专利名称：用于导管导航和末端定位的装置和方法用于导管导航和末端定位的装置和方法相关申请的交叉引用:本申请是2010年8月10日递交的美国专利申请No. 12/854，083的部分继续申请，该申请No. 12/854，083是2010年6月14日递交的美国专利申请No. 12/815, 331的部分继续申请，该申请No. 12/815, 331要求2009年6月12日递交的美国临时专利申请No. 61/213，474的优先权，这些专利申请的公开内容通过引用被整体并入本文。本申请还要求2010年2月2日递交的美国临时专利申请No. 61/282,397的优先权，该临时专利申请的公开内容通过引用被整体并入本文。心脏的导电系统创建特定的电信号，这些电信号的电能分布和行为指示胸腔内的特定位置和/或特定心脏机能或症状。当在血管内测量时，即，从血管内或者从心脏内测量时，心脏的电活动的某些参数可以用于识别心血管系统中的特定位置和/或正常或异常 的机能症状。而且，通过局部地且精确地识别症状的位置和类型，可以优化这样的症状的治疗，并且可以实时地监控治疗效果。通常解决了两种类型的临床应用。第一种涉及引导血管内设备穿过心血管系统，而第二种涉及心脏的电活动的无创或微创远程监控。血管内导管的引导、定位和放置确认在许多临床应用中是有必要的，所述临床应用例如I.中心静脉进入，比如，CVC、PICC、可植入端口；2.血液透析导管；3.起搏器引线的放置；4.血液动力学监控导管，比如，Swan-Ganz和中心压力监控导管；以及5.将导丝和导管引导到左心中。导管末端的位置对于患者的安全、手术的持续时间和手术的成功是非常重要的。如今的用于确认导管末端的目标位置的金标准是胸部X射线。另外，目前市场上可以买到设法克服胸部X射线确认的限制的两种类型的实时引导产品电磁的和基于ECG的。在使用实时引导的医院中，就减少X射线的数量、手术时间和手术成本而言，结果有所改进。在实时引导下，首次成功率通常从75% -80%提高到90% -95%。另外，在比如意大利、比利时、德国的使用ECG引导的医院中，对于超过90%的患者已经省去了胸部X射线确认。美国主要使用电磁系统，而欧洲主要使用基于ECG的系统。在就技术采用而言确定美国市场与欧洲市场之间的差异的其他因素之中a)被允许执行手术的医护人员的类型在美国，护士具有更大的灵活性山)所放置的设备的类型在美国越来越频繁地放置PICC ；c)价格敏感性欧洲市场似乎对价格更敏感；以及d)特定制造商将目前的引导设备商业化为仅与他们的导管一起工作引导系统的市场渗透率反映了导管制造商的市场渗透率。还发现，关于目标末端位置应该所处的地方存在不同的意见例如，SVC的下三分之一处或RA。因此，引导技术应该顾及区分这些位置。作为目前的金标准的胸部X射线不总是顾及这样的区分，这样的区分要求通常好于2cm的精度。此外，由于基于ECG的系统使用与心脏活动相关的生理信息，所以它们引导放置的能力对于解剖来说是精确的。就测量脉管系统中的导管末端与通常放置在患者胸部上的外部参考之间的距离的电磁引导系统而言，情况不是这样。由于这个方面，基于ECG的系统可以用于记载导管放置的最终结果，这可能取代胸部X射线作为金标准。可利用的最有价值的诊断工具之一，ECG将心脏的电活动记录为波形。通过解释这些波形，可以识别节律紊乱、传导异常和电介质失衡。ECG辅助诊断和监控诸如急性冠脉综合征和心包炎这样的症状。心脏的电活动生成辐射穿过周围组织到达皮肤的电流。当电极附接到皮肤时，它们感测这些电流，并且将它们发送到心电图仪。由于来自心脏的电流在许多方向上辐射到皮肤，所以电极被放置在皮肤上的不同位置处，以获得心脏的电活动的总状况(total picture)。电极然后与心电图仪设备或计算机连接,并且记录来自不同测试方法(perspective)的信息，所述不同测试方法被称为导联(lead)和平面。导联提供在两个点或极之间的心脏电活动的视图。平面是提供心脏的电活动的不同视图的心脏截面图。目前，ECG波形的解释基于识别波形分量幅值、分析这些幅值、然后将这些幅值与某些标准进行比较。这些幅值分量的改变指示某些症状(比如，ST段升高)或者指示心脏中的某些位置(比如，P波(P-波)的幅值)。在如今的实践中，ECG监控器广泛用于记录ECG波形。 越来越平常的应用可供用于ECG幅值分量的自动识别。在某些情况下，可利用用于决策制定支持和用于对于基本心脏病的ECG幅值分量的自动解释的工具。远程患者监控是完善的医学领域。但是，心脏病的远程监控没有如它预期所需要的和可能的那样被广泛接受。原因之一涉及获取与心脏活动相关的信号(具体地，ECG信号)的方式相对复杂。目前远程监控技术的另一个重要限制因素是使用在患者端和医生端这二者都难以通过接口连接的通信信道，比如，电话线。
简要概述，本发明的实施方案涉及用于在许多临床应用和设置中获得和使用血管内的电图(或者心电图/ECG)的系统、设备和方法。例如，设备可以被用于在心脏内部和周围导引血管内的设备，例如在上腔静脉、右心房和右心室内导引中心静脉进入设备。这样的中心静脉进入设备可以包括中心静脉导管(CVC)、外周置入中心导管(PICC)、可植入端口、血液透析导管、隧道式导管以及其他设备。在一方面，在通过使用血管内的(腔内的)电极获取血管内的(腔内的)电图(ECG)信号的同时，一个或数个皮肤电极被用来获得皮肤表面ECG信号。以数种方式中的一种使用同时且同步的皮肤表面和血管内的ECG信号，来根据血管内的电极(例如，根据导管的末端)的定位分析和量化ECG信号。鉴于上述，在一个实施方案中，基于ECG的导管导航和末端定位的易用性被加强。在一个方面，例如皮肤ECG参考波形与在导管或其他留置医疗设备的末端处测量的血管内的ECG波形被同时呈现在显示器上。这样的并发ECG信号的同时获取和显示允许在导管末端处的血管内的ECG波形的即时解释(readyinterpretation)。在另一方面,皮肤ECG参考信号被用来同步应用于血管内的ECG信号的信息处理算法，产生关于血管内的ECG信号的P波在波形和能量上的变化的增强可靠性的结果。更具体地，在一个实施方案中，皮肤ECG信号可以被用作参考并且可以与血管内的ECG信号比较，以便检测血管内的ECG相对于皮肤ECG的变化。在另一实施方案中，同步的皮肤和/或血管内的ECG信号的分析可以被相互关联和/或关联到心脏的周期性电活动。