心內膜三維導航系統和導航方法

2023-06-22 14:57:16

專利名稱：心內膜三維導航系統和導航方法
技術領域：
本發明涉及一種手術導航系統，尤其涉及一種在心內科的導管介入手術中進 行導管導航的系統。
背景技術：
在心內科導管介入手術中，需要通過導航技術對導管進行導航。導管的導航技術簡述如下通過取得導管在心內膜上的位置信號來構建一個三維的心腔模型， 在三維心腔模型上觀察導管信號位置，以獲得導管在心內膜上的實際位置，便於醫 生在手術中的操作。現有的心內膜三維導航方法一般包括以下幾個步驟用三對空間位置正交的 激勵電極放置在體表上，對激勵電極加電以形成三維電場；導管電極採集導管所處 位置在三維電場中的電場信號，根據電場信號計算出導管的位置信息；考慮到呼吸 引起的形變對電場的影響，還需要對導管的位置信息作一個校正；將校正後的導管 位置信息在某一特定時刻作一個同步；+艮據同步後的導管位置信息形成一個三維心 腔模型。公開號為US2004/0254437的美國專利申請"METHOD AND APPARATUS FOR CATHETER NAVIGATION AND LOCATION AND MAPPING IN THE HEART"公開了一種導 航定位系統，該導航定位系統通過分時方式驅動激勵電極獲得攜帶呼吸信息的數 據，並將這些數據線性加權後從獲得導管位置數據中減去這些數據。該申請的缺點 在於(a)針對呼吸波的處理技術，採用時分系統採集呼吸波形數據，由於激勵 和採集必須在同一平面內的相互不正交的電極對之間進行，所以能夠採集的電極組 合模式有限，從而提取的呼吸相關信息也不夠豐富，電路結構複雜；(b)採用了 一種線性加權的方法補償呼吸波形的影響，模型簡單，計算誤差大；(c)採用電 流脈衝的形式產生外部激勵，易受電極系統接觸電容的影響，而且採集的呼吸波數 據處理算法精度有限
發明內容
本發明的目的在於解決上迷問題，提供了一種心內膜三維導航系統和導航方 法，它改進了腔內的導管定位技術，使得結構簡單、導航精度高。本發明的技術方案為 一種心內膜三維導航系統，用於心內膜上導管的導航， 所述系統包括一激勵裝置，包括數字控制邏輯和恆流發生模塊，同時產生三個低於10KHz的不同的連續 正弦波；和三對激勵電極，位於體表且在空間位置上相互正交，與所述數字控制邏 輯和恆流發生模塊連接，所述三個連續正弦波分別加載在該三對激勵電極上，在體 內形成三維的低頻穩恆電場；一導管位置信號獲取裝置，包括導管，位於心內膜上，所述導管上附有電極，用於提取所述導管在所述 激勵電極形成的三維電場中的電場信號；第一定位放大器，連接所述導管電極，用於對提取的電場信號進行放大；第一模數轉換器，連接所述第一定位放大器，用於將放大後的電場信號 轉換成數位訊號；數字解調器，連接所述第一模數轉換器，用於在轉換後的數位訊號中提 取導管位置的電場信號強度信息；和坐標轉換模塊，將導管位置的電場信號強度信息轉換成導管位置信號； 一呼吸阻抗調整裝置，包括體表電場信號採集電極，採集的體表電場信號包含肺部體積變化的信息；第二定位放大器，連接所述體表電場信號採集電極，用於對採集到的體 表電場信號進4於方欠大；第二模數轉換器，連接所述第二定位放大器，用於將放大後的體表電場信號轉換成數位訊號；呼吸數據提取模塊，連接所述第二模數轉換器，用於提取呼吸阻抗的變化信息；和
