用于确定血管体腔的信息并引导医疗设备的方法和系统制作方法

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用于确定血管体腔的信息并引导医疗设备的方法和系统制作方法
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体腔血管引导医疗确定用于信息
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本发明一般涉及对医疗程序有用的方法和系统，且更特别地涉及用于确定血管体腔的信息并引导医疗设备的方法和系统背景为研究人体内血管或器官(例如，心血管)的健康，能够测量那些血管或器官的某些内部特征或参数可能是重要的，这些内部特征或参数可提供与心脏病和疾病有关的细节使得可进行适当的治疗用于测量血管或器官的尺寸的传统方法包括血管内超声(“IVUS”)或光学相干断层扫描(“0CT”)在两种情况中，能量源(超声或相干光)和散射传感器(用于超声波或光)安装在导管上并沿身体腔的轴旋转以扫描腔的内部并映射出其轮廓，揭示其横截面积但是，这些方法是非常昂贵的并且/或者是麻烦的例如，IVUS的使用需要使超声导管行进到目标区域，例如腔；获得信息；取出导管；将使用导管获得的信息与血管造影片结合以提供关于血管的参数；然后继续诸如，例如但不限于支架递送程序的医疗程序除了成本和时间劣势之外，对于患者这些程序也是不方便的已探索将基于电极的介入性仪器作为IVUS和OCT技术的替代方案一些方法使用了其上设置有两个电极的导管，用于确定血管的横截面积使用时，导管穿过血管行进到测量部位,并对电极施加AC电压，产生穿过血管内的血液的电流测量阻抗然后向腔内注射流体以用该流体替代血液，并进行第二次阻抗测量然后使用多次阻抗测量值来确定在电极之间的血管的横截面积为了结合血管成形程序使用这些导管，先使导管行进到治疗部位以进行血管横截面的测量然后取出该测量设备并使气囊导管行进到阻塞部位以进行扩张术因为该测量设备和扩张导管可能都难以行进到阻塞部位，所以不得不进行多次设备交换，这给该程序增加了更多的时间和复杂性还描述了具有可膨胀的气囊和多个血管测量电极的、尺寸敏感的血管成形导管这些电极安装在导管的表面上并单独连接到导管的近端该导管还包括无弹性的气囊该气囊被调整成通过向管状构件的腔中引入合适的流体而膨胀，以便向着血管壁挤压狭窄的伤口选择用于连接振荡器的输出端的一对电极，并选择用于感应由通过血管中的血液的传导产生的信号的第二对电极该技术需要在使用电极进行测量的时候向膨胀器中注射具有已知浓度的流体，因而增加了该程序的复杂性可能还需要对测量计时，因为流体注射为误差和程序复杂性提供了空间如果在测量的时候注射的流体未完全清除掉血管中的血液，则可能影响到测量的可重复性因此存在对改进的系统和方法的需要以准确地测量腔参数，例如心脏的脉管结构中的腔参数另外，典型的成像技术提供了尤其是关于血管和心脏的非常有限的信息例如，使用X-射线成像模式和待注射到血管中的造影剂的血管造影片提供了血管的简单二维快照在与冠心病相关的各种治疗所需要的侵入性程序期间，这些快照或图像被用来引导医师例如，解除动脉栓塞的支架(STENT)部署包括将导丝和支架递送导管沿着主动脉引入到预计的阻塞点，并随后部署支架该程序严重依赖操作设备的医师的技能通常，血管可能是弯曲的且具有可能未显现在2D快照中的转弯操作者依靠其经验并基于2D图像进行经过培训的估算以在部署支架前放置支架这可能导致错误放置及由此而来的并不理想的治疗效果为获得更准确的位置信息，获得腔轨迹的三维透视图可能是有用的某些方法已尝试使用超声技术产生流动结构及其流动腔的三维(“3D”)图像例如，某些方法已使用多个2D切片来产生3D图像这些技术是超声成像技术专用的，且因此为获得结果需要额外的设备某些方法使用了获得至少两个互补的图像以区分区域中的结构和功能的方法，使得可应用图像分割算法和用户互动编辑工具来获得部件在该区域中的3D空间关系可使用至少两种互补的成像方法(例如，CT和MRI)，基于识别存在的已知解剖学特征根据所述成像方法获得两个图像然后一起使用这两个图像以形成高分辨率的3D图像使用提供内腔仪器例如导管的图像，某些方法使用了由中空管道(尤其是血管)的内腔2D截面图像来重建3D数据记录的方法制备中空管道的2D图像，并通过关于每一个2D截面图像考虑所述仪器在空管道中的已知相对位移的位置，通过计算机由该2D截面图像的图像数据重建3D图像数据记录对于中空管道的单一截面，所描述的技术需要多个2-D图像某些方法使用了以确定的速度在腔中移动确定距离的仪器这些方法在腔内记录了 2D图像并创建了 3D图像已知技术需要制备对获得3D腔评估和观察可用的多个图像另外，在某些情况中，为了获得3D体积(VOLUME)形式的腔轨迹，彻底的程序上的变化可能是必要的，这些变化对于适应现有技术可能不是有益的另外，所描述的成像程序可能是麻烦且复杂的，且因此，需要修改医疗程序来适应成像程序，有时这是不切实际的仍存在对能准确地并在合理的时间量内提供血管的3D轨迹的方法和设备的需要，以使有技能的操作者能够以更大的自信进行复杂的侵入性程序一般地，使用多种类型的内腔仪器例如血管内超声(“ IVUS”)、光学相干断层扫描(“0CT”)、近红外光谱(NIR)以及其他腔测量仪器进行对血管腔的成像通常这些内腔测量技术提供重要的参数信息，这些参数信息在临床决策制定中帮助从业者例如，IVUS导管被用来对腔成像并确定腔的参数例如横截面积(“CSA”)例如，当确定待被递送到受验者的支架的合适尺寸时，从业者使用该信息制定临床决策但是，该参数信息不是与所使用的成像模式，例如X-射线模式同步记录的不会为了进一步的用途而保存参数被测量的相应位置医师必须估算感兴趣的点(例如，待部署支架的具有最小横截面积的区域)并将治疗用内腔设备引导到这些感兴趣的点已尝试融合由两种或更多种成像模式获得的图像以关于心脏或动脉的图像定位内腔仪器的位置在该方面，迄今为止焦点是能够通过使用两种或更多种成像模式重建腔的3D图像或创建引导系统但是，这些应用中的没有任何一个解决了内腔仪器的参数信息和位置信息的同步记录US 2011/0019892提供了一种在视觉上支持电生理导管应用的方法心脏中的感兴趣的区域的电解剖3D标测数据被可视化在导管应用之前捕获感兴趣的区域的3D图像数据通过分段从3D图像数据中提取感兴趣的区域中的物体的3D表面轮廓通过登记来分配至少形成该3D表面轮廓的电解剖3D标测数据和3D图像数据，并通过将其彼此叠加来可视化在导管应用期间为导管引导装置测量特征性参数将这些特征性参数与至少一个预定的阈值比较，并将用于导管引导装置的监控数据生成为所述比较结果的函数监控数据完整地显示并呈现在叠加的可视画面中就首先制备感兴趣的区域的3D图，然后获得感兴趣的区域的3D图像，然后分段该3D图像以获得感兴趣的区域的3D轮廓并然后叠加到3D图上而言，本文描述的技术呈现出复杂性通过使用导管单独地获得特征性参数阈值被用来与特征性参数比较并然后获得并展示用于导管引导装置的监控数据该技术是复杂的并使用阈值提供用于导管引导装置的某些监控数据但是该技术未能同步记录用于准确引导医疗程序的参数信息与位置信息US 