期望的目標地點或區(qū)域(例如，包含標識的致心律失常電活動)。

例如，侵入式裝置156(諸如，導(dǎo)管)可以被插入到病人的身體154中。裝置156包括耦接到侵入式系統(tǒng)158的一個或多個電極(例如，單極引線)，侵入式系統(tǒng)158被配置為傳遞可以被定位的電能。裝置156可以施加能量作為定位指定信號、起搏信號，或者用于給予另一治療，以諸如電氣地影響組織(例如，提供電刺激治療或者控制化學(xué)治療、聲波治療、熱治療的給予，或其任何組合)。

侵入式系統(tǒng)158可以包括控制器160，控制器160被配置為控制信號發(fā)生器161在裝置156的一個或多個電極處施加定位信號。例如，控制器160可以控制信號發(fā)生器161的參數(shù)(例如，電流、電壓、重復(fù)率、觸發(fā)延遲、感測觸發(fā)振幅)以用于經(jīng)由一個或多個電極向心臟152的一個或多個位置給予治療(例如，消融或刺激)?？刂破?60可以基于自動控制、手動控制(例如，用戶輸入)或自動和手動控制的組合(例如，半自動控制)設(shè)置治療參數(shù)并且施加刺激。侵入式系統(tǒng)158還可以被配置為經(jīng)由裝置156上的電極測量電活動，處理測量信號，并且提供對應(yīng)的侵入式測量數(shù)據(jù)159。

另外，由信號發(fā)生器161生成并且施加于裝置156上的電極的定位信號可以由在三維坐標系中已知的位置處附接到身體154的多個傳感器164測量。傳感器164因此可以感測電活動(包括與施加的定位信號對應(yīng)的信號)。傳感器164也可以感測其它電信號(諸如，對應(yīng)于對于病人的心臟的實時電描記圖)。

可以經(jīng)由定位方法180引導(dǎo)裝置156的放置，定位方法180可以采用諸如本文所公開的最小化函數(shù)來操作以對裝置156進行定位。定位方法180可以對應(yīng)于位置計算器30(包括傳感器選擇器38和校準方法36)。例如，定位方法180因此可以通過使針對多個傳感器中的不同對的傳感器確定的源電壓之間的差異最小化來評估成本函數(shù)。如本文所公開的，由該定位方法使用的傳感器測量結(jié)果具有由幾何形狀數(shù)據(jù)172定義的已知位置，并且傳感器可以為非侵入式和/或侵入式。因此，基于非侵入式測量數(shù)據(jù)170和幾何形狀數(shù)據(jù)172確定針對非侵入式傳感器的源電壓，并且基于侵入式測量數(shù)據(jù)159和幾何形狀數(shù)據(jù)172確定針對侵入式傳感器的源電壓。基于提供的信息，引導(dǎo)可以被自動化、半自動或手動地實現(xiàn)。在定位期間，裝置156上的單極源電極可以在心內(nèi)膜或在心外膜接觸或不接觸病人的心臟152。

作為另一示例，侵入式系統(tǒng)158可以位于病人的身體154的外部，并且被配置為控制正在由裝置156給予的治療。例如，系統(tǒng)158也可以控制經(jīng)由電氣地連接在傳遞裝置(例如，一個或多個電極)156和系統(tǒng)158之間的導(dǎo)電鏈路提供的電信號。一個或多個傳感器(未示出但可以是裝置的一部分)也可以將傳感器信息傳送回系統(tǒng)158。

可以通過執(zhí)行如本文所公開的定位來確定在三維空間中裝置156在心臟152中的位置，當(dāng)在過程期間實現(xiàn)該定位時，可以經(jīng)由輸出系統(tǒng)162在手術(shù)中跟蹤裝置156的位置。裝置156的位置和治療參數(shù)因此可以被分析以幫助控制治療。另外，治療的施加(例如，響應(yīng)于用戶輸入手動地提供或自動地提供)可以使時間戳或其它時間標識符被標注(例如，作為元數(shù)據(jù))于測量數(shù)據(jù)以標識何時施加治療，并且觸發(fā)定位以經(jīng)由裝置156標識施加治療的位置。描述治療的其它元數(shù)據(jù)(例如，類型、傳遞參數(shù)等)也可以與測量數(shù)據(jù)一起被儲存。

