具体实施方式

综述

体内探头，诸如导管，被用在各种治疗和诊断医学规程中。探头被插入患者的生物体中并且将其导航到体腔内的目标区域，以执行医学规程。在基于磁场的位置跟踪系统中，将外部磁场施加到患者身体。安装在导管的远侧末端附近的传感器通过产生电信号而响应磁场。跟踪系统使用该信号来定位导管在患者身体内的位置和取向。磁场通常由多个场发生器产生，例如场生成线圈。

在本文中描述的本发明的实施例提供了小且平坦的定位垫配置。所公开的定位垫包括安装到表面上的多个磁场发生器（例如，平面线圈）。场发生器的轴都与该表面垂直。当该表面完全平坦时，场发生器的轴彼此平行。

所得的定位垫具有薄型，并且可容易地放置在患者的下方。在一些实施例中，定位垫表面稍微成型，即稍微偏离平面，例如以便贴合MRI扫描仪。

在一些实施例中，在定位垫中的场发生器用具有不同频率的交流电（AC）驱动信号来驱动，使得在导管远侧末端处的传感器中感应的信号可彼此区分开。具有平行轴的场发生器的使用有助于所得的磁场的数学建模，该数学建模基于导管传感器输出简化了导管远侧末端的位置和取向的计算。

在示例具体实施中，在两阶段过程中估计探头位置。在第一阶段中，从由探头中的位置传感器感测的复合信号的绝对量值来估计定位垫的平面上方的探头高度。然后，通过分析在复合信号中的不同频率的相对量值可确定探头相对于定位垫的横向位置。该初始估计本身可被输出，或其可用作更准确的迭代位置估计过程的起点。

在一些实施例中，场发生器包括嵌入外壳内的硅氧烷中的线圈，以便抑制可由MRI扫描仪生成的音频共振。在其它实施例中，变压器用于在低阻抗放大器之间的阻抗匹配，低阻抗放大器用于将信号驱动到高阻抗磁线圈内。

概括地说，本文所述的改善的定位垫配置允许当患者在MRI扫描仪的第二磁环境内时来操作磁探头跟踪系统。所公开的定位垫适合与探头中的单轴位置传感器一起使用，使得更简单且更薄的探头可在医学规程中使用。

系统描述

图1是根据本发明的实施例的用于和磁共振成像（MRI）搭配的磁导管跟踪的系统20的示意性图解。系统20包括MRI扫描仪22、体内探头24诸如导管以及控制台26。探头24包括在导管24的远侧末端34处的传感器（如稍后将在图2A中所示），该传感器用于跟踪导管24在患者32的身体内的位置。

例如，导管24可用于标出患者32的心脏28的腔室中的电位，其中多个电极设置在导管24的远侧末端34附近，多个电极接触多个点处的心脏腔体的组织。在另选的实施例中，以必要的变更，导管24可用于心脏或其他身体器官中的其他治疗和/或诊断功能。

操作者30，诸如心脏病专家，经由皮肤将探头24穿过患者32的血管系统插入，使得探头的远侧末端34进入体腔，该体腔在本文中假定为心腔。相对于图2A，其示出并更具体地说明了远侧末端34。

控制台26使用磁位置感测确定心脏28内侧的导管24的远侧末端34的取向和位置坐标。对于感测，控制台26操作驱动电路36，该驱动电路36驱动如在插图中以及下面工作台37上的患者躯干下方的横截面中所示的定位垫38中的一个或多个磁场发生器39。响应于由定位垫38生成的磁场，安装在远侧末端34中的位置传感器生成电信号，从而使得控制台26确定远侧末端34相对于定位垫38的位置和取向，并且因此确定在患者32的心脏内的位置和取向。

MRI扫描仪22包括磁场线圈29，该磁场线圈包括场梯度线圈，所述磁场线圈和场梯度线圈一起生成空间移变的磁场。空间移变的磁场为由扫描仪生成的射频(RF)信号提供了空间定位。此外，扫描仪包括发射/接收线圈31。在传输模式中，线圈31辐射射频能量至患者32，射频能量与患者组织的核自旋相互作用并从而重新调整远离其平衡位置的核的磁矩。在接收模式中，随着组织核弛豫至其平衡状态，线圈31检测从患者组织接收的射频信号。

在图1所示的实施例中，处理器40具有双重功能性。第一，响应于由定位垫38生成的磁场，处理器40具有接口电路（未示出）以接收在导管远侧末端34处的传感器中感应的电信号，并且使用所接收的电信号来定位患者身体内的导管。