2009/0124915描述了用于引导操作者将电极放置到分段心脏模型(“SGM”)上的方法SGM被包括在显示屏上的图平面中行进到正在跳动的心脏中的导管支撑一个或多个电极在心脏的单次跳动期间，获得具有对应于电极位置的变黑部分的图像该图像呈现在与SGM相同的图平面中手动地或通过自动软件算法确认电极相对于SGM的当前位置在关于每一个电极的当前位置处捕获代表跳动中的心脏的电生理信号的电物理(EP)数据根据所确认的电极的当前位置对所捕获的EP数据应用信号处理算法，产生以所确认的电极位置标测的计算结果该技术使用建模方法，其中通过荧光引导装置追踪导管并对导管成像，且所追踪的图像用来确定导管电极在之前选择的心脏模型上的位置然后在模型上的各个位置标测相应的EP数据该技术提供了计算复杂性并再次使用了用于记录EP数据的预选模型在预选模型上标测可能产生误差，因为心脏在任何给定的时间都处于动态运动中且该模型不可能呈现所成像的心脏的当前状态如本文以上所提到的，用于血管空间(冠状动脉、周围动脉、肾动脉、腹主动脉、神经血管等)内的诊断设备(IVUS、OCT、NIR、其他腔评估设备)提供了诊断参数但是并未将该信息与设备相对于参考系的位置整合，使得其他诊断或治疗设备可被引导到感兴趣的区域因此，本领域中存在对帮助医疗从业者提供促成更有效治疗的相关信息的持续需要概述本公开内容的一个方面是确定关于血管体腔的信息的方法，该方法包括在多个频率处产生多频电信号；将该多频电信号传递到血管体腔附近区域中的多个激励元件；在所述多个频率中的至少两个频率处测量来自多个感应元件的、响应于所传递的信号的电信号；以及，使用在所述至少两个频率处测量的电信号来确定腔尺寸在某些实施方式中，测量步骤包括在所述多个频率中的至少两个频率处测量所述多个感应元件之间的电压该测量步骤可包括在所述多个频率中的每一个频率处测量所述多个感应元件之间的电压确定腔尺寸可包括将电压转化成一个或多个腔尺寸在某些实施方式中，确定腔尺寸包括在所述多个频率中的至少两个频率处使用电信号确定腔的横截面积确定腔的横截面积可包括确定多个横截面积该方法还可包括在血管体腔内移动多个激励元件，同时确定所述多个横截面积确定横截面积可包括在沿血管体腔长度的各个位置确定包括多个横截面积的横截面轮廓测量步骤可包括同时进行单独的一组测量该方法还可包括确定腔的最小横截面积和腔的参考横截面积，且还可包括识别阻塞区域在某些实施方式中，该方法不包括向血管体腔内注射流体在某些实施方式中，测量步骤包括同时在所述至少两个频率处测量电信号在某些实施方式中，激励元件还发挥感应元件的功能在某些实施方式中，确定腔尺寸包括反复地比较所测量的电信号和被建模的电信·号来确定腔尺寸比较步骤可包括比较测量的电压和被建模的电压被建模的电压可以用被建模的腔尺寸为基础被建模的腔尺寸可以是腔横截面积在某些实施方式中，比较步骤包括比较所测量的电信号和来自查询表的电信号来自查询表的电信号可以是电压在某些实施方式中，产生多频序列脉冲包括产生具有预定的峰值-均方根(RMS)比的多频序列脉冲该比可以是约I和约2，例如约I. 4，或约I本公开内容的一个方面是确定关于血管体腔的信息的方法，该方法包括产生电信号；将该电信号传递到血管体腔附近区域的多个激励元件；测量来自多个感应元件的、响应于所传递的电信号的响应电信号；以及，确定腔尺寸，其中确定腔尺寸不包括测量第二响应电信号在某些实施方式中，测量响应电信号包括在多个频率处测量多个响应信号，例如电压确定腔尺寸可包括将电压转化成一个或多个腔尺寸在多个频率处测量响应信号可同时进行在某些实施方式中，确定腔尺寸包括确定腔的横截面积确定腔的横截面积可包括确定多个横截面积该方法还可包括在血管体腔内移动多个激励元件，同时确定多个横截面积确定横截面积可包括在沿血管体腔长度的各个位置确定包括多个横截面积的横截面轮廓在某些实施方式中，测量步骤包括同时进行单独的一组测量在某些实施方式中，该方法还包括确定腔的最小横截面积和参考腔的横截面积该方法还可包括识别阻塞区域在某些实施方式中测量响应信号不包括用流体替代血液的体积在某些实施方式中，确定腔尺寸包括反复地比较所测量的电信号和被建模的电信号来确定腔尺寸比较步骤可包括比较所测量的电压和被建模的电压被建模的电压可以用被建模的腔尺寸为基础被建模的腔尺寸可以是腔的横截面积比较步骤可包括比较所测量的电信号和来自查询表的电信号来自查询表的电信号可以是电压本公开内容的一个方面是确定关于血管体腔的信息的方法，该方法包括产生电信号；将该电信号传递到血管体腔附近区域的多个激励元件；测量来自多个感应元件的、响应于所传递的电信号的响应电信号，其中所述多个感应元件中的第一感应元件未与第二和第三感应元件相等地隔开；以及，基于所测量的电信号确定腔尺寸在某些实施方式中，第一感应元件轴向地设置在第二和第三感应元件之间在某些实施方式中，传递步骤包括向第二和第三感应元件传递电信号在某些实施方式中，传递步骤包括向多个激励元件传递多频电信号测量步骤包括在所述多个频率中的至少两个频率处测量所述多个感应元件之间的电压确定腔尺寸可包括将电压转化成一个或多个腔尺寸确定腔尺寸可包括使用所测量的多个电信号确定腔的横截面积确定腔的横截面积可包括确定多个横截面积该方法可包括确定腔的最小横截面积和腔的参考横截面积，且可包括识别阻塞区域本公开内容的一个方面是适合确定关于血管体腔的信息的医疗设备，所述医疗设备包括长形设备；以及，设置在所述长形设备上的多个激励元件和多个感应元件，其中所述多个感应元件中的第一感应元件未与第二和第三感应元件相等地隔开在某些实施方式中，第一感应元件轴向地设置在长形设备上的第二和第三感应元件之间在某些实施方式中，第二和第三感应元件也是第一和第二激励元件在某些实施方式中，所述长形设备是导丝(GUIDEWIRE)，且其中所述激励元件和感应元件是电极在某些实施方式中，所述长形设备是血管成形术气囊导管且其中所述激励元件和感应元件是电极在某些实施方式中，其中所述长形设备是支架递送导管，且其中所述激励元件和感应元件是电极本公开内容的一个方面是提供适合确定关于血管体腔的信息的医疗设备的方法，所述方法包括选择长形设备，所述长形设备上包括第一和第二电激励元件，其中第一和第二激励元件以在血管体腔直径的估算范围内的距离隔开；以及，将所述长形装置放置到血管体腔中在某些实施方式中，该方法还包括通过激励源来激励第一和第二电元件长形医疗设备在其上可具有多个感应元件，该方法还包括测量来自所述多个感应元件的、响应于所述激励的相应电信号本公开内容的一个方面是用于确定3D体积形式的受验者的腔轨迹的方法，该方法包括将多个标记体内地(IN