在(例如，經(jīng)由系統(tǒng)158)給予治療之前、期間和/或之后，可以利用非侵入式測量系統(tǒng)166或侵入式系統(tǒng)158中的一個或多個獲取病人的電生理學(xué)信息。測量系統(tǒng)166可以同時獲取導(dǎo)航信號和測繪信號以有助于同時的測繪和導(dǎo)航。在圖6的示例中，一個或多個傳感器164可以被實現(xiàn)為用于記錄病人電活動的陣列或其它配置。作為一個示例，傳感器164可以對應(yīng)于分布在病人的軀干的一部分上的身體表面?zhèn)鞲衅鞯母呙芏炔贾靡杂糜跍y量與病人的心臟關(guān)聯(lián)的電活動(例如，作為心電圖測繪過程的一部分)。在以上并入的于2009年11月10日提交的國際申請no.pct/us2009/063803中示出和描述了可以使用的非侵入式傳感器陣列的示例。可以使用傳感器164的其它布置和數(shù)量。作為示例，傳感器164可以是減少的一組傳感器，該減少的一組傳感器不覆蓋病人的整個軀干，而被設(shè)計成用于出于特定目的測量電活動(例如，為了分析af和/或vf而專門設(shè)計的電極的陣列)和/或用于監(jiān)測心臟的預(yù)先確定空間區(qū)域。

可以單獨地或者與非侵入式傳感器164結(jié)合地利用位于裝置156上的傳感器，以繪測針對心內(nèi)膜表面(諸如，心室的壁)以及心外膜表面的電活動。在用于獲取實時病人電信息的這種示例性方案(包括經(jīng)由裝置156以侵入方式、經(jīng)由傳感器164以非侵入方式，或侵入和非侵入感測的組合)中的每個方案中，實時感測的電信號被提供給它的對應(yīng)測量系統(tǒng)158、166。類似于侵入式系統(tǒng)158，測量系統(tǒng)166可以包括恰當(dāng)?shù)目刂破骱托盘柼幚黼娐?68以用于提供描述由傳感器164檢測的電活動的對應(yīng)的測量數(shù)據(jù)170。測量數(shù)據(jù)170可以包括模擬和/或數(shù)字信息(例如，對應(yīng)于由傳感器164獲取的電描記圖數(shù)據(jù))。因此，測量數(shù)據(jù)159和170可以對應(yīng)于如本文所公開的用于定位的測量電信號。

控制器168還可以被配置成控制用于測量電活動和提供測量數(shù)據(jù)170的數(shù)據(jù)獲取處理(例如，采樣速率、線濾波)。在一些示例中，控制器168可以與侵入式系統(tǒng)操作分開地(諸如，響應(yīng)于用戶輸入)控制測量數(shù)據(jù)170的獲取。在其它示例中，可以與出于定位的目的由信號發(fā)生器161施加的特定信號同時并且同步地獲取測量數(shù)據(jù)170。例如，合適的時間戳可以被用于對各測量數(shù)據(jù)159和170與傳遞定位信號之間的時間關(guān)系編索引。定位信號可以是由信號發(fā)生器專門地為了能夠?qū)崿F(xiàn)定位而施加的獨特信號。另外或者替代地，信號發(fā)生器可以自動地或響應(yīng)于用戶輸入而施加定位信號以用于給予治療。在任一示例中，非侵入式測量系統(tǒng)166可以經(jīng)由傳感器測量身體表面電活動以提供對應(yīng)的測量數(shù)據(jù)170。處理系統(tǒng)162因此可以執(zhí)行各種信號處理和變換方法(包括定位方法180)以根據(jù)本文公開的定位方法定位每個源。

定位方法180可以被配置為基于測量數(shù)據(jù)170和/或159以及關(guān)聯(lián)的幾何形狀數(shù)據(jù)172實現(xiàn)任何定位方法。由定位方法180確定的坐標可以被輸出發(fā)生器188利用以提供輸出數(shù)據(jù)174。輸出數(shù)據(jù)174可以基于根據(jù)本文的方案確定的源電極的坐標而表示或表征裝置在三維空間中的位置。另外，位置(或?qū)?yīng)路徑)可以被顯示在心臟包絡(luò)上的空間位置處(例如，心臟152的心外膜或心內(nèi)膜表面上)。輸出發(fā)生器188可以單獨地顯示位置。在其它示例中，位置可以與其它輸出數(shù)據(jù)組合，以諸如在心臟152的電活動的圖形測繪圖上顯示位置信息。