例如，皮肤ECG导联(ECG lead)可以用来检测被检测到的皮肤ECG波形的QRS复合波的R峰(R-峰)。皮肤ECG波形中的R峰的检测可以用来触发血管内的ECG波形的同步相应段(例如，与P波相应的段)中的血管内的ECG信号的分析。这样的触发对心律失常的情况是尤为有用的，在心律失常的情况下皮肤ECG波形通常不会示出一致的P波，而血管内的ECG波形的确包括根据脉管系统中的部位而变化的可检测的P波段。在另一实施方案中，皮肤ECG导联可以用来监控患者的心脏活动，同时血管内的ECG导联用来导引导管或其他适合的留置或血管内的设备通过脉管系统。在另一实施方案中，皮肤ECG波形中被检测到的R峰用来触发对血管内的ECG信号的相 关的计算和其他类型的信号处理，从而允许所得血管内的ECG波形中的有效噪声减少。在另一方面，用于在患者的无菌区中的导管与无菌区之外的ECG线缆之间建立可操作连接的连接器被描述，允许单个操作者使用本文所介绍的用于导管导航和末端定位的设备。在另一方面，算法被介绍，允许将特定ECG波形映射到脉管系统中的相应部位。在一个实施方案中，算法分析能够检测血管内的ECG信号的导管或其他血管内的设备的末端处出现的方向性电能。在另一实施方案中，该算法可以基于血管内的ECG信号将导管末端映射到脉管系统中的特定部位，从而允许导管导航。在另一方面，公开了简化的图形用户界面，在心脏图标上描绘移动的图形指示符，从而如由血管内的ECG信号所确定的，指示导管末端在脉管系统中的定位。图形指示符可以包括不同的颜色和形状，例如，举例说明，点形或箭形。图形指示符的颜色和形状可以根据末端在脉管系统中的定位而改变。在另一方面，公开了 ECG信号获取模块，该ECG信号获取模块通过适合的接口可操作地可连接到移动电话或其他便携式电子设备。这使得移动电话的使用者能够进行包括ECG信号分析在内的ECG信号获取模块的控制。在另一实施方案中，ECG信号获取模块可以可操作地接口连接到其他手持或远程设备。在另一方面，用户界面被包括来与移动电话或其他便携式设备结合使用，以使能通过移动电话进行的血管内的设备的基于ECG信号的导引。在另一实施方案中，用户界面使得移动电话的使用能够支持ECG信号、导管信息以及导管放置过程的结果的分析和归档。在另一实施方案中，用户界面优化针对远程患者通过移动电话或其他手持设备进行监控的ECG信号获取。由此，已经相当概括地概述了本发明的某些实施方案，以便可以更好地理解本文中其详细描述，并且以便可以更好地领会对本领域所作的贡献。当然，存在将在以下描述的和将形成所附权利要求的主题的本发明的另外的实施方案。在这个方面，在对本发明的至少一个实施方案进行详细说明之前，要理解，各实施方案在其应用中不限于以下描述所阐述的或者附图中所图示说明的构造的细节和组件的布置。的确，除了本文所描述的实施方案之外的其他实施方案可以以各种方式被设想、实施和实现。此外，要理解，本文和摘要所用的措词和术语是为了描述的目的，而不应该被认为是限制性的。就这点而论，本领域技术人员将意识到，本公开内容所基于的概念可以容易地被用作用于设计实现本发明的实施方案的数种目的的其他结构、方法和系统的基础。因此，重要的是，认为权利要求包括这样的等同构造，只要它们不脱离本公开的精神和范围。本发明实施方案的这些和其他特征将从下面的说明和所附的权利要求书中变得更加完整清晰，或者可以通过对由下文所阐明的本发明实施方案的实践来获悉。将通过参考本发明的具体的实施方案提供对本发明的更加具体的描述，所述的具体实施方案在所附的附图中被图示说明。可以理解，这些附图仅描绘本发明的典型实施方案，因而不能被认为是对本发明范围的限制。将通过使用说明书附图来以附加的特征和细节对本发明的示例性实施方案进行描述和解释，其中 图IA是描绘根据本发明的实施方案的仪器的框图。图IB是根据本发明的实施方案的用于获取和处理血管内心电图的电子模块的框图。图2描绘根据本发明的实施方案的用于血管内的设备的适配器。图3描绘根据本发明的实施方案的导管操控设备。图4A、图4B、图4C和图4D描绘根据本发明的各个实施方案提供血管内心电图的最佳获取的电极构造。图4A描绘单导联构造，图4B描绘具有监控和引导能力的改进的3导联构造，图4C描绘具有单接地导联的遥测构造，以及图4D描绘用于引导血管内设备的ECG监控器的一种用法。图5图示说明中心静脉系统中的不同位置处的示例性心电图信号幅值。图6图示说明中心静脉系统中的不同位置处的示例性心电图信号功率谱。图7图示说明中心静脉系统中的不同位置处的示例性心电图信号电能分布。图8描绘根据本发明的实施方案的图形用户界面。图9描绘根据本发明的另一个实施方案的图形用户界面。图IOA和图IOB描绘根据本发明的实施方案的图形用户界面所显示的信息的示例性打印输出。图11是用于使用心电图信号将血管内设备定位在心脏的内部或附近的基于计算机方法的框图。图12图示说明根据一个实施方案的用于使用心电图信号将血管内设备定位在心脏的内部或附近的基于计算机的方法的另一种决策支持算法。图13图示说明心脏的心脏传导系统。图14图示说明心脏的传导系统中的电信号传播。图15图示说明由于神经元控制系统而导致的心血管系统中的电活动。图16图示说明根据本发明的实施方案的用于分析血管内的电图信号的架构。图17图示说明用于电图波形处理的数个实施方案。图18A示出被安置来形成爱氏三角(Einthoven triangle)的ECG导联。图18B-图18F示出根据一个实施方案的如图形用户界面上所描绘的皮肤ECG波形和血管内的ECG波形的各种视图。图19A和图19B示出根据一个实施方案的如图形用户界面上所描绘的皮肤ECG波形和血管内的ECG波形的各种视图。图20A和图20F示出根据一个实施方案的如图形用户界面上所描绘的皮肤ECG波形和血管内的ECG波形的各种视图。图21A和图21B示出根据一个实施方案的如图形用户界面上所描绘的皮肤ECG波形和血管内的ECG波形的各种视图。图22A-图22D示出根据特定实施方案的各种磁性无菌连接器。 图23A和图23B示出根据特定实施方案的各种可操控的无菌连接器。图24A-图24F示出根据一个实施方案的如图形用户界面上所描绘的皮肤ECG波形和血管内的ECG波形以及心脏图标的各种视图，以指示血管内的设备的位置。图25A和图25B不出根据一个实施方案的如移动电话上所显不的用于在基于ECG信号导引中使用的各种可能的示图。图26示出根据一个实施方案的如移动电话上所显示的多个ECG波形的缩放示图。图27A和图27B示出根据一个实施方案的如移动电话上所显示的附加的ECG波形的相关不图。