VIVO)放置到腔内，其中每个标记通过初始标识表征；获得所述多个标记的图像；处理该图像以确定观察到的所述多个标记的至少一个子集的标识和所观察到的所述多个标记中的至少两个之间的间隔；基于所述多个标记的至少一个子集的观察到的标识、观察到的间隔以及初始标识确定3D体积形式的多个标记的至少一个子集的位置；以及，基于每个标记的位置确定3D体积形式的腔轨迹在某些实施方式中，该方法还包括使所述多个标记穿过腔；追踪在不同位置观察到的标识和观察到的间隔；基于所述多个标记中的每一个标记的观察到的标识、观察到的间隔和初始标识确定每个标记在3D空间内的多个位置；以及，基于每个标记的多个位置确定3D体积形式的腔轨迹该方法还可包括在心脏的不同相位标测观察到的标识；以及，确定3D体积形式的相位依赖的腔轨迹该方法还可包括通过为每个标记确定当前观察到的标识以及将当前观察到的标识叠加到相位依赖的、3D体积形式的腔轨迹上，来确定每个标记在3D空间内的当前位置该方法还可包括将参考贴片放置到受验者身上，例如使用贴片来确定受验者姿态的变化或确定每个标记的位置该方法还可包括使用参考贴片来确定成像系统的视角该方法还可包括使用参考贴片来确定校准系数所述多个标记可包括至少两个间隔开的电极本公开内容的一个方面是一种腔轨迹系统，所述系统包括多个标记，其设置在内腔仪器上的预定位置处，所述仪器被配置成体内放置到血管体腔内；成像部件，其适合对所述腔内的内腔仪器进行成像；以及，处理部件，其适合处理图像以便为所述多个标记的至少一个子集确定至少一个观察到的标识和来自所述多个标记的至少一个子集的标记之间的观察到的间隔，并基于所述多个标记的一个子集的观察到的标识、观察到的间隔和初始标识来确定所述多个标记的至少一个子集在界定了腔的3D空间中的位置，基于每个标记的位置确定3D体积形式的腔轨迹在某些实施方式中，该系统还包括追踪内腔仪器在腔中的穿越移动的追踪模块在某些实施方式中，该系统还可包括同步相位成像设备以在心脏的不同相位标测观察到的标识，并确定3D体积形式的相位依赖的腔轨迹处理装置可被配置成通过为标记的至少一个子集确定当前观察到的标识以及将当前观察到的标识叠加到3D体积形式的相·位依赖的腔轨迹上，来确定标记的至少一个子集在3D空间内的当前位置在某些实施方式中，该系统还包括参考贴片，其被配置成放置在具有腔的受验者身上参考贴片可用来确定受验者姿态的变化参考贴片可用来确定每个标记的位置参考贴片可包括以预定形式，例如网格布置的多个校准电极可以按照相对于成像装置的成像平面的、预定取向来放置参考贴片多个标记可包括至少两个间隔开的电极本公开内容的一个方面是腔位移测量系统，该系统包括多个标记，其设置在内腔仪器上的多个预定位置处，所述仪器被配置成体内放置在血管体腔内；成像部件，其适合在位移穿过腔时为在内腔仪器上的多个标记的位置成像，并适合创建对应于所述多个标记在内腔仪器上的位置的多个图像帧；以及，处理部件，其适合处理所述多个图像帧以确定在图像帧之间内腔仪器的位移量本公开内容的一个方面是确定医疗设备在血管体腔内的轴向位移的方法，该方法包括对在血管体腔内对长形医疗设备上的第一和第二标记成像；在多个图像帧中对第一和第二标记在血管体腔内的轴向位移成像；以及，处理所述多个图像帧以确定医疗设备的轴向位移本公开内容的一个方面是用于获得相位依赖的3D腔轨迹的方法使体内放置的多个标记在腔内穿越移动，其中每个标记通过初始标识表征；获得所述多个标记的图像；处理该图像以便为所述多个标记的每一个标记确定至少一个观察到的标识，和来自所述多个标记中的至少两个之间的观察到的间隔；追踪在不同位置处的观察到的标识和观察到的间隔；在心脏的不同相位标测观察到的标识；以及，基于心脏的相位以及观察到的标识和观察到的间隔确定3D体积形式的相位依赖性的腔轨迹本公开内容的一个方面是获得用于诊断性地引导体内医疗程序的参考信息的方法，其中该方法包括提供对应于腔的腔轨迹信息和对应于腔的参数信息；以及，组合所述腔轨迹信息与所述参数信息以获得用于诊断弓I导的参考信息在某些实施方式中，所述腔轨迹信息选自由2D图像和3D图像组成的组在某些实施方式中所述参数信息是至少一种压力、血液流速、横截面积及其组合腔轨迹信息和参数信息可以是相位同步的相位同步可使用ECG门控来获得轨迹信息和参数信息可以是时间上同步的时间上同步可使用共用时钟实现在某些实施方式中，参考信息被展现为参考图像或参考表或图形表现方式中的至少一种在某些实施方式中，参考信息还包括被标记的感兴趣的诊断区域在某些实施方式中，该方法还包括将参考信息展示在图形用户界面上在某些实施方式中，腔轨迹信息通过MRI、X射线、ECG、荧光镜透视、显微镜、超声成像及其组合中的至少一种中获得在某些实施方式中，参考信息通过显微镜、超声、血管内超声(IVUS)、近红外光谱学(NIR)、光学相干断层扫描(0CT)、血管光学摄像设备中及其组合中的至少一种获得在某些实施方式中，参数信息包括使用多频激励信号并同时在多个频率中的每一个频率处测量响应信号而获得的横截面积在某些实施方式中，该方法还包括使用参考信息引导腔内的内腔仪器本公开内容的一个方面是用于在腔内将内腔仪器引导到感兴趣的区域的方法，该方法包括将内腔仪器放置到腔内；提供关于所述腔的腔轨迹信息；提供关于所述腔的参数信息；组合腔轨迹信息和参数信息以产生关于该腔的参考信息；对腔中的内腔仪器成像以提供内腔仪器图像；将内腔仪器图像关联到参考信息上；以及，将内腔仪器引导至感兴趣的区域在某些实施方式中，使用了关于一视域的固定参考关于该视域的固定参考可通过将不透射线(RADIO OPAQUE)标记贴片贴到受验者身上来获得关于该视域的固定参考可通过将不透射线标记贴片贴到物体上来获得关于该视域的固定参考可通过对腔轨迹信息中的至少一个解剖位置的初始标记来获得关于该视域的固定参考可通过使用一组成像系统的坐标获得在某些实施方式中，腔轨迹信息是2D图像或3D图像在某些实施方式中，参数信息可以是至少一种压力、血液流速、横截面积及其组八口 