呼吸校準模塊，輸入端連接所迷呼吸數據提取模塊和所述導管位置信號 獲取裝置中的數字解調器，輸出端連接導管位置信號獲取裝置中的坐標轉換模塊的 輸入端，從導管位置的電場信號強度信息中剔除呼吸阻抗的變化信息造成的偽差，輸出得到校準的導管位置信號；一心腔機械外形同步裝置，包括心臟同步信號提取模塊，採集包含心臟搏動周期信息的電生理信號；和 同步處理模塊，輸入端連接所述心臟同步信號提取才莫塊的輸出端和坐標轉換模塊的輸出端，將導管位置信號的更新與心內膜外形的周期性變化進行同步處理。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述數字控制邏輯和恆流發生模塊產生 的三個低於10KHz的不同的連續正弦波的頻率範圍是4 ~ 6KHz;所述第一模數轉 換器和第二模數轉換器是高解析度音頻模數轉換器。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述呼吸阻抗調整裝置中體表電場信號採 集電極包括所述激勵電才及和體表ECG電極。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述心腔機械外形同步裝置中心臟同步信 號提取模塊的信號源包括血液動力學指標、生物化學指標。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述第一定位放大器和/或第二定位放大 器還設有一自動校準裝置，所述裝置包^":溫度探測器，用於探測環境溫度是否發生改變；校準控制模塊，連接所述溫度探測器，在溫度探測器探測到溫度發生改變後啟 動校準過程，控制所述第一定位放大器和/或第二定位放大器進入校準模式；校準信號發生器，連接所述校準控制模塊，在校準控制模塊啟動校準過程後產 生一初始;f交準信號；幅度提取模塊，輸入端連接所述數字解調器，輸出端連接所述校準控制模塊， 所述幅度提取模塊輸出帶有誤差的校準信號強度至所述校準控制模塊，所述校準控 制模塊根據初始校準信號的強度與帶有誤差校準信號的強度計算出放大誤差，所述 誤差作為補償控制放大器的放大增益。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述呼吸校準模塊進一步包括 濾波單元，輸入端接收導管電極的固定位置信號以及體表電極採集到的阻抗變
化信息，輸出導管電極的阻抗變化信息和體表電4及的阻抗變4匕信息；呼吸模型參數提取單元，輸入端連4妄所述濾波單元的輸出端，以體表電極的阻 抗變化信息作為輸入信號，變換組合輸入信號以使其逼近導管電極的固定位置信號，達到最優逼近後呼吸模型的參數被輸出；參數應用單元，輸入端連接所述濾波單元和呼吸模型參數提取單元，根據呼吸模型的參數對體表電極的阻抗變化信息進行變換組合，輸出一個校準波形信號； 減法單元，輸入端連接所述數字解調器和所述參數應用單元，從導管電極位置信號中減去校準波形信號，輸出得到校準的導管位置信號。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述系統還包括圖形顯示裝置，輸入端連接所述同步處理模塊，用於根據同步後的導管位置信號建立心腔的三維模型。上述的心內膜三維導航系統，其中，所述系統還包括電生理信號標測裝置，所述電生理信號標測裝置包括電生理信號採集電極，包括ECG電極和導管電極，採集人體的電生理信號； 電生理信號放大器，連接所述電生理信號採集電極，將採集到的人體電生理信號進行放大；模數轉換器，連接所述電生理信號方文大器，將放大後的人體電生理信號轉換成 數位訊號；電生理信號提取模塊，連接所述模數轉換器，從數位訊號中提取心腔內特定位 置的電生理活動信息並作為輸出。另一方面，本發明還描述了一種心內膜三維導航方法，用於心內膜上導管的導 航，所述方法包括在體表上放置三對在空間位置上正交的激勵電極，使用三個頻率互不相同的低 於10KHz的連續正弦波穩恆電流對三對激勵電才及加電，形成三維的低頻穩恆電場；導管電極採集導管在三維電場中的電場信號，經信號放大、模數轉換以及數字 解調後提取導管位置的電場信號強度信息；體表電極和ECG電極採集體表電場信號，經信號放大、模數轉換後提取呼吸 阻抗的變化信息；從電場信號強度信息中剔除呼吸阻抗變化信息造成的誤差，輸出經校準的導管 位置信號；