由于在一些示例中測量系統(tǒng)166可以同時測量預(yù)先確定區(qū)域或整個心臟(例如，其中，傳感器164在幾何形狀數(shù)據(jù)172中定義的預(yù)先確定位置處均勻地分布在病人的身體154的整個胸部上)的電活動，所以測量結(jié)果在空間上以及在時間上是一致的。因此，當(dāng)與其它定位技術(shù)相比時，在輸出數(shù)據(jù)174中提供的所得到的輸出位置的準確性可以增加，以諸如為用戶供應(yīng)更準確的、全局的信息從而有助于治療的監(jiān)測和應(yīng)用。另外或者替代地，該定位可以是連續(xù)的過程和/或相對于由系統(tǒng)158提供的治療的應(yīng)用同步。

作為另一示例，電氣測量數(shù)據(jù)經(jīng)由身體表面?zhèn)鞲衅?64非侵入地獲得，電描記圖重構(gòu)186可以被編程為基于測量數(shù)據(jù)170和幾何形狀數(shù)據(jù)172計算逆解并且提供對應(yīng)重構(gòu)電描記圖。因此，重構(gòu)的電描記圖可以對應(yīng)于包絡(luò)上的心電圖活動，以及可以包括靜態(tài)(在給定時刻是三維的)和/或動態(tài)(例如，隨著時間過去而變化的四維圖)?？梢栽谙到y(tǒng)150中利用的逆算法的示例包括在美國專利no.7,983,743和no.6,772,004中公開的那些逆算法，其通過引用并入本文。egm重構(gòu)186因此可以將經(jīng)由傳感器164測量的身體表面電活動重構(gòu)到包絡(luò)上的許多位置(例如，大于1000個位置，諸如大約2000個位置或更多位置)上。在其它示例中，輸出系統(tǒng)162可以基于(諸如經(jīng)由裝置156(例如，包括籃狀導(dǎo)管或其它形式的測量探針))以侵入方式測量的電活動來計算心臟的子區(qū)域上的電活動。

如本文所公開的，重構(gòu)包絡(luò)(例如，心臟包絡(luò))可以對應(yīng)于與病人的心臟對應(yīng)的三維表面幾何形狀，該表面可以是心外膜表面或心內(nèi)膜表面。替代地或者另外地，該包絡(luò)可以對應(yīng)于駐留在病人的心臟的心外膜表面和傳感器164所在的病人的身體的表面之間的幾何表面。另外，由電描記圖重構(gòu)186利用的幾何形狀數(shù)據(jù)172可以對應(yīng)于實際的病人解剖幾何形狀、預(yù)編程的通用模型或者其組合(例如，基于病人解剖結(jié)構(gòu)修改的模型)。經(jīng)由定位方法180計算的位置可以與幾何形狀數(shù)據(jù)172(例如，解剖幾何形狀)協(xié)同配準。

類似于相對于圖1所描述的，幾何形狀數(shù)據(jù)172可以具有病人的軀干的圖形表示的形式，諸如針對病人獲取的圖像數(shù)據(jù)。這種圖像處理(例如，成像處理104)可以包括從數(shù)字圖像集提取和分割解剖特征(包括一個或多個器官和其它結(jié)構(gòu))。另外，諸如通過在電極被部署在病人身上時獲取圖像并且通過恰當(dāng)?shù)奶崛『头指钤谧鴺讼抵袠俗R電極位置，可以將用于源定位的傳感器164(包括非侵入式和/或侵入式傳感器)中的每個傳感器的位置包括在幾何形狀數(shù)據(jù)172中。

作為另一示例，第一組非侵入式傳感器電極可以在成像(例如，經(jīng)由ct或mri)之前被固著在胸部周圍，并且可以經(jīng)由圖像處理確定這種電極的位置。這些傳感器中的一些或全部可以隨后被用于定位固定在病人的身體154內(nèi)(諸如，在心內(nèi)膜、在心外膜或固定在身體內(nèi)的其它位置)的另一組傳感器。也可以利用其它基于非成像的技術(shù)(諸如，使用數(shù)字化儀、自發(fā)現(xiàn)或手動測量)來獲得傳感器陣列中的電極在坐標系中的位置，該位置可以被儲存在幾何形狀數(shù)據(jù)172中。一旦傳感器(侵入式和/或非侵入式傳感器)的位置具有已知位置，如本文所公開，它們的測量結(jié)果可以由定位方法180選擇性地使用。