(110)。这样的设备的示例有中心静脉导管(CVC)、外周置入中心导管(PICC)、可植入端口、隧道式导管、血液透析导管、用于起搏器引线的引导导管、用于冠状动脉和其他血管介入的导丝、用于冠状动脉和其他血管介入的引导导管、探针、注射器针头及其他。如果脉管进入设备是探针、导丝或注射器针头，则它的材料必须充分导电，比如，不锈钢或镍钛诺。在这样的情况下，应该使用根据一个实施方案的吊钩或鳄鱼夹适配器。如果脉管进入设备是导管，则应该使用含盐液来建立通过导管的内腔之一的导电路径。在这样的情况下，应该使用根据一个实施方案的注射器-导管适配器。电子模块(130)从适配器和放置在患者皮肤上的一个或更多个其他电极(115)接收电信号。可替换地，多于一个适配器可以同时用于连接到多于一个血管内设备，以便将不同的电信号提供给电子模块。皮肤电极的使用在某些设备构造中是可选的。电子模块对这些电信号进行处理，并且将它们发送到用于进一步处理和其他功能的计算机模块(140)。在一个实施方案中，电子模块和计算机模块可以分别封装，在另一个实施方案中，它们可以集成在同一包装中。在一个实施方案中，电子模块与计算机模块之间的连接可以是硬连线的，在另一个实施方案中，它可以是无线的，比如，使用蓝牙。计算机模块通过应用当前实施方案所述的算法(170)对来自电子模块的信号进行处理。计算机模块还可以连接至外设(160)，比如，打印机或标签打印机和储存设备，并且提供与其他计算机或互联网的连接，包括无线连接(150)。储存设备可以用于储存知识数据库和关于手头的应用的信息。连接接口可以用于远程地以最新的相关知识和信息来更新该数据库，所述最新的相关知识和信息比如为新的临床病例、关于电描记图与心脏病之间的关系的新发现。计算机模块支持为了手头的临床应用的目的而优化的图形用户界面(180)。图IB是根据本发明的实施方案的用于获取并处理血管内心电图的电子模块(2)的框图。患者连接器接口(10)使得可将电引线与患者(5)连接。可以使用皮肤电极和/或使用上述适配器与血管内设备的电连接的任何组合。在一个实施方案中，放大器(20)是具有可变增益的四级放大器，其可以放大通过患者线缆的电信号，例如，通常为心电图值。
模数转换器(30)将信号转换为微处理器(40)可读的数字格式。任何数量和构造的微处理器、微控制器和数字信号处理器可以用于实现微处理功能(40)。在一个实施方案中，微控制器负责控制通过串行接口(70)或者通过无线接口与计算机模块(90)的串行通信，并且数字信号处理器(DSP)负责实现本文所述的具有创造性的算法中的一种或几种。可替换地，单个处理器可以用于通信和处理这二者。微处理器(40)还从计算机模块(90)接收命令，并且相应地控制电子模块的不同元件，比如，放大器(20)。患者隔离块(50)使电源(60)和串行通信信道(70)与患者接口
(10)电解耦(decouple)，以便确保患者触电保护。在一个实施方案中，隔离块(50)可以由变压器和/或耦合器，比如，光耦合器构成。图2描绘根据本发明的实施方案的用于血管内的设备的适配器(200)。如导管、注射器、注射器针头、管R (stopcock)、输注泵及其他的脉管进入设备通过标准连接彼此连接。例如，在图2中，通过设备(201)上的具有内径(203)的鲁尔接头(202)以及设备(250)上的具有内径(252)和流体开口直径(253)的螺纹端口(251)，来图示说明两个设备之间的这样的标准连接。螺纹端口(251)和鲁尔接头(202)允许通过螺接、附接、耦接等方式使端口(251)进入鲁尔接头(202)，来连接这两个设备(201、250)。适配器(200)包括具有两端(226、227)的本体(220)，并且适配器(200)由例如具有一定程度的弹性的强生物相容性塑料材料制成。端(227)具有锥形形状。在一个实施方案中，端(227)具有弹性密封部分(228)，以致该端(227)可以容易地适配在设备(201)的鲁尔接头(202)中，以密封连接用于流体流动。另一端(226)具有标准的鲁尔接头形状，例如，举例说明，具有设备(201)的鲁尔接头(202)的形状。设备(250)的螺纹端口(251)可以被连接到适配器(200)的一端(226)。锥形部件(227)还允许到不具有鲁尔接头的设备的连接。独立的锥形部件(270)允许在具有不同可进入直径的两个设备之间的连接。适配器(200)的一端(227)适配在锥形部件(270)的直径(272)之内。锥形部件(270)的一端(271)适配在一般设备(260)的简单导管端部分(261)中。例如，设备(260)可以为用于可植入端口的导管。在一个实施方案中，设备(201)为注射器针头，并且设备(250)为注射器。诸如导电电解液的流体通过具有特定直径的中心内孔或内腔(222)流过适配器(200)，并且在设备(250、201)之间提供流体路径。导电金属环(240)被附接到内腔(222)的基本上为圆柱形的表面的一部分，并且优选地，几乎不对流体流动造成微扰。例如，金属环(240)可以被设置在内腔(222)的基本上为圆柱形的表面的凹陷部分中。导电丝(233)的一端(230)电气地耦合到金属环(240);在一个实施方案中，该端(230)被焊接到金属环(240)。在另一实施方案中，该端(230)被夹(capture)在内腔(222)的表面和金属环(240)之间，并且该端(230)和金属环(240)通过机械性压力保持良好的电接触。丝(233)可以是裸露的或者是被绝缘的。在优选实施方案中，金属环(240)使用例如粘合剂、紧配合、压入配合等被固定附接到内腔(222)的表面，而在其他实施方案中，金属环(240)可以以可自由移动的方式(free-floating)等被可移除地附接到内腔(222)的表面。丝(233)通过通道(231)，该通道(231)从内腔(222)延伸到本体(220)的外表面中的开口。环氧树脂(232)或者其他适合的材料可以被用来密封通道(231)的开口，并且用来为丝(233)提供应力释放。金属环(240)可以被有利地设置为邻近通道(231)，来提供附加的密封。