ο在某些实施方式中腔轨迹信息和参数信息可以是相位同步的相位同步使用ECG门控来实现轨迹信息和参数信息可以是时间上同步的时间上同步可使用共用时钟来实现在某些实施方式中，参考信息被展现为参考图像或参考表或图形表现方式中的至少一种在某些实施方式中参数信息使用内腔仪器获得在某些实施方式中，腔轨迹信息通过MRI、X射线、ECG、荧光镜透视、显微镜、超声及其组合中的至少一种获得参数信息可通过显微镜、超声、血管内超声(IVUS)、近红外光谱学(NIR)、光学相干断层扫描(0CT)、血管光学摄像设备及其组合中的至少一种获得参数信息可包括使用多频激励信号并同时在多个频率中的每一个频率处测量响应信号而获得的横截面积本公开内容的一个方面是诊断元件，其包括至少两组间隔开的电极，其被配置成体内放置到接近心脏脉管结构中的感兴趣的体积空间处，其中来自至少两组间隔开的电极的至少第一组电极被配置成接收来自激励源的输入激励，且来自所述至少两组间隔开的电极的至少第二组电极被配置成接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号并将该响应电压信号传输到测量设备在某些实施方式中，诊断元件还包括支撑线材，该支撑线材包括远端和近端，其中所述至少两组间隔开的电极放置在支撑线材的远端，且激励源和测量设备放置在支撑线材的近端远端可以是螺旋状缠绕的线圈所述至少两组间隔开的电极可沿支撑线材的长度放置在预定位置处支撑线材可以是单一的线材支撑线材可包括被绝缘材料间隔开的多束线材所述多束线材可以按照选自以下组中的一个配置来提供，所述组包括多丝绕线、一条或多条结辫的线材、一对或多对扭曲的线材、以及一对或多对绕线状扭曲的线材绝缘材料可以是聚合物在某些实施方式中，测量设备基于该测量设备接收的输出信号来计算至少第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号是根据响应电压信号，并且其中电压差是根据感兴趣的体积空间的腔尺寸在某些实施方式中，电压差基于所述至少两个电极的空间分集电压差可基于输入激励和响应信号的频率分集电压差可基于脉管结构的组织分集(TISSUEDIVERSITY)测量设备可被耦合到显示设备以显示腔尺寸在某些实施方式中，所述至少两个电极中的至少一个是分布式电极在某些实施方式中，所述至少两个间隔开的电极中的至少一个包括一个或多个电极所述一个或多个电极可按照以下配置中的至少一种来排列，所述配置包括直线配置、交错配置或空间配置在某些实施方式中，导管包括诊断元件，其中导管被进一步配置成确定主动脉瓣的横截面积并进一步确定关于生物假体瓣的假体尺寸在某些实施方式中诊断元件是气囊导管(BALLOON CATHETER)气囊导管被进一步配置成确定主动脉瓣的横截面积并进一步确定用于生物假体瓣的假体尺寸测量设备可基于由测量设备接收的输出信号计算第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号是根据响应电压信号，且其中电压差是根据气囊导管的气囊尺寸本公开内容的一个方面是有源导丝，其包括远端，其包括至少两组间隔开的电极，其中所述远端被配置成被体内放置到接近脉管结构中的感兴趣的体积空间处；以及，近端，其被配置成耦合到测量设备和激励源在某些实施方式中远端是螺旋状缠绕的线圈在某些实施方式中，来自所述至少两组间隔开的电极的第一组电极用来向感兴趣的体积空间发送输入信号，且来自所述至少两组间隔开的电极的第二组电极用来接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号测量设备可基于在近端接收的输出信号计算第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号是根据响应电压信号，并且其中电压差是根据感兴趣的体积空间的腔尺寸电压差可基于所述至少两组电极的空间分集、输入激励和响应电压信号的频率分集和/或基于血管的组织分集在某些实施方式中有源导丝是单一的线材有源导丝可包括被绝缘材料间隔开的多束线材所述多束线材可以按照选自以下组中的一个配置来提供，所述组包括多丝绕线、一条或多条结辫的线材、一对或多对扭曲的线材、以及一对或多对绕线状扭曲的线材本公开内容的一个方面是用于测量腔尺寸的诊断设备，其包括诊断元件，其包括被配置成被体内放置到接近脉管结构中的感兴趣的体积空间处的至少两组间隔开的电极；激励源，其耦合到所述至少两组间隔开的电极的第一组电极；测量设备，其耦合到所述至少两组间隔开的电极的第二组电极；其中来自所述至少两组间隔开的电极的第一组电极被配置成接收来自激励源的输入激励，且来自所述至少两组间隔开的电极的第二组电极被配置成接收来自感兴趣的体积空间的响应电压信号并将该响应电压信号传输到测量设备在某些实施方式中该设备还包括耦合到所述测量设备的处理器以基于在近端接收的输出信号计算第二组电极之间的电压差，其中所述输出信号是根据响应电压信号，并且其中电压差用来计算感兴趣的体积空间的腔尺寸处理器可以是所述测量设备的整体部件处理器可被分成两个或更多个级别(LEVEL)，其中所述两个或更多个级别中的至少一个位于主机内该装置还可包括与处理器耦合的显示设备以显示腔尺寸显示设备被配置成显示腔尺寸的可视2D表现方式一个方面是用于来自远程定位的多端口网络的测量值中的校准方法，该方法包括提供激励和测量实体，用于激励远程定位的多端口网络和用于测量对应于所述远程定位的多端口网络处的多个远端电压的近端电压；提供连接网络，用于连接激励和测量实体与远程定位的多端口网络；提供多个已知负载网络，其与所述连接网络耦合；测量多个对应于已知负载网络的每个负载的电压；以及，基于所测量的对应于测量实体和连接网络的电压估算电学参数，其中电学参数被用于校准·在某些实施方式中，电学参数是Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数中的至少一种在某些实施方式中来自所述多个网络的每个负载网络产生至少三个电压测量值所述多个负载网络可提供至少八种负载网络在某些实施方式中远程定位的多端口网络是浮动网络在某些实施方式中，该方法还包括使用电学参数对来自远程定位的多端口网络的测量值去嵌入一个方面是用于测量来自远程定位的多端口网络的实际电压的方法，该方法包括提供激励和测量实体，用于激励远程定位的多端口网络和用于测量对应于远程定位的多端口网络处的多个远端电压的近端电压；提供连接网络，用于连接激励和测量实体与远程定位的多端口网络；提供多个电学参数作为对应于测量实体和连接网络的校准参数；用已知激励来激励远程定位的多端口网络；测量穿过关于远程定位的多端口网络的至少两对端口的近端电压；以及，使用所述电学参数估算穿过所述至少两对端口的实际电压，对近端电压去嵌入在某些实施方式中，电学参数选自由Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数组成的组在某些实施方式中远程定位的负载网络是浮动网络在某些实施方式中连接网络包括多条导线在某些实施方式中远程定位的负载网络包括被体内放置在身体腔中的至少三个远端电极所述三个远端电极可放置在至少一条有源导丝或导管的远端实际电压可用来确定关于身体腔的一个或多个腔尺寸一个方面是用于对被体内放置在身体腔中的至少三个电极之间的所测量的远端电压去嵌入的方法，该方法包括提供激励和测量实体，用于激励所述至少三个电极和用于测量对应于所述至少三个电极处的