ES2210662T3

ES2210662T3 - Sistemas medicos de diagnosis, de tratamiento y de imagen.

Info

Publication number: ES2210662T3
Application number: ES98203767T
Authority: ES
Inventors: Shiomo Ben-Haim; Daniel Osadchy; Udi Peless; Ilan Greenberg
Original assignee: Biosense Inc
Current assignee: Biosense Webster Inc
Priority date: 1994-08-19
Filing date: 1995-01-24
Publication date: 2004-07-01
Anticipated expiration: 2015-01-24
Also published as: JPH10507104A; EP0776176A1; CA2607769C; EP0894473A3; EP0894473B1; DE69532139T2; JP2009207926A; CA2197986A1; DE69532139D1; AU1693095A; HK1007059A1; CA2197986C; JP4025309B2; DE69514238T2; JP4394733B2; EP0894473A2; EP0776176B1; JP2009066429A; JP2004283601A; JP4448194B2

Abstract

SISTEMA DE LOCALIZACION PARA DETERMINAR EL LUGAR EN QUE SE ENCUENTRA Y LA ORIENTACION DE UN INSTRUMENTO MEDICO INVASIVO, POR EJEMPLO UN CATETER (10) O ENDOSCOPIO, EN RELACION CON UN MARCO DE REFERENCIA, Y QUE COMPRENDE: UNA SERIE DE GENERADORES DE CAMPO (18, 20, 22) QUE GENERA CAMPOS CONOCIDOS Y DISTINGUIBLES, PREFERENTEMENTE CAMPOS MAGNETICOS CONTINUOS DE CA, EN RESPUESTA A SEÑALES DE ACCIONAMIENTO; UNA SERIE DE SENSORES (30, 32, 34) SITUADOS EN EL INSTRUMENTO MEDICO INVASIVO (10), PROXIMOS A SU EXTREMO DISTAL, QUE GENERAN SEÑALES DEL SENSOR EN RESPUESTA A DICHOS CAMPOS; Y UN PROCESADOR DE SEÑAL (26) QUE TIENE UNA ENTRADA PARA UNA SERIE DE SEÑALES QUE CORRESPONDEN A LAS CITADAS SEÑALES DE ACCIONAMIENTO Y A DICHAS SEÑALES DE SENSOR Y QUE PRODUCE LAS TRES COORDINADAS DE LOCALIZACION Y LAS TRES COORDINADAS DE ORIENTACION DE UN PUNTO SITUADO EN EL INSTRUMENTO MEDICO INVASIVO.

Description

Sistemas médicos de diagnosis, de tratamiento y de imagen.

Campo de la invención

La presente invención se refiere a sondas médicas cuya localización puede se detectada y ajustada y que tienen una función adicional de detección, toma de imágenes y/o tratamiento.

Antecedentes de la invención

Las sondas, tales como los catéteres, apropiados para diversos procedimientos médicos y toma de imágenes internas, son bastante comunes. Tales sondas incluyen catéteres angioplásticos de balón, catéteres con características de láser, eléctricas o de crioablación, catéteres con cabezas de toma de imágenes por ultrasonidos, sondas utilizadas para la cirugía o diagnosis prácticamente sin incisiones, y endoscopios. Cuando se utilizan tales sondas para un determinado tratamiento, tales sondas deben ser situadas cuidadosamente en relación con la estructura del cuerpo. Incluso para sistemas de toma de imágenes tales como los sistemas ultrasónicos, se ha descrito una cierta capacidad de posicionamiento.

En las exploraciones cardiovasculares y en particular, en aquellas que utilizan técnicas invasivas, se insertan múltiples catéteres dentro del sistema vascular y se hacen avanzar después hacia las cámaras cardiacas. El propio proceso se realiza generalmente bajo guía fluoroscópica que precisa el uso de una fuente continua de rayos X como fuente de transiluminación. La imagen generada utilizando el fluoroscopio es una representación en 2D de la anatomía con la localización del catéter superpuesta. La anatomía puede ser observada con una resolución relativamente baja puesto que la cámara cardiaca y los vasos sanguíneos son transparentes a los rayos X.

Más recientemente, se han desarrollado varias tecnologías para facilitar el proceso de cateterismo cardiaco, principalmente facilitando al facultativo el seguimiento del camino del extremo del catéter dentro del vaso sanguíneo. Algunas de estas tecnologías están basadas en la tecnología radiográfica de substracción digital que permite la visualización del vaso sanguíneo después de la inyección de un tinte de contraste radiográfico y la superposición sobre esa imagen del camino del catéter. Estas tecnologías precisan el uso de tintes radiopacos que son una causa de mortalidad importante en pacientes de alto riesgo durante la cateterismo cardiaco.