因此，金属环(240)、丝(233)、通道(231)以及环氧树脂(232)为流过适配器(200)的流体提供密封的电气连接。连接器(234)可以提供到电图系统的标准电连接；还可以使用无终止的(non-terminated)丝。在一个实施方案中，丝(233)终止于通道(231) 的开口处并且连接器(234)被直接附接到本体(222)，而在另一实施方案中，丝(233)延伸通过通道(231)的开口并且连接器(234)被附接到丝(233)的自由端。在一个实施方案中，内腔(222)的基本上为圆柱形的表面沿纵向方向成锥状。该锥状可以沿内腔(222)的整个长度延伸或者被约束到该长度的一特定部分。例如，内腔(222)的表面可以为锥形并且在近侧端具有更大的直径，或者可替换地，更大的直径可以位于远侧端处。在一个实施例中，设备(201)为插入用于可植入端口的导管的内腔的注射器针头，并且设备(250)为注射器。注射器被装满含盐液，该含盐液然后通过适配器(200)被注入导管。由此，适配器(200)变得装满含盐溶液(saline solution)，并且因为导电金属环(240)与含盐液和导电丝(233)接触，所以在导管内腔和丝(233)之间建立电气连接。以这种方式，导管末端处的电信号可以通过含盐溶液被测量。还可以使用其他导电溶液来使用适配器(200)获得血管内的电图。在另一实施方案中，适配器(200)可以与输注泵以及其他类型的动力注入设备一起使用。在可替换的实施方案中，适配器(200)不包括金属环(240)，并且导电端(230)与电解液直接接触。图3图示说明根据本发明的实施方案的导管操控设备。在该实施方案中，导管(300)为三内腔导管，并且每个内腔的远侧端相对于彼此是间隔开的。导管操控设备可以与具有两个或更多个内腔的任何导管一起使用，其中该两个或更多个内腔具有间隔开的远侧内腔开口。导管(300)的一个内腔(306)的开口端恰处于导管的远侧端处，另一端或内腔(305)的开口自远侧端向后间隔开，而再一端或第三内腔(307)的开口相比于第二端(305)向后间隔开。开口端(306)与端(307)之间的距离一般为从一厘米至数厘米。多种导管包括多个具有间隔开的端的内腔，并且具有创造性的操控设备可以适应这样的导管。例如，在外周置入中心导管的情况下，导管的一般长度为50至60厘米，并且远侧内腔端(305、306和307)两两之间的间隔为从一厘米至数厘米。具有两个内腔的血液透析导管在长度上可以一般地为20至40厘米，其中在两个内腔的远侧端之间具有一厘米至数厘米的间隔。多内腔中心静脉导管(CVC)在长度上可以一般地为15至25厘米，其中内腔的远侧端或内腔的开口之间具有从数毫米至数厘米的间隔。在近侧端,导管具有导管毂(catheter hub) (301),该导管毂(301)分出三个内腔并且使每个内腔与一鲁尔接头(302、303、304)连接。具有创造性的导管操控设备包括探针(310)和操控构件(320)，探针(310)在近侧端具有柄(311)来允许进行推动、拉动以及使用后的移除，操控构件(320)连接到探针(322)的远侧端并且可以被馈接回到其余内腔中的一个(例如，举例说明，内腔(307))的远侧内腔开口中。操控构件(320)通过导管内腔回到导管的近侧端并且在近侧端伸出对应于各自内腔(304)的鲁尔接头。这样设置，操控设备处于安装位置。在一个实施方案中，构件(320)具有柄(321)，该柄(321)可以用来拉动该构件通过内腔。在另一实施方案中，柄(321)是从构件(320)可拆卸的。构件(320)可以为聚氨酯、硅有机树脂、PTFE或者其他类似的材料。在不同的实施方案中，构件(320)可以为任一种生物可相容的线，例如外科手术线。在另一实施方案中，构件(320)为不锈钢丝。在一个实施方案中，提供预插入导管内腔中的一个的探针，一般地 具有最远侧开口(306)的中心内腔使得构件320附接于探针(322)的远侧端并且通过内腔开口(307)预插入到内腔(304)中。为操控导管，在防止探针310被拉入导管的同时，使用者将构件320拉出导管。因而，导管末端可以在一期望的方向上被弯曲。由弯曲导管末端(350)、构件(340)和构件(330)来图示说明这种情形，其中构件(340)被拉回，构件(330)相对于导管处于其初始位置。如果探针(310)或操控构件(320)或者二者由任一导电材料制成，则它们中的每个或二者可以通过将其近侧端连接到血管内的电图系统，而被用来测量导管远侧末端处的电信号或者血管内的电图。在一个实施方案中，操控构件(320)可以通过导管内腔的开口(307)被绑到探针(310)。在另一实施方案中，探针(310)和操控构件(320)被加工为单个部件来形成扩展的操控构件，该扩展的操控构件通过一不同的导管内腔的开口(305)形成回环。通过将该扩展的操控构件的两端中的一个拉过鲁尔接头(304)和(302)而露出，实现相同的效果，并且导管末端可以在一期望的方向上被弯曲。在另一实施方案中，在双内腔导管的情况下，探针(310)可以被插入一个内腔中并且操控构件(320)可以被插入另一个内腔，以至于弯曲导管末端的效果可以通过拉动近侧端来实现。在进一步的实施方案中，操控构件(320)可以被插入内腔(302)并且通过开口(305)。图4A、图4B、图4C和图4D描绘根据本发明的各个实施方案的提供血管内心电图的最佳获取的电极构造。图4A描绘具有参考电极(410)和通过适配器附接到血管内设备的另一个电极(415)的单导联构造，参考电极(410)例如附接到患者右臂上的皮肤。附接到右臂上的皮肤的参考电极仅出于举例说明的目的而出现在该构造中。根据所需的ECG的类型，参考电极的其他位置是可以的。右臂上的参考电极连同与适配器一起使用的血管内设备的末端一起可以与标准ECG的导联II类似。在这种情况下，从上腔静脉(401)和下腔静脉(402)获得的ECG可以被优化。参考电极可以在任何其他位置附接到皮肤，以便模拟标准ECG的其他导联。参考电极还可以与附接到其他血管内设备的适配器连接，以便从患者的心脏(400)内获得更多的局部信息。图4B描绘具有监控和引导能力的、具有4个电极的改进的3导联构造。三(3)个电极对应于标准ECG电极用作参考的右臂(RA，420)、左臂(LA，425)和左腿(LL，430)。第四电极通过适配器附接到血管内设备(C，435)。