第二，通过使用电路来控制MRI线圈29，包括形成要求的磁场梯度，以及使用其他电路来操作围绕患者32的传输/接收线圈31，处理器40操作MRI扫描仪22。处理器40使用线圈31接收的信号，获得患者32的心脏28或至少是待成像的心腔的MRI数据。处理器40使用该数据在显示器42上向操作者30显示心脏28的图像44。另选地，处理器40的功能可划分在两个处理器之间，一个管理磁位置跟踪系统，而一个管理MRI扫描仪。

在一些实施例中，由磁跟踪系统获得的导管的位置可重叠在由MRI扫描仪22获得的显示器42上的心脏28的图像44上。在其它实施例中，操作者30可使用一个或多个输入装置46调控图像44。

处理器40也可被配置成减少任何磁干扰或相应的MRI系统和磁导管跟踪系统的共存效应，其可例如降低系统性能。换句话说，处理器40被配置成补偿任何耦合效应，例如，由在MRI扫描仪22中使用的MRI线圈29和31生成的磁场与在用于磁导管跟踪系统的定位垫38中的磁发生器39之间的耦合效应。

处理器40通常包括通用计算机，该计算机用软件来编程以执行本文描述的功能。例如，可经网络将软件以电子形式下载到处理器40，或者将软件设置在非临时性有形介质上，诸如光学的、磁的或电子的存储介质。另选地，可通过专用或可编程的数字硬件组件，或通过使用硬件和软件元件的组合来进行处理器40的一些或全部功能。

磁导管跟踪系统可实现为购自Biosense Webster有限公司（加利福尼亚州钻石吧市）的CARTO XP EP导航和消融系统，并经适当的修改以执行在此描述的规程。

图1所示的实施例仅仅用于概念清晰目的，并且绝非限制本发明的实施例。MRI扫描仪22和磁导管跟踪系统可具有用于每个系统的独立的处理器，而非如在系统20中所示的实施例中进行共享。单个或独立的显示器可用于MRI扫描仪和导管跟踪系统。

MRI兼容定位垫

图2A是根据本发明的实施例的定位垫38的示意性图解。定位垫38包括多个磁场发生器39，其以在图2A的横向XY平面中所示的阵列布置。在图2A的实施例中示出了相同大小的十二个发生器39。该阵列保持在可由任何合适的材料诸如各种塑料制成的外壳中。X-Y-Z坐标轴显示在具有厚度t的定位垫39的外壳的左下侧。

每个发生器39均包括平面线圈100，其绕组与X-Y平面平行。在一些实施例中，线圈100被沟槽105围绕。线圈可由任何合适的材料诸如铜形成。当将信号，通常是电流，施加到线圈100时，响应于所施加信号，线圈100生成沿着Z轴取向并与线圈平面（X-Y平面）垂直的磁场B。在该示例中，所有磁场的轴都彼此平行并与定位垫的表面垂直。在定位垫上方区域中的复合磁场包括来自多个场发生器的磁场B的叠加。

如图1的插图所示，当患者32躺在定位垫38上并且导管24被导航到定位垫上方的患者身体内的目标区域时，响应于复合磁场靠近导管的远侧末端34的磁传感器线圈120生成电信号，通常是电压。在此假定传感器线圈120为在导管24的远侧末端34处的单轴传感器。（另选地，导管24可包括多轴位置传感器，例如包括三个互相正交的线圈的传感器。）

在本文中所呈现的实施例中，定位垫被配置成放置在患者和工作台37的顶部表面之间，例如，其中患者躺在定位垫的顶部上。定位垫的横向尺寸通常只限于移动到MRI扫描仪中的患者工作台37的横向尺寸。定位垫的厚度t经常被配置成不超过5mm。这样，MRI扫描仪不与磁跟踪系统的定位垫38冲突或不妨碍磁跟踪系统的定位垫38，或反之亦然。

系统20中的处理器40被配置成使用传感器120感测的电信号来计算传感器120相对于X-Y-Z轴原点的位置向量和取向向量。位置向量为从原点到传感器120的向量。取向向量为穿过导管24的轴向向量。图2A所示的X-Y-Z坐标系的原点的位置仅仅用于概念清晰目的，并且绝非限制本发明的实施例。该原点可限定在相对于定位垫的任何合适的位置中。

图2B是根据本发明实施例的定位垫的另选的实施例的示意性图解。在该实施例中，虽然线圈100的每行140是平面的，但所有行位于稍微弯曲的表面上。也在该配置中，由线圈100生成的磁场的轴与定位垫的表面垂直。例如，图2B的弯曲配置可用于贴合MRI扫描仪22的腔室。

在图2B所示的最右边的行上，磁场发生器39具有覆盖线圈100的封盖150，封盖150可由任何合适的材料诸如塑料形成，从而覆盖整个阵列。

如将在以下所描述的，在图2B的配置中，由线圈100生成的磁场B几乎彼此平行。发现由于图2B所示的弯曲而产生的磁场B的任何小的平行偏差对于导管位置跟踪系统的准确性具有忽略不计的冲击。