採集包含心臟搏動周期信息的電生理信號，將經校準的導管位置信號與心臟外形的周期性變化進行同步處理；根據同步處理後的導管位置信號建立心臟的三維模型。 上述的心內膜三維導航方法，其中，從電場信號強度信息中剔除呼吸阻抗變化信息造成的誤差進一步包括固定一導管電極，將該電極收集到的定位信號作為一個校準輸入信號，通過濾 波將人體阻抗的低頻率變化信息提取出來；通過激勵電極和ECG電極採集阻抗變化信息，經濾波後將該阻抗變化信息變 換組合使其逼近校準輸入信號，當達到最優逼近後提取數學才莫型的參數；根據上一步提取到的數學模型參數對阻抗變化信息進行變換組合，輸出一個校 準波形信號；從導管電極位置信號中減去校準波形信號，輸出經校準的導管位置信號。 本發明對比現有技術有如下的有益效果本發明有區別現有技術的如下特徵 以分頻率正弦波的激勵技術以及多體表電極的呼吸數據的收集技術，驅動電極同時 是採樣電極。對採集到的電場信號先進4亍模數轉換再進行數字解調。在呼吸信號的 處理方面用ECG電極和激勵電極共同獲取電場信號。利用血液的動力學或者生物化 學指標作為同步信號的輸入，以確定導管在心臟搏動周期某個時刻的位置。自動校 準定位放大器。本發明具有結構簡單、校準筒便、處理算法先進、導航精度高等優 點。


圖1是本發明的心內膜三維導航系統的一個較佳實施例的框圖。圖2是本發明的激勵電極實施例的示意圖。圖3是本發明的呼吸校準模塊的實施例的框圖。
具體實施方式
下面結合附圖和實施例對本發明作進一步的描述。圖1示出了本發明的心內膜三維導航系統的一個較佳實施例。請參見圖1,心 內膜三維導航系統IO包括以下幾個部分激勵裝置、導管位置信號獲取裝置、呼
吸阻抗調整裝置、心腔機械外形同步裝置、圖形顯示裝置、電生理信號標測裝置。 激勵裝置由數字控制邏輯和恆流發生模塊11和與之連接的激勵電極組12組 成。請同時參見圖2,激勵電極組12位於體表，包括三對空間位置上正交的激勵電極X方向激勵電極121、 Y方向激勵電極122和Z方向激勵電極123。數字控制 邏輯和恆流發生模塊11產生三個低於i0KHz的不同的連續正弦波，分別加載在這三對激勵電極121 ~ 123上，在體內形成一個三維的低頻穩恆電場。較佳地，正弦 波的頻率控制在4 6KHz。本發明的發明點之一在於加載在激勵電極上的信號是數KHz的不同的連續 正弦波。主要基於如下考慮由於電極與人體之間，人體內部存在許多非線性的效 應。對一些諧波豐富的激勵方式，如採用高頻脈沖激勵的方式或者正弦波分時激勵 的方式，容易造成較大的誤差，比較而言唯有採用連續的單頻率的正弦波才能將這 種非線性導致的測量誤差減小到最低。其次，由於在臨床應用中一些產品需要藉助 電脈衝激勵來獲取病人的呼吸、心跳的每搏輸出量等生理參數相關的等阻抗信息， 這些測試設備一般採用的激勵信號為幾十KHz，所以本申請選用的數KHz的激勵頻 率可以有效避開這些設備的工作頻率範圍從而提高設備在使用上的兼容性。導管位置信號獲取裝置包括位於心內膜13上的導管、定位放大器15、模數轉 換器16、數字解調器17和坐標轉換模塊18。呼吸阻抗調整裝置包括用於採集體表 電場信號的激勵電極組12和體表ECG電極19、定位放大器15、模數轉換器16、 呼吸數據提取模塊20和呼吸校準模塊21。另外，在這些電極與定位放大器15之 間還設有一個緩沖器22。