在该构造中，电子模块和算法同时执行两种功能三个标准电极(RA、LL和LL)执行心脏的监控功能，同时C电极(435)使得可记录设备末端处的ECG。图4C描绘具有单接地导联的遥测构造，该遥测构造包括图4A中所图示说明的构造和地参考(450)。该构造可以用于远程地通过遥测系统构造发送ECG。图4D描绘用于引导血管内设备的ECG监控器的一种用法。使用具有标准输入RA (465)、LA (460) LL (470)的标准ECG监控器。LA (460)与患者的左臂连接，LL (470)与患者的左腿连接。RA输入(465)与开关连接，该开关可以用于临床医生在RA电极与导管(C)电极475之间切换RA输入(465)。因此，可替换地，可以实现导管放置的监控或引导。图5图示说明中心静脉系统中的不同位置处的示例性心电图信号幅值。 图示说明了心脏(504)、右心房(501)、上腔静脉(SVC) (502)和下腔静脉(IVC)(503)。位置A在上部的SVC中，位置B在SVC的下三分之一处，位置C在腔静脉-心房接点(junction)处，位置D在右心房中，位置E在上部的下腔静脉中。曲线图510图示说明在位置A处记录的作为时间的函数的ECG波形。波形的绝对幅值记录在幅值标度尺(590)上。在血管内ECG的情况下，图示说明了心电图的标准元素P波(560)、R波(570)和T波(580)。利用如图4D中所示的导联构造记录的、位置A处的幅值和形状与利用相同的电极构造在皮肤层面记录的心电图类似。曲线图520图示说明在位置B处描绘的血管内ECG。该位置处的幅值高于位置A处的幅值，但是波形的整体形状在位置A和B处类似。曲线图530图示说明在位置C处描绘的血管内ECG。在腔静脉-心房接点的位置C处，波形的幅值更加高于位置B处的幅值，并且P波显著地改变而变得高于R波(R-波)。该波形是窦房结的接近度的指示。曲线图540图示说明在位置D处描绘的血管内ECG。在右心房中的位置D处，幅值与位置C处的类似，但是P波改变极性而变为双极性。这是ECG的测量超过窦房结发生的指示。曲线图550图示说明在位置E处描绘的血管内ECG。在下腔静脉中的位置E处，波形就幅值而言与位置A处的波形类似，除了 P波具有相反极性之外。本文介绍的算法使用不同位置处的ECG波形的差异来区分对应位置和评估心脏和血管机能。图6使用谱标度尺(690)图示说明中心静脉系统中的不同位置处的示例性心电图
信号功率谱。图示说明了心脏(604)、右心房(601)、上腔静脉(SVC) (602)和下腔静脉(IVC)(603)。曲线图610图示说明在位置A处描绘的血管内ECG谱。在位置A处，谱(610)具有单一中心频率或单频带￠60)的外观，并且频率分布谱功率和能量类似于皮肤层面的频率分布谱功率和能量。曲线图620图示说明在位置B处描绘的血管内ECG谱。在位置B处，频率分布具有两个主频带以及比位置A处的能量和谱功率更高的能量和谱功率。曲线图630图示说明位置C处的血管内ECG谱。在位置C处，存在分布在更大范围频率(670)上的多个(3-4个)主频率或主谱分量。该谱分布指示窦房结周围的能量分布。与位置B相比，谱功率和信号能量有所增大。曲线图640图示说明在位置D处描绘的血管内ECG谱。在位置D处，谱更宽并且宽带更多，指示右心房的电活动。曲线图650图示说明在位置E处描绘的血管内ECG谱。位置E处的频谱与位置A处的频率类似。本文介绍的算法使用不同位置处的谱波形的差异来区分对应位置和评估心脏和血管机能。图7图示说明中心静脉系统中的不同位置处的示例性心电图信号电能分布。图示说明了心脏(704)、右心房(701)、上腔静脉(SVC) (702)和下腔静脉(IVC) (703)。曲线图(710、720、730、740、750)描绘不同位置(分别地，A、B、C、D和E)处的能量分布，本文介绍的算法使用随时间的变化来区分对应位置和评估心脏和血管机能。
考虑下图16，图示说明根据本发明的实施方案的用于分析血管内的电图信号的架构。心脏由(1600)表征,上腔静脉由(1601)表征,下腔静脉由(1602)表征,并且右心房由(1603)表征。在该实施方案中，存在三个感兴趣的区域用于放置中心静脉进入设备上腔静脉或SVC的下三分之一(1605)、腔静脉-心房接点或CAJ(1606)以及上右心房或RA(1607)。曲线图(1620)图示说明根据心脏中的部位的电能分布，并且曲线图(1640)图示说明可以在心脏中的不同部位获得的不同的电图波形。曲线(1630)图示说明在从上腔静脉行进到心脏中的血管内的导管的末端处的每个区域检测到的电能的增加。在一个实施方案中，能量曲线在时域中被计算，而在另一实施方案中，能量曲线使用频谱在频域中被计算。在一个实施方案中，能量被针对实际信号水平来计算，而在另一实施方案中，基线值或其他均值在计算能量之前先从信号值被减除。在确定的时间段(例如心跳)内，通过在减除基线之前和/或之后求平方幅值的总和，来在时域中计算信号能量或功率。在频域中，通过求频率分量的平方值的总和，来计算信号能量或功率。在一个实施方案中该曲线使用整个电图来计算，而在其他实施方案中，只有电图的特定段(例如只有对应于心电图的“P波”的段)被用于能量计算。这样的“P波”段是窦房结的电活动的表征。不同水平的能量使沿从SVC到心脏的导管路径的不同部位特征化。这些区域可以通过使用阈值借助于其电能水平而被区分。能量水平的阈值(1631)限定上腔静脉的下三分之一的开始。能量水平(1621)限定脉管系统中具有低能量的区域，该区域远离或离开窦房结。阈值(1631)和(1632)之间的能量水平(1622)限定被标记为上腔静脉的下三分之一(1625和1605)的区域。阈值(1632)和(1633)之间的能量水平(1623)限定被标记为腔静脉-心房接点(1626和1606)的区域。阈值(1633)和(1634)之间的能量水平(1624)限定被标记为右心房(1627和1607)的区域。类似地，曲线图(1640)中的电图相对于基线(1650)的形状和大小可以与心脏中的部位相关。阈值(1631)、(1632)、(1633)和(1634)针对被考虑进行计算的能量的类型而被具体地确定，例如整个电图、P波和/或S-T段。在SVC的下三分之一之前并且对应于相对低水平的能量(1621)，P波(1651)和R波(1652)在大小和形状上是相似的，其中如果右臂标准ECG导联被连接到导管并且测量导管末端处的电图信号，在皮肤层面记录标准心电图导联II。