幾何形狀數(shù)據(jù)172可以對應(yīng)于數(shù)學(xué)模型，諸如可以是通用模型或已經(jīng)基于病人的圖像數(shù)據(jù)構(gòu)造的模型?？梢栽趲缀涡螤顢?shù)據(jù)172中標識恰當(dāng)?shù)慕馄驶蚱渌鼧擞?包括傳感器164的位置)以結(jié)合該裝置的計算的位置信息顯示?？梢允謩?例如，由人經(jīng)由圖像編輯軟件)或自動地(例如，經(jīng)由圖像處理技術(shù))完成這種標記的標識。

作為另一示例，可以通過使用可以基于其構(gòu)造幾何表面的對應(yīng)表示的幾乎任何成像模態(tài)(諸如本文所述的)來獲取幾何形狀數(shù)據(jù)172?？膳c記錄用于生成病人測量數(shù)據(jù)170的電活動同時執(zhí)行這種成像，或者可以單獨地執(zhí)行該成像(例如，在已獲取測量數(shù)據(jù)之前或之后)。

輸出發(fā)生器188可以生成對應(yīng)的輸出數(shù)據(jù)174，該對應(yīng)輸出數(shù)據(jù)174轉(zhuǎn)而可以在顯示器192中提供對應(yīng)的圖形輸出(諸如，包括裝置156的位置的指示)。該位置可以被顯示在病人解剖結(jié)構(gòu)的圖形模型上或疊加在心電圖測繪194上。該位置可以采取其它形式以向用戶提供諸如本文所公開的引導(dǎo)。

圖形用戶界面(gui)190可以被用于與處理系統(tǒng)162和/或系統(tǒng)158和/或166交互。例如，gui可以被用于與計算的測繪圖的輸出可視化對應(yīng)地設(shè)置與顯示的圖形表示關(guān)聯(lián)的參數(shù)(諸如包括選擇時間間隔)，可以響應(yīng)于用戶輸入而選擇將要在可視化中給出的信息的類型等。另外，用戶可以采用gui190以選擇性地對一個或多個參數(shù)(例如，模型和空間閾值、濾波器參數(shù)等)進行編程和/或配置由定位方法182利用的最小化函數(shù)(例如，設(shè)置期望的分辨率、關(guān)聯(lián)傳感器對、定義傳感器的組等)。

另外，在一些示例中，與控制治療的給予或監(jiān)測電氣特性結(jié)合，輸出數(shù)據(jù)174可以被侵入式系統(tǒng)158利用。實現(xiàn)的控制器160可以是基于輸出數(shù)據(jù)174的全自動控制、半自動控制(部分自動化且響應(yīng)于用戶輸入)或手動控制。在一些示例中，侵入式系統(tǒng)158的控制器160可以利用輸出數(shù)據(jù)174以控制一個或多個治療參數(shù)。作為示例，控制器160可以基于標識的一個或多個心律失常驅(qū)動器控制向心臟的位置(例如，心外膜或心內(nèi)膜壁)給予起搏治療。在其它示例中，個人可以觀察在顯示器中生成的繪測圖194以手動控制在基于本公開確定的位置處的治療系統(tǒng)。也可以基于輸出數(shù)據(jù)174和對應(yīng)的圖形測繪圖194控制其它類型的治療和裝置。

考慮到上述結(jié)構(gòu)和功能特征，將會參照圖7更好地了解某些方法。圖7描繪用于定位導(dǎo)電體積內(nèi)的源物體的方法200的示例。應(yīng)該理解和了解，在其它實施例中，所例示出的動作可按照不同次序發(fā)生或與其它動作同時發(fā)生。此外，可能并非需要圖7中示出的所有特征來實現(xiàn)方法。還應(yīng)該理解，下面的方法能夠以硬件(例如，一個或多個諸如計算機或?qū)Ｓ眉呻娐返奶幚砥?、軟件(例如，儲存在計算機可讀介質(zhì)中或儲存為在一個或多個處理器上運行的可執(zhí)行指令)來實現(xiàn)，或作為硬件和軟件的組合來實現(xiàn)。

可以根據(jù)本文公開的任何系統(tǒng)或方法來實現(xiàn)方法200。方法200開始于202，在202中，針對給定坐標系(例如，經(jīng)由幾何形狀數(shù)據(jù)24或172)定義傳感器的位置。如本文所公開的，傳感器的位置可以是侵入的和/或非侵入的。在204處，(例如，由信號發(fā)生器16或161)施加信號以在源處生成電場。在206處，響應(yīng)于施加的信號而(例如，由傳感器18或164和關(guān)聯(lián)的測量系統(tǒng)20或166)測量電信號。