La patente U.S. nº 5.042.486 concedida a Pfeiller et. al., describe un procedimiento en el cual se localiza la posición del extremo de un catéter mediante el uso de campos electromagnéticos. Se introduce el catéter y se sigue la posición del extremo. El camino de dicho extremo se superpone sobre una imagen registrada previamente del vaso sanguíneo o del órgano a través del cual se ha hecho avanzar el catéter. Sin embargo esta tecnología requiere la adquisición y el procesamiento de imágenes previamente al proceso y constituye un procedimiento de alta complejidad y de gran consumo de tiempo para la correcta alineación de la imagen adquirida previamente al proceso, y la orientación y localización del vaso sanguíneo o del órgano durante el propio proceso de cateterismo.

La patente U.S. nº 4.821.731 concedida a Martinelli et al., da a conocer un procedimiento para la obtención de imágenes internas de un cuerpo vivo mediante el uso de ultrasonidos. En esta patente se determina la posición de un catéter por ultrasonidos mediante el cómputo de la posición relativa del mismo utilizando la respuesta de un transductor de ultrasonidos a una señal de referencia y calculando la orientación angular del catéter sobre su eje por la determinación de la señal inducida, en una única bobina, por campos magnéticos sustancialmente perpendiculares de frecuencias diferentes. El transductor de ultrasonidos se utiliza también para enviar y detectar señales ultrasónicas en dirección perpendicular al eje del catéter. Procediendo a girar el catéter y a deslizarlo a lo largo de su eje, puede generarse una imagen ultrasónica. El catéter también se describe como capaz de transmitir un haz de rayos láser al extremo del mismo para la ablación de tejidos en lesiones de las paredes arteriales.

Un catéter que puede localizarse en un paciente utilizando un transmisor de ultrasonidos situado en el catéter, se da a conocer en la patente U.S. nº 4.697.545 y en la nota técnica "Ultrasonically Marked Catheter, a Method for Positive Echographic Catheter Position and Identification", Bryer et al., Medical and Biological Engineering and Computing, mayo de 1985, páginas 268 a 271. También la patente U.S. nº 5.042.486 da a conocer un catéter que puede localizarse en pacientes utilizando campos no ionizantes e imponiendo apropiadamente la localización del catéter sobre una imagen radiológica del vaso sanguíneo obtenida previamente.

La publicación de patente PCT WO 94/0938 describe un sistema que utiliza un tipo de sensor de bobina única que es coaxial con el eje principal de un catéter y que detecta campos que son generados por tres generadores de bobinas múltiples exteriores al cuerpo del paciente.

Otros procedimientos y aparatos para la determinación de la posición de un catéter o endoscopio se dan a conocer el en las patentes U.S. números 5.253.647; 5.057.095; 4.095.598; 5.318.025; 5.271.400; 5.211.165; 5.265.610; 5.255.680; 5.251.635 y 5.265.611.

La patente U.S. nº 3.644.825 describe un sistema que utiliza el movimiento relativo de un sensor en la determinación de su posición. El movimiento relativo suministra a las bobinas de detección la información necesaria para identificar su posición y orientación. Sin embargo, esta solución no es aplicable par la identificación y localización del objeto cuando no existe movimiento relativo entre el objeto y el marco de referencia.

La patente U.S. nº 3.868.565 comprende un sistema de seguimiento para la determinación de modo continuo de la posición relativa y la orientación de un objeto remoto. Este sistema de seguimiento incluye unos bucles situados ortogonalmente para una pluralidad de sensores así como para una pluralidad de antenas radiantes. Con las adecuadas corrientes de excitación de dichos bucles, las antenas radiantes generan un campo electromagnético que es irradiado desde esas antenas al sensor. El sistema de seguimiento trabaja como un sistema de circuito cerrado en el que unos medios de control miden el campo que se recibe en el sensor situado en el objeto remoto y realimenta la información hacia las antenas radiantes para proporcionar un campo nutador radiante como un vector orientado hacia el objeto remoto. Como consecuencia, el vector orientado indica la dirección a la antena de detección desde la antena
radiante.