在SVC的下三分之一(1605和1645)中，电图的能量水平增加，电图幅值增加，并且P波(1653)相对于R波(1654)将幅值和能量增加到P波幅值和能量介于R波的幅值和能量的一半和四分之三之间的情况。在腔静脉-心房接点(1606和1646)处，电图的能量水平进一步增加，电图幅值继续增加并且P波(1655)相对于R波(1656)将幅值和能量增加到P波幅值和能量大于或等于R波的幅值和能量的情况。在右心房(1607和1647)中，电图的能量水平进一步增加，电图幅值增加，P波(1657)成为双极的并且其幅值和能量相对于R波(1658)开始减小。这些行为被量化、分析和使用，从而提供关于导管末端的定位信息。考虑下图17，图示说明数个电图波形处理实施方案。曲线图(1710)和(1720)图示说明P波分析实施方案。因为P波对应于由窦房结生成的心脏的电活动，所以在血管内的方式中，P波的变化相对于确定窦房结的接近度是最相关的。因此，为评估窦房结的接近度和在脉管系统中的定位，时域和频域中的信号分析方法以及信号能量标准可以仅仅被应用到电图的P波段。在曲线图(1710)中，被指定用于P波分析的段(1711)开始于时刻(1713)并且结束于时刻(1714)。在P波段的开始时刻和结束时刻之间的时间段期间，所检测到的最高幅值对应于P波峰(1712)。P波段分析的开始时刻(1713)可以以多种方式确定。在一个实施方案中，心跳被计算并且R峰被检测作为心跳的最大幅值。从每个R峰回 落心跳的一特定百分比(例如介于20%和30%之间)，确定P波分析开始的时刻(1713)。从每个R峰回落心跳的2%到5%确定被指定用于P波分析(1714)的段的结束。类似地，在曲线图(1720)中，针对P波分析的指定段(1721)开始于心搏周期中的时刻(1723)并且结束于时刻(1724)。这种情况下的P波为双极的，当相比于基线(幅值等于零)时具有正最大幅值(1722)和负最大幅值(1725)。针对限定在开始时间点(曲线图1710上的1713以及曲线图1720上的1723)和结束时间点(曲线图1710上的1714以及曲线图1720上的1724)之间的P波形，根据本发明的实施方案应用时域和频域算法。曲线图(1730)图示说明在计算信号能量之前减除基线的好处。如果在心跳期间，信号能量在时域中被计算为平方信号幅值的和，则基线(1733)附近的水平线(1731和1732)之间的幅值变化可以导致比具有水平线(1734和1735)之间(由此水平线(1734)为基线)的幅值变化的信号低的能量水平。基线值(1733)从幅值(1731到1732)被减除并且基线值(1734)从幅值(1734到1735)被减除。在减除基线之后，平方幅值的和被计算。因而，该和与基线附近的信号变化的能量成比例，并且因此更适合的是，特征化信号值/行为中的变化。曲线图(1740)示出具有P波(1741)和R波(1742)的一般电图波形，以及P波被高频噪声(1744)覆盖且R波饱和到最大值(1743)的失真信号。在存在这些种类的伪差(artifact) (1744和1743)的情况下，恢复原始信号(1741和1742)是非常困难的并且有时是不可能。因此，根据本发明的实施方案，算法被用来检测伪差的存在并且尽可能多的减少伪差的量。如果，在减少伪差之后，信号无法被恢复，则该信号对信号能量的计算来说是被丢弃的。在时域中，可以通过导数的高值及其积分的高值、信号能量中的跳变(jump)、基线的值中的跳变或者从信号计算的不同的平均值，来检测伪差的存在。在频域中，当DC分量(谱的频率为零)的值中有跳变、当高频分量突然出现以及功率谱/能量谱中有跳变，可以检测到有伪差。在频域中，选择性的滤波可以被应用并且对信号的平均行为来说不是“一般的”的所有分量被去除。在选择性的滤波之后，信号在时域中使用逆傅里叶变换被重构，从而允许检验选择性滤波的成功。
图8描绘根据本发明的实施方案的图形用户界面。窗口(810)在ECG波形被使用附接的电极构造的电子模块获取时呈现该ECG波形。窗口(820)是参考窗口，示出用于与当前窗口进行比较的定格波形(frozenwaveform)。在一个实施方案中，窗口(820)中的参考波形可以通过在导管的参考位置处与电子模块连接的电极和/或使用皮肤电极的参考构造来获得。例如，这样的参考波形可以是使用根据本发明的实施方案的与放置在腔静脉-心房接点的血管内设备连接的适配器记录的ECG。在不同的实施方案中，当被记录在波形数据库中和被储存在计算机系统的储存介质中时，窗口 820中的参考波形可以是脉管系统中的某个位置处的典型波形或者某个心脏病的典型波形。如果电极构造使得可使用血管内设备同时进行心电图的心脏监控和记录，则窗口(830)示出用于心脏监控的标准ECG导联之一，而窗口(810)示出当血管内设备与适配器(诸如上述的适配器)连接时血管内设备的末端处的ECG。图标(870)是心脏的表征，位置A至E(875)图示说明心脏和血管系统中的不同位
置，这些位置可以通过根据本文公开的方法分析血管内ECG来进行区分。当脉管系统中的位置通过算法识别时，图标(875)上的对应地方和字母变得高亮，或者以某种其他方式使得图标(875)上的对应地方和字母对于使用者是可见的。条(884)、(885)和(886)示出信号能量水平。“E”条(885)呈现从血管内设备的末端的当前位置处的ECG频谱计算的电能的量。“R”条(884)呈现从参考位置处的ECG频谱计算的电能的量。“M”条(886)呈现从使用来自皮肤电极的监控ECG信号的ECG频谱计算的电能的量。窗口(840)描绘监控信息，