多个远端电压的近端电压；提供两个或更多个导体作为用于连接激励和测量实体与所述至少三个电极的连接网络，其中所述至少三个电极位于所述两个或更多个导体的远端；提供多个电学参数作为对应于激励和测量实体和连接网络的校准参数；用已知电压激励来激励所述至少三个电极；测量所述至少三个电极中的至少两个之间的近端电压；以及，使用所述电学参数估算所述至少三个电极的至少两个之间的实际电压，对近端电压去嵌入在某些实施方式中，电学参数选自由Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数组成的组所述至少三个电极可放置在至少一条有源导丝或导管的远端实际电压可用来确定关于身体腔的一个或多个腔尺寸一个方面是用于对穿过被体内放置在身体腔中的至少三个电极的、所测量的近端电压去嵌入的系统，该系统包括激励和测量实体，用于激励所述至少三个电极和用于测量对应于所述至少三个电极处的多个远端电压的近端电压；两个或更多个导体，其被配置为用于连接激励和测量实体与所述至少三个电极的连接网络，其中所述至少三个电极位于所述两个或更多个导体的远端；以及，处理器，其用于估算作为对应于激励和测量实体和连接网络的校准参数的多个电学参数，并用于使用所述电学参数来估算穿过所述至少三个电极的至少两个的实际电压，以对所述多个近端电压去嵌入在某些实施方式中，电学参数选自由Z参数、Y参数、S参数、H参数和G参数组成的组在某些实施方式中，所述至少三个电极放置在至少一条有源导丝或导管的远端在某些实施方式中实际电压用来确定关于身体腔的一个或多个腔尺寸附图简述在所附权利要求中具体地阐述了本公开内容的特征通过参考阐述了示例性实施方式的以下详述和所附的附图获得对本公开内容的特征和优点的更好理解，这些示例性实施方式中利用了本公开内容的原理，其中图I是设置在腔内的激励元件之间的电流通路的图示表示；图2是示出了不同组织类型在一频率范围上的特征阻抗的大小的图形表示；图3是示出了不同组织类型在一频率范围上的特征阻抗的相位的图形表示；图4是示出了在一频率范围上可被提供给心脏组织的电流值的实例的图形表示；图5描绘了当血管壁绝缘时的电流线图6描绘了当血管壁高度导电时的电流线图7示出了网状建模的网络图7A示出了确定腔尺寸的示例性方法图8示出了腔的有限元(FINITE ELEMENT)模型以及其中的医疗设备图8A示出了确定腔尺寸的示例性方法图SB示出了确定腔尺寸的示例性方法图9示出了产生并应用多频激励信号的示例性方法

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专利名称：用于确定血管体腔的信息并引导医疗设备的方法和系统的制作方法图10是示例性系统的框图表示。图11示出了伪随机二进制序列的示例性实现方式。图12A示出了时域中的示例性伪随机二进制序列。图12B示出了时域中的示例性伪随机二进制序列中被放大的一部分。图13示出了示例性伪随机二进制序列的功率谱密度。图14示出了示例性伪随机二进制序列的相图。图15示出了用于使用IFFT的正交频分复用(OFDM)序列的示例性实现方式。图16示出了用于图14和图15的OFDM序列的时域信号。图17示出了用于实施图15的OFDM频率响应。图18示出了用于产生多频复合正弦曲线的示例性实现方式。图19是示出了示例性的诊断元件和用于测量腔尺寸的相关电路的图示表示。图20是示出了待与图19的诊断设备一起使用的激励和测量设备的实施方式的图不表不O图21是根据示例性实施方式的一个方面的、以预定位置间隔开的电极的图示表/Jn ο图22是分布式电极的图示表示。图23是诊断设备的示例性实施方式的图示表示。图24示出了来自测量设备的输出和血管造影片图像的叠加图像。图25是诊断设备的示例性实施方式的图示表示，其示出了示例性的电子器件。图26-33是有源导丝的几个示例性实施方式的图示表示。图34是包括诊断元件的气囊导管的图示表示。图35是根据示例性实施方式的、示出了来自脉管结构的原始数据的实例的图示表不。图36是用于根据本公开内容的一个方面确定腔尺寸的示例性方法的流程图表/Jn ο图37和38示出了确定3D体积形式的腔轨迹的示例性方法。图38A阐明了对长形医疗设备例如导丝上的标记的识别。图38B阐明了穿过多个帧追踪标记。图38C阐明了由视角引起的电极相对间隔的变化。图39示出了应用本公开内容的方法获得3D体积形式的腔轨迹的。图40示出了本公开内容的示例性腔轨迹设备的图解视图。图41示出了处于模拟使用状态中的本公开内容的示例性腔轨迹设备。图42示出了其上具有标记的一个参考贴片的一种示例性设置。图43示出了处于使用状态的、其上具有标记的一个参考贴片的示例性布置。图44示出了其上具有标记的一个参考贴片的另一种示例性设置。图45示出了腔轨迹系统的框图示意图表示。图46示出了包括了在本公开内容的方法中所包括的示例性步骤的流程图表示。图47示出了包括了在本公开内容的方法中所包括的示例性步骤的流程图表示。图48是本公开内容的示例性系统的框示表示。图49是具有端口电压和端口电流的2端口网络的图示表示。图50是在远端具有多端口网络而在近端具有激励和测量实体的示例性实施方式的图示表示。图51是在远端具有多端口网络而在近端具有激励和测量实体的另一个示例性实施方式的图示表示。图52是用于测量来自身体腔的电响应的示例性实施方式的图示表示。图53是具有用于获得来自身体腔的测量值的不同构造的另一个示例性实施方式的图示表示。图54是被用于建模图51和图52的系统的多终端实施方式的图不表不。图55是可使用图53的实施方式的假设的多端口网络的图示表示。图56是可使用本发明的方法的多端口网络的图示表示，其中存在6个自由度。图57是具有示例性的3端口无源网络(6个复阻抗)的实施方式的图示表示。图58是具有示例性的3端口网络的另一个实施方式的图示表示。图59是关于本发明的示例性方法的步骤的流程图。详述本文描述的设备、系统和方法将成像、精确的物理测量和组织表征以与其他标准诊断技术，例如但不限于血管造影术、IVUS、光学相干断层扫描(0CT)、近红外光谱学(NIR)和FFR (“血流储备分数”)相比更小的印迹和更低的成本组合起来。本文描述的技术还可披露较一些其他诊断方法更多的解剖学细节并提供各种用途方面的多个优点。·本文的公开内容提供了用于确定血管体腔或血管的尺寸，例如横截面积的设备、系统和方法。如本文所述的血管体腔指的是循环系统的身体腔，如具有血液作为流体在所述腔中流动的动脉或静脉，且通常是指血管。如本文所用的“尺寸”包括但不限于横截面积、直径、半径、长轴/短轴及其任何派生参数。本公开内容的多个方面可作为独立的系统或方法应用，或作为更大的诊断或治疗设备或程序的一部分应用。应当理解本公开内容的多个方面可被单独地、共同地或彼此结合地理解。