在本實施例中，呼吸阻抗調整裝置和導管位置信號獲取 裝置的定位放大器和模數轉換器是同一個，本實施例僅作為示例，兩者的定位放大 器和模數轉換器也可以分開設置。在導管位置信號獲取裝置中，導管上安裝有導管電極14,採集導管在三維電 場中的電場信號，經緩衝器22在定位放大器15中被放大，再經模數轉換器16轉 換成數位訊號，由數字解調器17從數位訊號中提取導管位置的電場信號強度信息。 本實施例，正弦波的頻率降低到數KHz,處於典型的音頻範圍內，因此可以用高分 辨率音頻模數轉換器作為模數轉換器16。音頻模數轉換器的使用可以提高系統的 信噪比，進一步降低放大器設計複雜度，而且接口也具有成熟的工業標準。在數字解調器n中，可以採用常見的信號處理方法來提取此刻代表導管位置
的正弦信號的幅度。針對本實施例中單頻率正弦信號的幅度提取，有許多可以使用的處理算法，DFT算法是一種常見的高效的處理算法。DFT的典型算式如下 w—iformula see original document page 12 ， x(k)為規一化後的採樣信號的DFT的某個頻率的值，取激勵的三個頻率信號為Fx, Fy, Fz,以求取Fx頻率的信 號幅度為例，為了防止頻譜洩漏，要求算式中長度為N的x(j)序列中包含整數 個頻率為Fx以及(Fx-Fy), (Fx-Fz)的完整的波形周期。而為了確保算法實現的 效率則要求X， Y, Z三個頻率的計算採用相同的序列長度，同時如果在50Hz 電源的工作環境中則期望進行解調的算法周期為20ms。採樣率Fs和Fx, Fy, Fz之間需要均衡以滿足這些條件。DFT變換的結果包含的複數信息提示了經過人體調製後的信號中的相位信 息，即本地的正弦信號與激勵源的信號的相位差，而有用的信息卻是最後結果的模， 由於本發明的ADC轉換和激勵信號的發生都是在同一顆數字晶片中完成的，激勵 和採樣的信號可以嚴格的同步，所以通過調節數字解調時，本振的相位可以把解調 後的相位差控制在O度附近，進而可以使得最後的DFT結果的虛部始終為零，從 而可以將DFT模的求取簡化為僅僅是實部的計算，這樣可以將DFT的計算開銷減 少50%。本發明的另一個發明點在於對採集到的電場信號先進行模數轉換，再進行 數字解調處理。這也是基於激勵信號是悽tKHz正弦波，低頻率提高了數字解調的 精度，使提取到的電場信號強度更為準確。考慮到呼吸形變引起電場的變化，即使導管被固定，在呼吸形變的影響下腔 內電場發生輕微的改變，導管所處位置的電場信號也會隨之發生變化。導管在固定 的位置，其電場信號也將發生變化，顯然會導致後續的推導位置信號的誤差。上述 的呼吸阻抗調整裝置就起到了調整呼吸形變誤差的作用。激勵電極組12在腔內形 成三維電場的同時也會在體表形成一個電場，呼吸導致的肺阻抗的變化可以在體表 電場的變化上予以體現，所以本系統從體表直接使用電極獲取阻抗相關的數據。位 於體表的激勵電極組12和多個ECG電極19 (圖中僅示出一個)採集自身所處位 置的體表電場信號，這些信號包換了肺部體積變化的信息。體表電場信號經定位放 大器15放大，模數轉換器16轉換成數位訊號後，在呼吸數據提取模塊20中提取
呼吸阻抗的變化信息。呼吸校準模塊21接收呼吸提取模塊20的呼吸阻抗變化信息 以及數字解調器17的導管位置電場信號強度信息，從導管位置電場信號強度信息 中剔除呼吸阻抗變化信息造成的偽差，輸出經過校準的導管位置信號。請參見圖3,呼吸校準模塊21由濾波單元211、呼吸模型參數提取單元212、 參數應用單元213和減法單元214組成。呼吸校準模塊21的工作流程可以分為兩 個步驟模型參數提取和數據應用。導管電極需要被暫時固定，隨後從導管電極14收集到的定位信號被用作一個 校準輸入信號Xc,如果儀器使用過程中某個導管一直處於固定位置(如冠狀竇電 極導管上一般都靜止在冠狀竇中)，則校準過程可以被省略，而直接以該固定電極 的位置信號作為校準輸入信號。