当定位垫38用在MRI环境中时，大的磁MRI线圈生成非常大的磁场，诸如在0.5-3特斯拉（Tesla）范围内的磁场。磁导管跟踪系统诸如CARTO系统使用具有音频范围内的AC频率的磁体。从而，当在大的MRI磁体存在下用音频驱动磁线圈100时，小的磁线圈100可在音频下共振，例如从19kHz到22kHz。因此，在一些实施例中，线圈被灌封在弹性材料中，诸如硅氧烷或任何其他合适的材料，以便抑制或换句话讲阻止共振。例如，沟槽105和围绕线圈100的任何其他区域可被硅氧烷或任何其他合适的材料填充，其可抑制MRI环境中定位垫38中的线圈100的音频共振。

例如，由于在这些频率下以及小尺寸线圈100处的集肤效应，小的磁线圈100也可表现出大约600欧姆的大阻抗。这些线圈用驱动器放大器36驱动，该驱动器放大器36通常具有大约6欧姆的输出特性阻抗。在一些实施例中，为驱动这些高阻抗线圈，具有阻抗变压比的变压器可用在驱动器放大器36中，以克服从6欧姆到600欧姆的阻抗失配。

所示图2A和图2B的阵列配置仅仅用于视觉清楚目的，并且绝非限制本发明的实施例。可使用在任何合适配置中的任何合适数量的磁线圈100。线圈100不限于平坦的圆形形状，而是可为任何合适的形状。

用MRI兼容定位垫计算导管的位置和取向

如上所述，在所公开的实施例中，由定位垫38的线圈100生成的磁场彼此平行并与定位垫的表面垂直。因此，复合磁场的量值随Z坐标而变化，但是其作为X和Y的函数是基本上恒定的。因此，当使用单轴传感器（例如，图2A中的传感器120）时，由传感器感测的复合信号的量值强有力的地指示定位垫38上方的远侧末端34的高度，但是该复合信号的量值对远侧尖端相对于定位垫的侧向位置不灵敏。这种不灵敏性可导致由处理器40执行的位置和取向估计过程的不准确或者甚至缺乏转化。

该问题的一个可能的解决方案是在导管中使用更复杂的位置传感器，诸如三轴传感器。此类布置在上面引用的美国专利申请US 2007/0265526中被描述。然而，这种解决方案复杂并且增大了导管直径。

在一些实施例中，处理器40估计导管24的位置和取向是两阶段的过程。以下描述的该过程允许单轴传感器结合薄型定位垫使用。所公开的过程计算简单且收敛迅速并有效。通常，虽然总共五个线圈100足够提供准确的定位，但更大数量的线圈（例如，如图2A和图2B所示的十二个线圈）对于更高的准确性和稳健性来说是优选的。

在一些实施例中，线圈100用具有不同的相应频率的AC信号驱动，使得在单轴传感器线圈中感应的信号可以彼此区分开。

图3是根据本发明的实施例示意性地示出用于估计导管24的远侧末端34相对于定位垫38的位置的方法的流程图。在定位步骤200，定位垫38放在患者32下方。在插入步骤210，导管24被插入患者32体内。在生成步骤220，用具有不同频率的相应的AC驱动信号来驱动线圈100。

在测量步骤230，响应于磁场，处理器40测量导管传感器120中感应的电压信号。在第一估计步骤240，通过计算电压信号的平均（例如，RMS）强度（其与由线圈100产生的复合磁场的平均量值成比例），处理器40估计传感器距定位垫的初始Z距离。

在第二估计步骤250，通过分析所感应的电压信号中的各个不同频率分量的相对振幅，处理器40估计传感器相对于定位垫38的初始X-Y位置。因为每个信号分量具有不同的频率，所以处理器40能够在由不同线圈100感应的信号分量中进行辨别。为此，处理器40用合适的数字滤波法可过滤由传感器120感测的信号。

在迭代估计步骤260，处理器40精确修正从步骤250的传感器的初始X-Y位置估计和从步骤240的传感器的Z位置估计。通常，处理器40实行使用初始X-Y-Z坐标（步骤240和250的输出）作为初始条件的迭代位置估计过程。由于相对准确的初始条件，迭代过程迅速收敛且可靠地收敛到导管远侧末端的准确的X-Y-Z坐标。

因此应该理解，上述实施例均以举例方式举出，并且本发明不受上文特别显示和描述的内容限制。相反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合，以及本领域技术人员在阅读上述说明时可能想到且未在现有技术范围内公开的变化形式和修改形式。以引用方式并入本专利申请的文献将视为本专利申请的整体部分，但是，如果这些并入的文献中定义任何术语的方式与本说明书中明确或隐含地给出的定义相冲突，则应只考虑本说明书中的定义。