除非本公开内容明确地另外说明，否则在一个或多个实施方式中描述的特征可并入到其他实施方式中。在某些实施方式中，这些系统和方法可确定横截面积以确定腔内何处的横截面积处于最小值，并由此确定何处存在阻塞。在某些实施方式中，本公开内容提供支架在脉管结构的阻塞区域内的准确放置和扩张，最小程度地需要或不需要使用额外的诊断工具来确定并确认支架的尺寸选择、放置、覆盖范围及与血管壁的适当附着。因为血管造影片可导致不准确且主观的肉眼估计，本文的实施方式解决了支架在动脉、其他血管或其他腔中的位置错放。位置错放可包括纵向错位和/或轴向错位。在纵向错放情况下，支架被放置得过远或过近，在某些情况下留下未被覆盖的斑块(PLAQUE)。在其他情况中，支架长度可能不足以覆盖伤口的长度，也留下未被覆盖的斑块。另外，如果气囊膨胀得过远或过近，气囊扩张后可在支架边缘处导致对血管的损伤。在轴向错位中，支架与动脉的比可以小于O. 9。也就是说，支架未膨胀至期望的动脉直径的至少90%。在另一种形式的轴向错位情况下，支架与动脉的比可以大于I. 3，意味着支架膨胀到超过期望的动脉直径的130%。在某些实施方式中，确定腔参数例如横截面积提供了对脉管结构中阻塞的位置的准确、实时的确定且还表明了膨胀的气囊或支架的尺寸。但是，在身体的任何其他合适的部分，本文的系统和方法可用于任何其他合适的程序，例如以下描述的TAVI程序。在某些实施方式中，可确定阻塞的位置或其他感兴趣的解剖学区域，且可追踪其他诊断设备相对于该感兴趣的解剖学区域的移动。例如，在某些实施方式中，相对于参考点识别并记录阻塞，以致于可追踪支架导管相对于该阻塞位置的移动。其他已知方法可用来识别该感兴趣的解剖学区域。本公开内容的第一方面确定血管体腔的信息。这些实施方式包括在被放置到血管体腔或器官(本文中“腔或器官”通常简单地称为“腔”)内的激励元件之间传递电流，并在血管体腔内使用多个传感器或感应元件测量一个或多个也称为响应信号的响应电信号，以便确定一个或多个腔参数，例如腔的一个或多个横截面积。在示例性方法中，激励信号是多频信号，且响应信号是同时在多个频率处测量的响应电压(这通常被本文称作“频率分集”)。然后使用跨多个频率测量的响应信号来确定一个或多个腔参数，例如一个或多个横截面积。在某些实施方式中，设置在长形医疗设备上的激励元件未沿该设备彼此等距地间隔开，且该概念通常被本文称作“空间分集”。如本文所用的非限制性的以下术语“长形医疗设备”、“诊断设备”、“递送设备”、“导丝”、“导管”可互换地使用以指相同或相似的设备。本文的方法利用了各种身体元件例如血液、血管壁、脂肪组织、钙化组织等的不同频率依赖性的电学特征来确定腔参数。图2是各种组织类型在某个频率范围108内的阻抗大小106的图形表示。提供了关于主动脉110、血液112和脂肪(平均浸润的)114的、相比于频率(HZ)的阻抗大小(以DB计量的VIN/IIN绝对值)。VIN表示电压而IIN表示电流。关于血液、组织(主动脉血管)和脂肪所示的阻抗大小(以DB计量的VIN/IIN绝对值)的图表明，当跨感兴趣的体积空间(例如，I立方毫米)串联应用不同频率处的激励(例如，正弦电流(AC)，或任何其他波形)时，阻抗大小随着占据该体积空间的身体材料的类型而变化。图3是各种组织类型在一频率范围126上的阻抗相位124 (以度计)的实例的图形表示。线128表示组织(例如，主动脉血管)跨100HZ至LOOMHZ的频率范围的阻抗相位(以度计量的VIN/IIN角);线130表示血液跨一频率范围的阻抗相位(以度计量的VIN/IIN角)；线132表示脂肪跨一频率范围的阻抗相位(以度计量的VIN/IIN角)。VIN表示电压而IIN表示电流。关于血液、组织和脂肪所示的阻抗相位(以度计量的VIN/IIN角)的图表明，当跨感兴趣的体积空间(例如，I立方毫米)串联应用不同频率处的激励(例如，正弦电流(AC)，或任何其他波形)时，阻抗相位取决于占据该体积空间的身体材料的类型。用来激励激励元件的电激励序列被设计成以便用跨越合适的频率范围的多个频率同时激励腔。优选地选择各种身体元件(例如，血液、脂肪、斑块、组织)表现出明显不同的频率依赖性的电学特征的频率范围，例如在图2和图3中所示的范围内。这些差异促成了所测量的频率依赖性信号中的独特特征，这有助于准确地估算腔尺寸。图I阐明了在血管体腔内具有电极T1-T4的示例性长形医疗设备的表示图。电流被示为在激励电极Tl和T2之间沿电流线54穿过。如所示，某些线仅延伸穿过腔内的血液，且某些线穿过血液和血管壁。应当理解，另外的组织例如脂肪组织或钙化脂肪组织可沉积在腔壁上以致于某些线穿过血液、腔组织、脂肪组织、钙化脂肪组织等中的一个或多个。终端TL和T2之间的总电流是所有单独的电流线的总和。在该实施方式中为电极的终端TL、T2、T3和T4适合测量电压。这提供了三个独特的电压VI、V2和V3 (例如，TL和T3之间、T3和T4之间及T4和T2之间的电压)。存在测量这3个独特电压的替代方式。例如，终端T2可用作共同的参照物，且可在TL和T3之间、T3和T4之间及T4和T2之间测量这3个独特的电压。该替代测量实质上是之前提到的测量V1、V2和V3的实例的线性组合，且它们携带相同的信息。测量所选择的电压的具体方法取决于实现的方便性和每种类型的测量中存在的噪音程度。从图I中，明显地，电流线拥挤在电极附近，并远离该电极呈扇形散开。这有效地增加了在激励电极(也称为两端口阻抗)之间所测量的阻抗。所测量的两端口阻抗将明显大于通过对计算导电介质的圆柱形截面的电阻或阻抗使用的公式确定的阻抗，所述公式为P*L/A (其中F是介质的电阻率，L是圆柱形部分的长度且A是横截面积)。在某些情况中，观察到比公式计算出的阻抗大几倍的值。有时称作接触阻抗或电极边缘效应的额外阻抗，其根据电极的几何形状和电极所处的介质的电导率。即使腔的横截面积增加至非常大的值，两端口阻抗未下降到特定值以下。为减轻接触阻抗的效应，使用4点阻抗测量，其使用了远离激励电极且更近地隔开的电极。参考图1，可以看到在电极T3和T4之间电流线简直平行于轴。4点测量将是在电极T3和T4之间进行的测量，其中激励发生在外部电极Tl和T2之间。但这并未完全降低电极几何形状的影响，除非激励电极被放置成非常远地间隔开。另外，在血液以外(壁和周围组织中)流过的电流量也受电极几何形状的影响，其不可通过4点测量补偿。因此在计算中，本文的方法中遵循的途径将包括电极的几何形状的影响。虽然这些方法未尝试确定任何阻抗，但作为替代使用了在感兴趣的区域中各个位置处的电压分布以确定横截面积。这些电压分布受电极几何形状和腔尺寸影响。如以下描述的，通过建立包括电极几何形状的等效电学模型，在腔的横截面积的计算中这些因素被自动地计及。激励电极的空间分集提供了更为准确和鲁棒地估算的腔尺寸。参考图1，一部分电流穿过腔而一部分电流穿过腔壁。