在208處，使針對多對傳感器確定的源電壓之間的差異最小化(例如，通過求解最小化函數(shù)34)以確定源在坐標系中的對應(yīng)位置。假設(shè)在導(dǎo)電體積中存在足夠的均勻性，可以相對于所有傳感器共同地執(zhí)行在208處的最小化。替代地，可以相對于電極的多個不同子集執(zhí)行在208處的最小化，并且可以通過聚合已針對傳感器的各子集中的每個子集確定的各位置來確定該位置。例如，可以根據(jù)本文公開的方程(3)和/或(4)來實現(xiàn)該最小化。

在210處，確定的位置被儲存在存儲器中。存儲器可以包括可訪問以供檢索的任何本地或遠程存儲器(例如，易失性和/或非易失性存儲器)，諸如用于由與實現(xiàn)方法200的計算機相同或不同的計算機使用。儲存的源位置可以因此表示定位的源的空間坐標。如以上所提及的，在一些示例中，存在多個源，該多個源可在相同或不同的探針上，并且對于每個這種源，可以在210處儲存這種各位置中的每個。在212處，諸如在生成并且提供給顯示裝置的輸出中，物體的位置能夠被可視化。例如，標識的位置可以覆加在病人的解剖結(jié)構(gòu)(諸如，心臟或經(jīng)由方法200將源定位以駐留的其它解剖區(qū)域)的圖形測繪圖中。通過在共同坐標系中或(經(jīng)由配準或變換)確定位置和圖形測繪圖，有助于源電極位置以及攜帶在16處被確定其位置的場源的裝置的可視化。

鑒于前述的結(jié)構(gòu)和功能描述，本領(lǐng)域技術(shù)人員將會了解，本發(fā)明的各部分可被實施為方法、數(shù)據(jù)處理系統(tǒng)或計算機程序產(chǎn)品。因此，本發(fā)明的這些部分可采取完全硬件實施例、完全軟件實施例或者組合軟件和硬件的實施例的形式。另外，本發(fā)明的各部分可以是計算機可用儲存介質(zhì)上的計算機程序產(chǎn)品，該計算機可用儲存介質(zhì)在該介質(zhì)上具有計算機可讀程序代碼?？衫萌魏魏线m的計算機可讀介質(zhì)，包括但不限于靜態(tài)和動態(tài)儲存裝置、硬盤、光學(xué)儲存裝置和磁儲存裝置。

本文也已參照方法、系統(tǒng)和計算機程序產(chǎn)品的方框例示圖描述本發(fā)明的某些實施例。將會理解，例示圖的方框和例示圖中的方框的組合可以由計算機可執(zhí)行指令實現(xiàn)。這些計算機可執(zhí)行指令可被提供給通用計算機、專用計算機或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備(或者裝置和電路的組合)的一個或多個處理器以產(chǎn)生機器，使得經(jīng)由處理器執(zhí)行的指令實現(xiàn)在一個或多個方框中指定的功能。

這些計算機可執(zhí)行指令還可被儲存在計算機可讀存儲器中，該計算機可讀存儲器可以指引計算機或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備以特定方式工作，使得儲存在計算機可讀存儲器中的指令導(dǎo)致一件制品，該制品包括實現(xiàn)一個或多個流程圖方框中指定的功能的指令。計算機程序指令也可被加載到計算機或其它可編程數(shù)據(jù)處理設(shè)備上，以引起在計算機或其它可編程設(shè)備上執(zhí)行一系列的操作步驟以產(chǎn)生計算機實現(xiàn)的處理，使得在計算機或其它可編程設(shè)備上執(zhí)行的指令提供用于實現(xiàn)在一個或多個流程圖方框中指定的功能的步驟。

以上描述的內(nèi)容是示例。當(dāng)然，無法描述結(jié)構(gòu)、部件或方法的每個想得到的組合，但本領(lǐng)域普通技術(shù)人員將會意識到，許多另外的組合和排列是可行的。因此，本發(fā)明意在包括落在本申請(包括所附權(quán)利要求)的范圍內(nèi)的所有這種替代、修改和變化。在本公開或權(quán)利要求敘述“一”、“一個”、“第一”或“另一”元件或其等同物的情況下，它應(yīng)該被解釋為包括一個或多個這種元件，既不需要也不排除兩個或更多的這種元件。如本文所使用，術(shù)語“包括”意味包括但不限于，以及術(shù)語“包含”意味包含但不限于。術(shù)語“基于”意味至少部分地基于。