如，心率。患者信息(姓名、手术日期及其他)在窗口(850)中被示出。窗口(860)包含系统控制元件(比如按钮)和状态信息(比如缩放、滚动速度、系统参数和系统诊断)。图9描绘根据本发明的另一个实施方案的图形用户界面。图标(920)是心脏的表征，位置A至E(930)图示说明心脏和血管系统中的不同位置，这些位置可以通过分析血管内ECG来进行区分。当脉管系统中的位置通过算法识别时，图标(930)上的对应地方和字母变得高亮，或者以某种其他方式使得图标(930)上的对应地方和字母对于使用者是可见的。条(940)、(950)和(960)示出信号能量水平。“E”条(940)描绘从血管内设备的末端的当前位置处的ECG频谱计算的电能的量。“R”条(950)示出从参考位置处的ECG频谱计算的电能的量。“M”条(960)示出从使用来自皮肤电极的监控ECG信号的ECG频谱计算的电能的量。按钮“打印”(960)使得使用者可在打印机上(例如，在标签打印机上)打印记载病例的信息，以快速地贴附到患者的病例表。图IOA和图IOB描绘根据本发明的实施方案的图形用户界面所显示的信息的示例性打印输出。图IOA图示说明将导管末端放置在SVC的下三分之一处的手术的情况的打印输出(1000)。区域1010描绘心脏图标，由此对应于上腔静脉(SVC)的下三分之一的字母“B”高亮(1040)。区域1030描绘在窦房结附近的腔静脉-心房接点的导管末端处记录的参考ECG波形。区域1020描绘在手术结束时其被放置的位置上的导管末端处的ECG波形。关于图10A，该位置是SVC的下三分之一，并且ECG波形对应于该位置。患者姓名(1001)和手术日期(1002)也被打印。图IOB描绘类似的打印输出(1050)，除了手术结束时的最终位置是在心脏图标(1060)上的位置C(1090)处的腔静脉-心房接点之外。“SA结”区域描绘参考ECG波形(1080)，“最终位置”区域(1070)示出导管被放置成末端在窦房结处最终位置上的ECG波形与窦房结(SA结)处的参考位置上的ECG波形类似或者甚至是相同的。已知的是，SA结的接近度指示腔静脉-心房接点的位置。这些位置有时被一些临床医生认为是相同的。图11是用于使用心电图信号将血管内设备定位在心脏的内部或附近的基于计算机的方法(1100)的框图。所述算法应用于由适配器获取的到达血管内设备(并且可选地，还通过皮肤电极)的输入信号(1102) (ECG)。错误检测块(1105)检测至少三种类型的错误状况/异常，例如，当除纤颤器已应用于患者时，当起搏器激起激励脉冲时，和/或当引线/电极脱离时。这些错误/异常可以被不同地处理，并且使用者可以被告知异常的存在和处理异常的方式(1110)。预处理块(1115)可以放大信号、降低噪声、除去伪差等。在一个实施方案中，将信号重新缩放到显示范围在使用者控制下发生，并且不是自动的，与最近可用的ECG监控器一样。因此，ECG的幅值的改变易于被注意到。高通滤波器校正基线，并且减少诸如呼吸伪差这样的伪差。宽带噪声抑制可以使用选择性滤波器(比如，小波变换)来实现。对其他 设备和电网的心电图干扰可以通过以60Hz或50Hz为中心的陷波滤波器(窄带滤波器)来抑制，以适应国内或国际电源。高频噪声可以利用低通滤波器抑制，在一个实施方案中，所述低通滤波器利用可变长度平均来实现，所述可变长度平均例如为与心搏周期对应的运行窗口、几个连续心搏周期期间的ECG的平均，等等。自适应滤波块(1120)通过使误差信号最小来优化滤波器系数。时域模式识别块(1130)识别ECG波形的元素、它们的关系(一个或多个)和它们随时间的行为(一个或多个)。块1130中的时域模式识别算法以及频域模式识别块1140的重要方面是数据历史。对于某些元素，实时分析ECG，而对于其他元素，在电子和/或计算机模块的存储器中维护具有合适缓冲长度的数据缓冲器，以便使得可进行历史数据分析和基于该分析的预测。在一个实施方案中，数据历史缓冲是使得与几次心跳对应的ECG信号可保存在缓冲器中的几秒长。双缓冲技术使得可在第二缓冲器继续储存信号的同时对一个缓冲器中的波形进行处理。因此，在对一个缓冲器中的波形进行处理时没有信号数据丢失。在一个缓冲器上的数据处理完成之后，结果被发送到决策支持算法(1150)，并且两个缓冲器交换角色。缓冲器的长度适应数据处理的持续时间，以便确保没有数据丢失。类似的双缓冲技术也应用到经历频域模式识别块(1140)的数据。在血管内ECG的情况下，感兴趣的元素可以包括，但不限于，以下中的一个或更多个1、P、Q、R、S、T和U波、它们的峰、幅值和持续时间；2、P-R、S-T 和 T-P 段 / 间期(interval)的持续时间；3、S-T段的升高；4、P-P和R-R间期的方差；5、S-T的方差和R-T间期的方差等；6、P波的峰间值和QRS复合波的峰间值；7、P波幅值与R波幅值的比率和P波幅值与QRS复合波峰间幅值的比率；8、P波的极性单正极、单负极或双极性；
9、P波、QRS复合波和T波的导数；10、R-R间期和心跳的时间平均值；11、某个时间段期间的P波幅值/峰的最大值和P波峰间幅值的最大值；12、某个时间段期间的R波幅值/峰的最大值和QRS复合波峰间幅值的最大值。在时域中，附加计算包括13、基线减除，例如以去除呼吸伪差或者从而允许相对于基线的变化的分析；14、波形平均以减少噪声；15、(在基线去除之前和之后)在时域中进行信号幅值的平方和的形式的信号能量计算； 16、用于估算信号变化和去除高频伪差的一阶导数计算；17、一阶导数值的积分(求和)；在频域中，附加计算包括18、DC和准DC分量去除(等于基线减除和呼吸伪差的去除)；19、选择性的滤波，即去除与伪差和噪声(例如高频噪声、肌肉伪差、由导管和电极处理造成的信号变化等)相关联的特定频率；20、用于将信号重构到时域中的逆傅里叶变换。几种技术可以用于从ECG波形得到以上列出的信息，包括，但不限于，以下中的一个或更多个I、“峰检测”;2、一阶导数的计算；3、沿着一次心跳中的信号运行平均(running average)和沿着多次心跳运行平均；4、自适应阈值；5、自动相关。块(1125)中的快速傅里叶变换对储存在具有某个长度的缓冲器中的一些ECG采样(比如，256、512、1024、2048或更多的数据采样)执行快速傅里叶变换。傅里叶变换将波形从时域变换到频域。频域模式识别块(1140)图示说明在频域中对ECG执行的模式识别的各个方面，包括，但不限于，以下中的一个或更多个I、主分量分析，S卩，频谱的最重要元素的确定(类似于确定心电图的形态元素，t匕如，时域中的某些波和段)；2、为了减少基于主分量的计算量的数据压缩；3、主分量的数量和形态的确定，具体地，确定谱是否具有仅一个、两个或多个主频率(频带)；4、从频谱计算谱功率和信号能量；5、为了降低宽带噪声沿着单个谱上的频域范围运行平均；6、为了滤除伪差沿着几个谱运行平均；7、谱的另外的形态元素的确定，比如，最大频率、最大频率中所包含的能量、频率直方图(即，什么频率包含多少能量)、最高有效的最大能量峰的频率等；