Xc帶有人體阻抗的數據，和心臟本身搏動導致的導管的瞬態位移以及導管本 身所在的空間的靜態位置。這三種信號在頻域上是分開的，而校準只針對人體阻抗 數據進行，所以可以通過濾波單元211將人體阻抗的低頻率的變化的信息提取出 來，濾波單元可以是0.01 ~ 0.5Hz的帶通濾波器。從體表ECG電極19和激勵電極 組12上收集的阻抗信息Yi,同時也經過濾波單元211後，送入呼吸模型參數提取 單元212。呼吸模型參數提取單元212的用途是接收阻抗信息Yi作為輸入，通過 某種數學方法，如標準LMS最小均方算法，變換組合Yi信號，以使變化組合後 的結果逼近Xc,達到最優逼近後(如以逼近後的誤差作為評判條件，誤差小於等 效的0.2mm的精度即為最優逼近)，最優數學模型的參數被輸出，模型參數提取 過程結束，進入數據應用步驟。在數據應用過程中，Yi信號經過濾波後持續進入參數應用單元213,該單元 213按照上一步驟提取的數學模型來對Yi信號進行變換組合，其輸出為一個與Xc 經濾波後接近的波形Oc，隨後在正常的電場強度信號Mi中與這個波形Oc相關的 數據使用減法即可剔除，從而可以得到校準後的導管電場強度信號Ni。本發明的又一發明點在於在本系統的使用環境中，病人身體上一般都連接 體表ECG電極，在僅增加很少成本的基礎之上，我們利用現有的設計結構，通過 ECG電極收集人體的阻抗變化信息，從而可以為針對呼吸的校準措施提供更多的 信息。這個信息採集要比背景技術部分介紹的專利申請在實現上要簡單很多，而且 由於使用分頻的方式進行連續激勵，對肺部阻抗的檢測在時間和空間上也是連續
的。更重要的是這樣ECG電極兼容阻抗電極的提供呼吸數據的方式可以獲取更多 的校準信息，從而可以進一 步提高校準精度。經校準的導管位置的電場信號強度信息在坐標轉換模塊18中變換成導管位置信號。由於導管在人體的內部是隨著心臟跳動的，這裡的導管位置信號對應著不同 的時刻，所以還是無法確定心臟的實際形狀。為了準確獲取導管相對心臟的準確位 置，需要讓導管的位置數據的更新同步於心腔外形的周期性變化。心內膜機械外形同步裝置包括心臟同步信號提取模塊22和同步處理模塊23 。 除了採用如體表心電圖、腔內心電圖等常規電生理信號作為心臟的同步信號外，還 採用了其它更符合心腔機械外形結構的同步方式進行同步，如血液的動力學或者生 物化學指標作為同步信號源35以供輸入，這些同步信號源35中的信號可以是腔內 血壓信號、無創的血壓信號以及血氧飽和度信號等，這些信號的測量技術非常成熟， 且與心腔的機械外形周期更具有相關性。電生理信號直接通過本發明中的心內導管 和體表電極(如ECG電極19、激勵電極組12等)採集後進入心臟同步信號提取 模塊22，同時同步信號接口可以從其它裝置接收諸如血壓、血氧飽和度等生理信 號。這些信號進入心臟同步信號提取模塊22,可選擇一種或多種進行同步信息提 取,提取方式可以是選擇信號波形周期中的某個時刻，如瞬間血壓變化最快的時刻、血樣濃度最低的時刻或者這些時刻之前的一定時刻作為輸出，送入同步處理模塊 23中以確定導管在心臟搏動周期某個時刻的位置。此外，由於單一一種生理信號在採集處理的過程中經常會不可避免的產生偽 跡，比如有創血壓信號有可能會因為導管的抖動，造成測量結杲的抖動，從而引入 測量誤差，而時電生理信號同時產生偽差的可能性很小，所以多種代表心臟搏動周 期的生理信號之間相互比對，以確保同步信號的準確性。本發明的又一發明點在於傳統技術只是以體表心電圖、腔內心電圖等常規 電生理信號作為心臟的同步信號，本發明採用了其它更符合心腔機械外形結構的同 步方式進行同步，如血液的動力學或者生物化學指標作為同步信號的輸入，這些信 號可以是腔內血壓信號、無創的血壓信號以及血氧飽和度信號等，使得同步精度更 高。同步處理模塊23將導管在心臟搏動周期某時刻的位置信號傳輸給圖形顯示裝 置25,建立心腔的三維圖像模型，導管當前位置標識在該模型上。