Análogamente, Kuipers describe en su patente U.S. nº 4.017.858 un campo electromagnético que gira en torno a un vector orientado y se utiliza tanto para el seguimiento o la localización del objeto remoto como para la determinación de la orientación relativa del objeto. Este sistema, en el que las bobinas radiantes son sustituidas por formas de onda establecidas adecuadamente, genera un campo magnético el cual, a modo de bucle cerrado, puede ser introducido en medios de procesamiento para generar la información necesaria para la determinación de la orientación de un objeto remoto.

La patente U.S. nº 4.054.881 describe un sistema sin seguimiento para la determinación de la posición y la localización de un objeto remoto con respecto a un marco de referencia. Ello se consigue mediante la aplicación de señales eléctricas a cada una de tres antenas radiantes ortogonales entre sí, generándose las señales eléctricas en múltiplex entre sí y conteniendo la información que caracteriza la polaridad y el momento magnético de los campos electromagnéticos radiados. Los campos radiados se detectan y miden por las tres antenas receptoras ortogonales entre sí que tienen una relación conocida con el objeto remoto, que produce nueve parámetros. Estos nueve parámetros, en combinación con un parámetro conocido de posición u orientación, son suficientes para la determinación de los parámetros de posición y orientación de las antenas receptoras con respecto a la posición y orientación de las antenas radiantes.

La patente U.S. nº 4.849.692 describe un procedimiento cuantitativo para la medición de la posición relativa y la orientación de dos cuerpos en presencia de metales. Se consigue la medición de la posición y orientación de las antenas receptoras con respecto a las transmisoras utilizando señales de campo electromagnético de corriente continua. Se establece la radiación electromagnética para que sea transmitida en una secuencia para cada una de las antenas radiantes ortogonales entre sí. Una antena receptora mide uno a uno los valores de los campos magnéticos de corriente continua transmitidos, así como los campos magnéticos de tierra. Este procedimiento requiere tomas de datos y cálculos repetitivos para determinar la posición y localización de objetos remotos.

Otros procedimientos conocidos en la técnica para la determinación de una posición y orientación multidimensional para aeronaves y para cascos metálicos se describen en la patente U.S. nº 4.849.692, en la publicación de patente europea nº 0 576 187 A1, la publicación de patente GB nº 2 197 078 A y en la patente U.S. nº 4.314.251.

La técnica anterior que se ha descrito, destinada a aplicaciones distintas a las médicas, utiliza sensores y otras estructuras que no son apropiadas para uso en catéteres. Las referencias descritas como útiles para sondas médicas dan generalmente menos de seis informaciones dimensionales (tres coordenadas de posición y tres coordenadas angulares).

En el documento WO 95/02995, que constituye la técnica anterior según el artículo 54(3) CPE se da a conocer un sistema que incorpora un catéter el cual incluye un dispositivo de medición de posición que puede determinar la posición del catéter en tres dimensiones, pero no su orientación. En estas aplicaciones, el catéter se utiliza para representar la actividad eléctrica en las paredes interiores del corazón y para la ablación de zonas del músculo del corazón en respuesta a tales representaciones. La posición del catéter utilizado para las funciones de representación/ablación se determina con referencia a tres dispositivos detectores de posición que se encuentran aplicados sobre la pared interior del corazón en tres posiciones estables diferentes para formar un plano de referencia.

El documento WO-A-93/04628 da a conocer un sistema según el preámbulo de la reivindicación 1.

Sumario de la invención

La presente invención se define en la reivindicación independiente 1. Se refiere a un sistema que ofrece información sobre localización cuantitativa, de alta resolución, el cual, cuando se asimila con resultados de información local detectada ofrece una representación de la información detallada y de alta resolución. Esta representación puede ser superpuesta, opcionalmente, sobre una imagen u otra representación de la arquitectura del órgano.

El sistema genera, preferiblemente, una información continua de localización y orientación relativa a un objeto remoto, en particular un catéter, con respecto a un marco de referencia, de forma no iterativa.

La presente invención se refiere a la provisión de un nuevo aparato de posicionamiento de seis dimensiones apropiado para usar con un catéter.

En una forma de realización preferida de este sistema, se colocan en un catéter una pluralidad de bobinas no concéntricas adyacentes a un punto localizable, por ejemplo, su extremo distante. Las bobinas tienen, preferiblemente, ejes ortogonales. La posición relativa de las bobinas difiere de las descritas en la técnica anterior en que las bobinas se encuentran separadas en el espacio y no son concéntricas. Estas bobinas generan señales en respuesta a campos magnéticos aplicados exteriormente lo que permite el cálculo de seis dimensiones de posición y orientación.