如果电极被间隔成彼此接近，则大多数电流穿过腔，而极少的电流穿过壁。在这种情况中，所观察到的电压变得对壁边界不敏感，且因此对腔尺寸也·不敏感。另一方面，如果电极被过远地间隔开，则大多数电流流过壁。在这种情况中，电压变得对腔尺寸中的微小变化不敏感。在某些实施方式中，最佳的间隔存在于使得约一半的电流流动穿过腔而剩余的电流流动穿过壁时。这通常导致期望的对腔尺寸变化的敏感性。最佳间隔取决于组织的腔尺寸和电学特征。如通用的拇指法则，对于组织的典型电学特征，已经验性地发现Tl和T2之间的最佳间隔约等于腔的直径，但是所述间隔不局限于此。对于固定的电极间隔，应关于潜在腔尺寸的整个操作范围对该电极间隔进行优化。在这种情况下，间隔被优化成操作范围的中间处的值，以致于在该操作范围中灵敏度始终是较好的。在替代方法中，许多组电极被设置为其间具有不同的间隔。一组被选择用于依赖期望的腔尺寸的程序。可选择地，第一次测量使用默认的一组电极进行。基于该测量，选择第二组电极以获得对腔尺寸的更为准确的估算。在图I的示例性实施方式中，仅将电极T3和T4用于测量。但是，更多的电极是可能的。图I中所示的两个电极仅是示例性的。这些电极的位置被示为大致均匀间隔在激励电极Tl和T2之间。在替代实施方式中，测量电极可交错使得其在Tl和T2之间未严格地均匀隔开。发现这种不对称提供了另外的腔信息。例如，当在TL和T2之间仅使用一个测量电极(例如，T3)且T3正好放置于Tl和T2中间时，在T3和T2之间测量的电压将正好是TL和T2之间电压的一半。这种电压测量独立于腔尺寸，且因此未提供任何额外的信息。另一方面，如果单个的测量电极(例如，T3)放置得略偏离TL和T2之间的中心，则T3和T2之间的电压值取决于腔尺寸。一般地，如果在激励电极之间存在均匀间隔的许多测量电极，则约一半的测量将不提供任何额外的信息，而约一半将提供额外的信息。因此，略微不对称的电极间隔可被选择以将在使用最小数目的测量电极时所获得的信息最大化。必须紧记接触阻抗和机械与解剖学限制来选择对应于Tl和T2的激励电极的尺寸。由于机械限制和解剖学的缠绕性质，血管表现出保持尽可能小的尺寸。但是如果尺寸被限制得太小，则电极的接触阻抗将变成影响电压测量的主导因素。因为接触阻抗在很大程度上独立于腔尺寸，所以这降低了电压测量对腔尺寸的灵敏度。基于实验，发现合适的电极尺寸是具有约I至2平方毫米的外表面积的尺寸。但是这不意味着不符合该范围的尺寸是不合适的。将存在对腔尺寸估算的准确度和机械性质之间的权衡(TRADE-OFF)。图4示出了在一频率范围上可提供给心脏的示例性电流值的图形表示。例如,通过心脏的最大容许电流(以晕安培计)可在该频率范围内变化。如所不，通过心脏的最大容许电流还可根据该电流是以异常不连续的方式、异常的连续方式还是以正常的连续方式应用而变化。本文描述的待运行的实施方式被设计为使用容许安全限值之内的激励电流。在某些实施方式中，激励可在某个特定的频率处或在特定组的频率处应用。在某些其他实施方式中，激励可在一频率范围上应用。在某些实施方式中，所述范围可以是40KHZ至10MHZ。一般地，该频率范围被选择以提供感兴趣的区域的电网络的组成元件的电学性质的最大差
巳因为血液、血管壁、脂肪组织和钙化组织各自具有不同的频率依赖性的电学性质，所以所使用的总的电流以及所测量的三个电压具有这样的值，即其大小、相位和频率依赖性取决于流动穿过血液和血管壁的电流的相对比例。总的来说，频率依赖性测量取决于多个因素，其中包括血液的频率依赖性电学特征、血管的直径(DBLOOD )、壁的频率依赖性电学特征、壁的厚度(TWALL)以及电极的几何形状和间隔。参考图I的实例，一旦一频率范围上的Vl、V2和V3 (或根据电极数目测量的任何其他数目的电压)的值被确定，通过下述方法以高度的准确度估算DBLOOD是可能的。可选地，在该过程中，还可估算血液的电学特征。这可提供另外的有关于血液的物理性质例如血细胞比容的临床值。确定腔尺寸的一些现有技术的方法具有严重的缺陷。例如，一种现有技术的方法尝试使用仅由两个终端组成的设备估算腔直径。该方法使用了过于简单的对血液和壁的电学表现法并需要注射用于测量的第二流体。当激励电流流经终端时使用了单一频率，且因此未通过一频率范围进行激励。通过血液的电路由单一电阻抗表示。通过壁的电路由并联阻抗表示。该方法包括进行最少两次测量-第一次测量是在现有条件下，且第二次测量在用盐溶液替代血液之后进行，所述盐溶液的电导率明显不同于血液的电导率。在该方法中，进行了两个假定通过壁的并联电路的阻抗在两次测量中未改变；以及两次测量中“血液”电路的阻抗与介质的电导率成反比。换句话说，阻抗Z=K/Σ，其中Σ是血液或盐水的电导率而K是常量，该常量的值取决于血管的直径和电极的几何形状。Z的值不取决于血管壁的电学特征。对于上述现有技术的方法，存在基本问题。首先，通过壁的并联电路不是由单一类型的组织构成的。如可从图I看出的，包括血管壁的电路具有许多以不同角度穿过血液和血管壁的电流线。另外，在动脉的病态部分中将存在不同程度的具有不同形态(钙化的、未钙化的、纤维的等)的斑块。因此，“并联电路”的总阻抗将还取决于正常动脉和病态动脉中的其他斑块组织中的血液的电学特征。因为血液被盐水替代，所以，在第二次测量期间，并联电路的阻抗将改变。第二个问题是不明显的但可能更为关键。血液电路独立于壁的特征的假设是错误的。作为该问题的例证，图5和图6描绘了对于这两种极端情况的电流线一图5中所示的第一种情况发生在血管壁绝缘(即，壁的导电率比血液低得多)时。图6中所示的第二种情况发生在壁高度导电时。对比这两幅图，看到对于图6中所示的第二种情况，电流线具有明显不同的形状。这些线朝着大多数电流传导发生的壁被牵引。结果是，传导电流的血液的体积空间减少，导致“血液电路”的阻抗有效增加。
在该在前方法中，壁的电导保持不变，而腔中介质的电导改变。但是当壁的电导率变化时的影响是相同的(即，相对电导是重要的因素)。虽然已使用极端电导率来阐述了这一点，但在大多数情况下甚至在相对电导率适度地变化下，这种影响虽不太明显但无论如何是存在的。客观地使用电磁(EM)模拟来证实这些观察是直截了当的。除了以上指出的现有技术的方法的缺陷之外，其亦未改变激励频率(B卩，频率分集)，也未利用空间分集。缺乏频率分集通常导致对各种类型的组织之间不理想的辨别或不可辨别。缺乏空间分集导致减少的鲁棒性。其还减弱了对电极几何形状的影响的敏感性。电流线拥挤在电极附近，并渐渐地远离这些电极外跨。本质上该效应可通过沿线材的轴测量沿多个点的电压而被捕获。如以上指出的，当激励频率改变时不同类型的组织(或在身体中发现的非组织)在电压和电流关系方面具有不同的属性。例如，如图2和图3中所示，血管、血液和脂肪组织在电压和电流方面各自具有不同的属性。