電生理標測裝置包括用於採集人體電生理信號的ECG電極19和導管電極14 、 與ECG電極19連接的ECG放大器27、與導管電極14連接的EP信號放大器26、 模數轉換器28、 29以及電生理信虧提取模塊30。 ECG放大器27和EP信號放大 器26將採集到的人體電生理信號放大，然後經模數轉換器28、29轉換成數位訊號。 電生理信號提取模塊30連接模數轉換器28、 29，從數位訊號中提取心腔內特定位 置的電生理活動信息並輸出至圖形顯示裝置25，將電生理活動信息標記在心腔的 三維圖形模型上。放大器增益的精度對系統的定位性能有至關重要的影響，尤其是在多路的導 管同時使用的定位系統中每個通道之間的放大參數匹配對於系統的精度非常重要。 儘管本發明採用了簡化、優質的模擬放大系統，由於電容、電阻等無源器件的製造 誤差以及環境溫度的變化，放大器的通道之間的誤差存在失調，即使採用優質元件 這種誤差也是無法忍受的。為此必須在數字系統中對這種誤差進行補償。本系統在 定位放大器15上還設置自動校準裝置，採用全自動補償，可以在開機以及工作溫 度明顯變化後不需要人工參與自動校準放大器系統。該裝置包括溫度探測器31、 校準控制模塊32、校準信號發生器33和幅度提取模塊34。在溫度探測器31探測到環境溫度發生改變後，校準控制模塊32啟動校準信 號發生器33，產生校準信號，並控制定位放大器15進入校準模式，此時所有定位 放大器輸入通路被切換到校準信號上。經過數十ms的時間後，定位放大器15和 幅度提取模塊34進入穩定狀態，此時幅度提取模塊34的輸出為實際測得的攜帶誤 差信息的校準信號的強度Y。由於校準信號的幅度X是已知的，所以在校準控制 模塊32中計算出放大誤差a-Y/X,該誤差結果被校準控制模塊32保留。在退出 校準模式後，以放大誤差a作為補償控制定位放大器15的放大增益，從而實現放 大系統的校準。由於放大器系統是採用的高頻窄帶結構，所以放大器的可以在數十ms內進入 穩定狀態，從而使得校準工作可以在一個定位信號輸出的採樣周期內完成，這樣一 個快速的校準過程保證了正常信號的放大處理幾乎不受影響，所以系統可以在溫度 探測裝置檢測到信號有明顯變化時，如1攝氏度，自動啟動校準過程，從而最終使 放大器處在最佳的工作狀態，並且不影響系統的正常工作。另一方面，釆用心內膜三維導航系統的導^fe方法如下
(1) 在體表上放置三對在空間位置上正交的激勵電極，使用三個頻率互不相 同的低於10KHz的連續正弦波穩恆電流對三對激勵電極加電，形成三維的低頻穩恆電場。(2) 導管電極採集導管在三維電場中的電場信號，經信號放大、模數轉換以及數字解調後提取導管位置的電場信號強度信息。(3 )體表電極和ECG電極採集體表電場信號，經信號放大、模數轉換後提取 呼吸阻抗的變化信息。(4) 從電場信號強度信息中剔除呼吸阻抗變化信息造成的誤差，輸出經校準 的導管位置信號。(5) 採集包含心臟搏動周期信息的電生理信號，將經校準的導管位置信號與 心臟外形的周期性變化進行同步處理。(6) 根據同步處理後的導管位置信號建立心腔的三維模型。應理解，上述實施例是提供給本領域普通技術人員來實現或使用本發明的， 本領域普通技術人員可在不脫離本發明的發明思想的情況下，對上述實施例做出種 種修改或變化，因而本發明的保護範圍並不被上述實施例所限，而應該是符合權利 要求書提到的創新性特徵的最大範圍。