El sistema de la presente invención permite la representación del interior del corazón de manera similar a cómo se describe en las solicitudes de patentes mencionadas anteriormente cedidas al cesionario de la presente solicitud, con la simplificación de que solamente se utiliza como referencia un sensor detector de localización/orientación de seis dimensiones.

Otro aspecto de la presente invención implica una sonda de toma de imágenes ultrasónica o de otro tipo con capacidad de posicionamiento de seis dimensiones en respuesta a campos electromagnéticos externos. El uso de una tal sonda evita la utilización de la detección por radiación ionizante o sónica para la determinación de la posición, y proporciona información de imagen ultrasónica o de otro tipo cuya dirección y orientación son completamente conocidas.

Otro aspecto de la invención implica un aparato para la adición de un cambio controlado de orientación a un catéter, permitiendo con ello la maniobrabilidad del cátodo y su fácil emplazamiento.

El sistema de la invención utiliza el cambio controlado de orientación para permitir la toma de imágenes de dos o tres dimensiones utilizando una sonda sin barrido, tal como una sonda ultrasónica, o un barrido tridimensional utilizando una sonda de barrido bidimensional.

Preferiblemente, uno o varios de entre la pluralidad de generadores de campo o sensores comprenden tres generadores o sensores distinguibles, sin solapamiento.

En la invención, cada uno de los sensores comprende una bobina. Preferiblemente, dicha pluralidad de bobinas presentan ejes que se cortan dentro de la bobina. Cuando dicha pluralidad de bobinas comprende tres bobinas, preferiblemente presentan ejes que no se cortan todos en un punto.

Preferiblemente, el procesador de señales efectúa una correlación mutua entre las distintas señales que corresponden al impulsor y al sensor de señales.

Preferiblemente, los campos generados por cada uno de los generadores tienen diferentes frecuencias o diferentes fases, o ambas circunstancias simultáneamente.

En una forma de realización preferida de la invención, los campos generados por cada uno de los generadores de campo tienen diferentes frecuencias, preferiblemente frecuencias que son cada una de ellas un múltiplo entero de una frecuencia dada. Preferiblemente, la duración de la correlación mutua de las entradas es el producto común mínimo de los multiplicadores enteros dividido por la frecuencia dada.

Preferiblemente, se utilizan los resultados de la correlación mutua para calcular la contribución de cada generador de campo a la señal generada por cada uno de dichos sensores.

En una forma de realización preferida de la invención, el sistema incluye un sistema de presentación para la visualización de la posición del extremo del instrumento médico invasivo.

Preferiblemente, el sistema comprende, además, un instrumento de referencia que incluye una pluralidad de sensores adicionales, sin solapamiento, situados en el instrumento de referencia, los cuales generan señales en respuesta a dichos campos, en donde dicho sistema de presentación presenta la posición de la parte del instrumento médico invasivo con respecto a la posición de un punto del instrumento de referencia. Preferiblemente, el instrumento de referencia es n instrumento médico invasivo. Preferiblemente, los sensores se sitúan en la proximidad del extremo distante del instrumento médico invasivo de referencia.

En una forma de realización preferida de la invención, el sistema de localización incluye un sensor adicional en una parte del instrumento médico invasivo que detecta una condición localizada.

Preferiblemente, el sensor adicional detecta señales eléctricas localizadas, por ejemplo, señales eléctricas procedentes del endocardio del corazón de paciente, y las transmite a terminales exteriores al cuerpo del paciente.

En una forma de realización preferida de la invención, el procesador de señales efectúa el procesamiento de las señales de coordenadas de posición y orientación y de las señales eléctricas localizadas adquiridas en una pluralidad de puntos del endocardio, para generar una representación que indica la propagación de las señales eléctricas a través del tejido del cuerpo del paciente.

En una forma de realización preferida de la invención, el sensor adicional suministra energía eléctrica al endocardio para la ablación de una porción del mismo.

Preferiblemente, el sistema de localización incluye un electrodo adaptado para suministrar energía eléctrica al endocardio para la ablación de una porción del mismo.

En una forma de realización referida de la invención, el sensor adicional en un transmisor/receptor ultrasónico.

Preferiblemente, el transmisor/receptor ultrasónico proporciona una representación inferior a tridimensional de las propiedades acústicas del tejido situado más allá del extremo distante.

En una forma de realización preferida de la invención, el extremo distante puede desviarse. Preferiblemente el sistema incluye un conjunto de circuitos para reconstrucción de imagen que recibe una pluralidad de dichas representaciones inferiores a tridimensionales adquiridas según diferentes orientaciones del extremo distante y produce una representación tridimensional de las propiedades acústicas del tejido que rodea, al menos parcialmente, el extremo distante.