8、从谱分布确定的主分量和其他参数的随时间的行为和平均值的计算，比如，确定某个时间段期间的信号能量的最大值和谱功率的最大值；9、基于谱分析来确定/估计某些心脏病。该确定/估计也在决策支持块1150和1250中被更详细地执行。几种决策支持算法使用由时域模式识别和频域模式识别算法提供的信息。在一个实施方案中，块(1150)支持将血管内设备放置在SVC的下三分之一处或者腔静脉-心房接点。具体地讲，块1150基于在导管放置期间首次到达腔静脉-心房接点的概念。在腔静脉-心房接点或者在窦房结附近，P波和其他电参数达到最大值。在腔静脉-心房接点，P波是单极性的。在到达腔静脉-心房接点的窦房结(即，P峰(P-峰)幅值和谱功率的最大值)之后，将导管向后拉几厘米，直到P波减小到在腔静脉-心房接点达到的幅值的一半为止。在P波减小到腔静脉-心房接点的幅值的一半的位置处，认为导管在上腔静脉的下 三分之一中。P波峰幅值或峰间幅值以及谱功率用于将脉管系统中的位置映射到ECG波形。更具体地讲，在接收到与血管内设备相关联的血管内ECG信号之后，在多个预定时间段期间对该信号进行处理，以计算每个预定时间段内的P波幅值和谱功率。然后从所述多个P波幅值确定最大P波幅值，并且从所述多个谱功率计算相关联的最大谱功率。将这些最大值被确定所在的位置与心脏内部或附近的预定位置(诸如腔静脉-心房接点)相关联。然后在每个预定时间段内基于P波幅值与最大P波幅值的比率和谱功率与最大谱功率的比率来计算血管内设备的位置，然后向使用者显示血管内设备的位置。另外，还可以使用P波的极性和R波幅值来确定血管内设备的位置。单个标准或者这样的标准的组合可以用于支持决策制定。在一个实施方案中，Tl、T2和T3可以是针对每个患者不同的凭经验建立的阈值，并且所述算法可以基于当前测量使用自适应循环来调整阈值。在另一个实施方案中，这些阈值是预定的。在其他实施方案中，P峰/P幅值或P波峰间幅值与R峰/R幅值或与QRS复合波峰间幅值之间的比率也可以用于建立相对于窦房结的位置。在一个实施方案中，P峰/幅值必须是R峰/幅值的大约一半，并且对于与SVC的下三分之一对应的位置，P波必须是单极性的。在另一个实施方案中，P波峰间必须是QRS峰间幅值的一半，并且对于与SVC的下三分之一对应的位置，P波必须是单极性的。如上所述，可以例如通过将心脏图标上的与被系统识别的ECG的类型对应的合适位置加高亮来向使用者呈现决策支持算法块1150的结果(1160)。图12中描绘的决策支持算法块1250基于将当前位置处的P波、R波和P波谱功率与从等效导联(比如，导联II)中的皮肤心电图确定的这些参数的值进行比较。阈值Tl至T6是经过相对于每个患者的自适应调整的经验值。可以使用图12中所示的每个标准或标准的组合。还可以使用其他决策算法，特别是与从ECG谱计算的电能水平相关的决策算法。在放置血管内设备的情况下，一个标准可以是，在与SVC的下三分之一对应的位置处，从血管内ECG计算的平均电能高达从皮肤层面的血管内ECG或者从对应导联(比如，导联II)中的皮肤ECG计算的平均电能的两倍。用于放置中心静脉导管的方法
下面呈现放置中心静脉导管(CVC)的方法。I.估算或测量用于给定患者的脉管进入设备(CVC)的所需长度。2.如果使用含盐液和适配器(200)，则跳到步骤11 ;如果不是，则如下进行。将导丝插入CVC并且将导丝末端和导管末端齐平对齐。测量CVC之外的导丝的长度。为在将导丝插入脉管系统之后能够使导管末端和导丝末端重新对齐，这一测量是必需的。在诸如利用无菌测量管或者利用外科手术线进行测量之后，将导丝从CVC移除。3.针对估算的所需长度，进行脉管进入并且插入导丝。4.在丝上插入CVC，从而使在步骤I所测量的长度的导丝留在CVC之外。由此，在丝上插入的CVC和导丝末端是齐平对齐的。
5.针对每条用于使用的指令，将无菌电气适配器连接到导丝。6.将无菌电气适配器的另一端连接到电图系统的ECG线缆。7.针对每条使用电图系统的指令，检查电图系统的显示器指示导管末端的期望位置在SVC的下三分之一中，腔静脉-心房接点或右心房处。一般地，导管末端的定位将会是通过电图的P波的特定形状以及P波相对于R波的特定形状为可识别的，和/或将会是由能量水平和阈值可识别的。8.通过一起拉动和/或推动导丝和CVC而不改变齐平对齐来调整导丝和CVC的位置，直到屏幕上的ECG波形指示已经达到期望的位置为止。使实际插入的长度与估算长度相关。9.在已经达到该位置之后，断开电气适配器的连接并且移除导丝。10.将CVC固定在适当部位上。11.如果使用含盐液和适配器(200)则在此继续。12.如现有规程当前所规定的进行脉管进入并且在导丝上引入CVC。13.移除导丝。14.将无菌适配器(200)附接到CVC。15.将适配器(200)的电气连接部分(234)附接到电图系统的ECG线缆。16.以含盐液填充注射器并且将其连接到适配器(200)的另一端。以含盐液冲洗导管内腔，以创建一路通过导管末端的导电盐柱。17.针对每条使用电图系统的指令，检查电图系统的显示器上所示的ECG波形指示导管末端的期望位置在SVC的下三分之一中，腔静脉-心房接点或右心房处。一般地，导管末端的定位将会是通过电图的P波的特定形状以及P波相对于R波的特定形状为可识别的，和/或将会是由能量水平和阈值可识别的。18.通过拉动和/或推动来调整CVC的位置，直到屏幕上的ECG波形指示已经达到期望的位置为止。使实际的长度与估算长度相关。19.在已经达到期望的位置之后，移除注射器和适配器(200)。20.固定导管。用于放置可棺入端口的方法放置可植入端口的导管部件方法与用于放置CVC的方法类似。适配器(200)应当被连接到可植入端口的导管，并且具有含盐液的注射器必须被连接到通用适配器的另一端。不同的电气适配器应当被连接到放置在可植入端口的导管中的注射器针头。在达到期望的位置之后，导管应当被连接到可植入端口。用于放置开口端式和闭口端式外周置入中心导管的方法开口端式和闭口端式外周置入中心导管(PICC) 二者可以如本文所描述的被放置，并且PICC放置的方法类似于放置CVC的方法。本文所描述的具有创造性的操控机构可以用来在导管无法在期望的方向上行进的情况下使PICC末端弯曲。用于放置血液透析导管的方法用于放置血液透析导管的方法类似于本文所介绍的用于放置CVC的方法。本文所描述的具有创造性