權利要求
1 一種心內膜三維導航系統，用於心內膜上導管的導航，所述系統包括一激勵裝置，包括數字控制邏輯和恆流發生模塊，同時產生三個低於10KHz的不同的連續正弦波；和三對激勵電極，位於體表且在空間位置上相互正交，與所述數字控制邏輯和恆流發生模塊連接，所述三個連續正弦波分別加載在該三對激勵電極上，在體內形成三維的低頻穩恆電場；一導管位置信號獲取裝置，包括導管，位於心內膜上，所述導管上附有電極，用於提取所述導管在所述激勵電極形成的三維電場中的電場信號；第一定位放大器，連接所述導管電極，用於對提取的電場信號進行放大；第一模數轉換器，連接所述第一定位放大器，用於將放大後的電場信號轉換成數位訊號；數字解調器，連接所述第一模數轉換器，用於在轉換後的數位訊號中提取導管位置的電場信號強度信息；和坐標轉換模塊，將導管位置的電場信號強度信息轉換成導管位置信號；一呼吸阻抗調整裝置，包括體表電場信號採集電極，採集的體表電場信號包含肺部體積變化的信息；第二定位放大器，連接所述體表電場信號採集電極，用於對採集到的體表電場信號進行放大；第二模數轉換器，連接所述第二定位放大器，用於將放大後的體表電場信號轉換成數位訊號；呼吸數據提取模塊，連接所述第二模數轉換器，用於提取呼吸阻抗的變化信息；和呼吸校準模塊，輸入端連接所述呼吸數據提取模塊和所述導管位置信號獲取裝置中的數字解調器，輸出端連接導管位置信號獲取裝置中的坐標轉換模塊的輸入端，從導管位置的電場信號強度信息中剔除呼吸阻抗的變化信息造成的偽差，輸出得到校準的導管位置信號；一心腔機械外形同步裝置，包括心臟同步信號提取模塊，採集包含心臟搏動周期信息的電生理信號；和同步處理模塊，輸入端連接所述心臟同步信號提取模塊的輸出端和坐標轉換模塊的輸出端，將導管位置信號的更新與心內膜外形的周期性變化進行同步處理。
2.根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述數字控制 邏輯和恆流發生模塊產生的三個低於lOKHz的不同的連續正弦波的頻率範圍是4 ~ 6KHz;所述第一模數轉換器和第二模數轉換器是高解析度音頻模數轉換器。
3. 根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述呼吸阻抗 調整裝置中體表電場信號採集電極包括所述激勵電極和體表ECG電極。
4.根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述心腔機械 外形同步裝置中心臟同步信號提取模塊的信號源包括血液動力學指標、生物化學指 標。
5.根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述第一定位 放大器和/或第二定位放大器還設有一 自動校準裝置，所述裝置包括 溫度探測器，用於探測環境溫度是否發生改變；校準控制模塊，連接所述溫度探測器，在溫度探測器探測到溫度發生改變後啟 動校準過程，控制所述第一定位放大器和/或第二定位放大器進入校準模式；校準信號發生器，連接所述校準控制模塊，在校準控制模塊啟動校準過程後產 生一初始校準信號；幅度提取模塊，輸入端連接所述數字解調器，輸出端連接所述校準控制模塊， 所述幅度提取模塊輸出帶有誤差的校準信號強度至所述校準控制模塊，所述校準控 制模塊根據初始校準信號的強度與帶有誤差校準信號的強度計算出放大誤差，所述 誤差作為補償控制放大器的放大增益。