在某些示例性实施方式中，本文的方法和系统同时提供了多个频率处的激励信号并测量由该激励信号产生的电响应(即，频率分集)。这些方法和系统允许这些测量同时进行，这允许这些测量在心跳的同一相位期间，例如在收缩相位或在舒张相位期间进行。这克服了与在不同时间进行的叠加的多次测量有关的困难以计及心跳相位。使用本文所述的方法进行的一些示例性的测量包括，例如但不限于腔尺寸、腔的特定区域如脂肪区、狭窄区、阻塞区、动脉的性质、血压、血液流速、组织和类似性质及其组合。在某些实施方式中所测量的信号是在多个传感器，例如电极之间测量的电压。例如，参考图I，在具有多个频率的电信号流过终端Tl和T2后，在各个频率处测量电压V1、V2和V3，但是可基于传感器的数量测量任何数目的电压。如以上参考空间分集描述的，终端TL、T2、T3和T4还被隔开使得对腔尺寸变化的测量的灵敏度最大化。然后使用V1、V2和V3的频率响应来估算腔尺寸，例如腔直径。在其中要确定一个或多个腔横截面积的一个实施方式中，使用网状网络来对腔区域中的电路进行建模。图7中描绘了一个这样的实例。存在各自表示组织的单元元件的两种类型的电学元件、血液元件和腔壁元件。该网状网络是近似于传导电流的连续介质。为减少近似误差，可选择更精密的网。在所需要的准确性和计算复杂性之间权衡。近似度越精确，所需要的计算复杂性越大。以其最粗糙的形式(具有最小的精确度)，网被缩减为用于血液的一个元件和用于壁的一个元件，这是之前已经尝试的方法。不用说，这是一种过于粗糙的近似。在网状网络中，每个血液元件的阻抗是腔横截面积的线性函数并与血液的导电率成反比。在替代规划中，血液元件的阻抗可被保持独立于腔尺寸，但是元件的数量将基于腔尺寸而改变。后者实际上是不方便的，因为电网络的拓扑结构不是恒定的，且腔尺寸所允许的变化是离散步长的而不是随意的。相似地，腔壁元件具有取决于壁厚度以及壁的导电率的阻抗。另外，腔壁可具有多个层。对于更精确的模型，其他类型的元件可被添加到该网状网络。例如，与脂肪组织或钙化组织相关的元件被包括在该模型中。另外，还可构建3维网以获得更好的建模准确度。考虑到该网状网络和在某个频率范围上测量的电压V1、V2和V3，腔尺寸被如下迭代地求解并如图7A中所示。获得电压测量值VM1、VM2和VM3后，假设关于血液、组织、腔尺寸和壁尺寸的具体的频率依赖性电模型参数。然后，使用所假定的参数，求解等效电网络并获得电压VI、V2和V3。然后，对比模型电压与实际观察到的电压。如果差不是最小值，基于这些差对所有参数进行校正并重复求解步骤。当差最小时，可基于收敛的几何参数阐明腔尺寸。这些步骤可使用标准拟合技术例如诸如但不限于最小二乘方拟合方法例如GAUSSNEffTON法、最陡下降法和LEVENBERG-MARQUARDT法实施。在其中要确定腔尺寸的第二个实施方式中，使用电磁(EM)模拟工具建模包括血液和腔壁的腔区域。EM工具使用了有限元方法(“FEM”)来把腔区域分解成更小的元件(例如，具有四面体形状)。图8中描绘了分解有限元的一个实例。考虑到腔区域中的身体材料的电磁性质，该工具应用电磁麦克斯韦方程来求解整个腔区域内的所有电压和电流。与对网状网络描述的方法相似的迭代法可用来确定腔尺寸。图7A和图8A的差别是求解等效EMFEM模型并获得关于给定参数的电压VI、V2和V3的步骤。在上述两种迭代法中，腔尺寸被合理地假定为在电极附近大致恒定。典型的电极间距在几毫米的量级内。这意味着腔尺寸被假定为在沿腔的轴的几毫米内大致恒定。在大多数实际情况中，腔尺寸在几毫米的轴横移范围内不会显著改变。在这些几毫米内的变化的情况中，所估算的腔尺寸将是沿轴的腔尺寸的局部平均值。局部平均值将代表两个激励电极之间的中点。在典型的程序中，测量电极将穿越血管的长度，并在多个地方进行测量。因此将估算关于血管的不同区域的腔尺寸。在上文描述并示出在图7A、8A和SB中的迭代法中，应注意到还要与腔尺寸一同确定身体元件的电学特征。这些特征包括血液和壁的导电率。这些电学特征还可作用输出以推断临床参数例如阻塞区(例如，钙化的阻塞区)(如果有的话)的血细胞比容和特征。例如如图7中所示，EM方法是用于腔区域的、比网状电网络准确得多的模型。但是，该方法在计算上也是非常复杂的。EM模型中的求解步骤通常会需要大量的时间。为加速计算，可采取改良的方法。在改良的方法中，EM工具在用于患者体内之前离线使用以计算关于可能的许多组几何参数和频率依赖性电学模型参数的电压分布。关于其进行EM模拟的参数的值覆盖这些参数的整个操作范围。关于离散(且明智而审慎地选择的)参数值进行EM模拟并创建查询表。对于未明确模拟的参数值，进行插值法。在极少情形下，参数的值可能位于已进行EM模拟的范围之外。在这些情形下，进行外推法而不是内插法。虽然外推法通常具有比内插法大的误差，但是在这些情形下，已发现其不影响腔尺寸估算的准确度。因此使得甚至在实际进行任何测量之前可得到对应于任何一组可能参数的EM模拟结果。查询表的创建是一项费时的任务，而且是可任意地使用大量的计算资源离线进行的任务。一旦查询表被创建，则EM模型中的求解步骤在计算上变得更简单。对于给定的参数值一关于腔壁的几何尺寸以及频率依赖性的电学模型参数一从查询表中读出相应的电压VI、V2和V3。可能的是需要内插法或外推法来获得关于给定组的参数值的电压值。由此获得的值VUV2和V3将相当于如果要关于给定组的参数值运行全部的EM模拟的话所获得的值。图SB示出了创建关于电压响应的查询表的流程图(图左侧的流程图)和使用查询值确定腔尺寸的方法的流程图(图右侧的流程图)。在同时传递某个频率范围内的脉冲的实施方式中，可在任何频率范围上进行测量。测量可在任何频率范围上进行，其中所得的关于各种组织类型的图在形状上有所变化。例如，如图3中的阴影区域134中所示，对于主动脉、血液和脂肪的阻抗大小和/或相位曲线的形状在该频率范围上变化。可在一频率范围内以任何程度的频率步长进行测量。步长可保持不变或可在该频率范围上变化。在某些实施方式中，测量在约40KHZ至约IOMHZ下进行，其中血液、脂肪和其他组织类型的阻抗的频率特征表现出明显差异。图2和图3中所示的阻抗大小和/或阻抗相位可能是可伸缩的。例如，如果关于I立方毫米的组织类型进行测量，且如果关于2立方毫米的同一组织类型进行测量，则在频谱上各处关于同一组织类型的测量值将是某个系数乘以第一个测量值。在另一个实例中，如果关于组织类型的第一个量的第一组测量在相同的频率范围上产生特定的曲线，则关于同一组织类型的第二个量的第二组测量可产生为第一条曲线的伸缩形式的曲线。该组织的一种或多种尺寸的差异可产生要被第一组测量值乘以的系数。阻抗大小和/或阻抗相位也可以是累加性的。例如，如果对第一种类型的组织的第一个量进行测量，对第二种类型的

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