6.根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述呼吸校準模塊進一步包括濾波單元，輸入端接收導管電極的固定位置信號以及體表電極採集到的阻抗變化信息，輸出導管電極的阻抗變化信息和體表電極的阻抗變化信息；呼吸模型參數提取單元，輸入端連4矣所述濾波單元的輸出端，以體表電極的阻抗變化信息作為輸入信號，變換組合輸入信號以使其逼近導管電極的固定位置信號，達到最優逼近後呼吸模型的參數被;愉出；參數應用單元，輸入端連接所述濾波單元和呼吸模型參數提取單元，根據呼吸模型的參數對體表電極的阻抗變化信息進行變換組合，輸出一個校準波形信號； 減法單元，輸入端連接所述數字解調器和所述參數應用單元，從導管電極位置信號中減去校準波形信號，輸出得到校準的導管位置信號。
7.根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述系統還包 括圖形顯示裝置，輸入端連接所述同步處理模塊，用於根據同步後的導管位置信號 建立心腔的三維模型。
8.根據權利要求1所述的心內膜三維導航系統，其特徵在於，所述系統還包括電生理信號標測裝置，所述電生理信號標測裝置包括電生理信號採集電極，包括ECG電極和導管電極，採集人體的電生理信號； 電生理信號放大器，連接所述電生理信號採集電極，將採集到的人體電生理信號進4於:故大；模數轉換器，連接所述電生理信號;^大器，將放大後的人體電生理信號轉換成 數位訊號；電生理信號提取模塊，連接所述模悽史轉換器，從數位訊號中提取心腔內特定位 置的電生理活動信息並作為輸出。
9. 一種心內膜三維導航方法，用於心內膜上導管的導航，所述方法包括 在體表上放置三對在空間位置上正交的激勵電極,使用三個頻率互不相同的低　於10KHz的連續正弦波穩恆電流對三對激勵電極加電，形成三維的低頻穩恆電場； 導管電極採集導管在三維電場中的電場信號，經信號放大、模數轉換以及數字解調後提取導管位置的電場信號強度信息；體表電極和ECG電極採集體表電場信號，經信號放大、4莫數轉換後提取呼吸阻抗的變化信息；從電場信號強度信息中剔除呼吸阻抗變化信息造成的誤差，輸出經校準的導管 位置信號；採集包含心臟搏動周期信息的電生理信號，將經校準的導管位置信號與心臟外 形的周期性變化進行同步處理；根據同步處理後的導管位置信號建立心臟的三維模型。
10. 根據權利要求9所述的心內膜三維導航方法，其特徵在於，從電場信號強 度信息中剔除呼吸阻抗變化信息造成的誤差進一步包括固定一導管電極，將該電極收集到的定位信號作為一個校準輸入信號，通過濾 波將人體阻抗的低頻率變化信息提取出來；通過激勵電極和ECG電極採集阻抗變化信息，經濾波後將該阻抗變化信息變 換組合使其逼近校準輸入信號，當達到最優逼近後提取數學模型的參數；根據上一步提取到的數學模型參數對阻抗變化信息進行變換組合，輸出一個校 準波形信號；從導管電極位置信號中減去校準波形信號，輸出經校準的導管位置信號。
全文摘要
本發明公開了一種心內膜三維導航系統和導航方法，它改進了腔內的導管定位技術，使得結構簡單、導航精度高。其技術方案為系統包括激勵裝置、三對激勵電極、導管位置信號獲取裝置、呼吸阻抗調整裝置、心腔機械外形同步裝置，其中激勵裝置中的數字控制邏輯和恆流發生模塊，同時產生三個低於10KHz的不同的連續正弦波，導管位置信號獲取裝置包括導管、定位放大器、模數轉換器、數字解調器和坐標轉換模塊，呼吸阻抗調整裝置包括體表電場信號採集電極、定位放大器、模數轉換器、呼吸數據提取模塊、呼吸校準模塊。本發明應用於心內科導管介入手術的領域。
文檔編號A61B5/0408GK101147676SQ20061011617
公開日2008年3月26日 申請日期2006年9月19日 優先權日2006年9月19日
發明者葉有利, 勇 張, 徐丹紅, 沈海東 申請人:上海宏桐實業有限公司