El instrumento médico invasivo puede ser, por ejemplo, un catéter o endoscopio, que comprende una pluralidad de sensores de campo magnético, preferiblemente bobinas, próximas al extremo distante del mismo.

Preferiblemente, la pluralidad de bobinas presentan ejes que se cortan dentro de una bobina, Cuando la pluralidad es de tres, dichas bobinas presentan ejes que no se cortan todos en un punto.

En una forma de realización preferida de la invención, el instrumento comprende un transductor de ultrasonidos en dicho extremo distante. Preferiblemente, el transductor de ultrasonidos proporciona una representación, preferiblemente de una o dos dimensiones, de las propiedades acústicas del tejido situado más allá del catéter y en la prolongación de su eje.

En una forma de realización preferida de la invención, el instrumento comprende además una sonda eléctrica en dicho extremo distante. La sonda está adaptada, preferiblemente, para detectar señales eléctricas generadas por el tejido con el que se encuentra en contacto, y conduce dichas señales al extremo próximo de catéter y/o suministra una señal eléctrica de ablación al tejido que se encuentra en contacto con dicho terminal. En una forma de realización preferida de la invención, el instrumento incluye un sensor para la medición de la química localizada en el extremo distante.

Preferiblemente, el instrumento incluye medios para el cambio de orientación del extremo distante.

Breve descripción de los dibujos

La Fig. 1 es una representación ilustrativa de la aplicación de un sistema de posición en seis dimensiones y determinación de orientación, según una forma de realización preferida de la invención para un catéter situado en un cuerpo humano;

la Fig. 2 es una ilustración esquemática en corte de un catéter en general con capacidad de localización en seis dimensiones según una forma de realización preferida de la presente invención;

la Fig. 3 es una ilustración más gráfica de una parte de la sonda que representa una forma de realización preferida de un sensor para localización en seis dimensiones;

la Fig. 4 es un diagrama de bloques de un conjunto de circuitos utilizados para determinar las coordenadas de seis dimensiones de un catéter, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 5 muestra en detalle ampliado el organigrama básico que representa una secuencia de control y su aplicación al diagrama de bloques de la Fig. 4, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 6 es un diagrama de bloques que representa el procesamiento de una señal digital en el procesador de señales según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 7 es una representación gráfica tridimensional de los vectores que forman el campo magnético en un punto;

la Fig. 8 es un diagrama de bloques que representa el procesamiento de señales analógicas en el procesador de señales, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 9 es un esquema simplificado de un elemento de filtro analógico representado en la Fig. 8, según una forma de realización preferida de la invención;

las Figs. 10A a 10D ilustran un principio de orientación del extremo de un catéter según una primera forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 11 ilustra un principio de orientación del extremo de un catéter, según una segunda forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 12 es un diagrama de bloques de un conjunto de circuitos de detección ultrasónica y procesamiento de señales, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 13 es un diagrama de bloques de los circuitos de reconstrucción de imagen, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 14 es una ilustración parcialmente esquemática y parcialmente en corte, de una sonda para la detección eléctrica, ritmo de latidos y ablación, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 15 es un diagrama de bloques esquemático para la adquisición de una representación electrográfica básica, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 16 es un diagrama de bloques esquemático que representa un algoritmo para la realización de una representación del endocardio por ordenador, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 17 es un diagrama de bloques esquemático que representa un algoritmo para la realización de una representación del ritmo de latidos por ordenador, según una forma de realización preferida de la invención;

la Fig. 18 es un diagrama de bloques esquemático de un algoritmo utilizado para el cálculo del índice de correlación mutua mientras se realiza la representación del ritmo de latidos, según una forma de realización preferida de la invención; y

la Fig. 19 es un diagrama de bloques esquemático que representa una configuración de la salida de un sistema de formación de imágenes, según una forma de realización preferida de la invención.

Descripción detallada de las formas de realización preferidas

La Figura 1 muestra una representación ilustrativa de una aplicación básica preferida de la invención en el cuerpo humano. En esta aplicación, se inserta un catéter dentro de una arteria 11 de un paciente utilizando técnicas estándar. El catéter 10 comprende un cuerpo 12, un sensor de localización 14 y una parte activa 16 en el extremo distante 15 del catéter. La parte activa 16, según varias formas de realización preferidas de la invención, puede incluir un sensor eléctrico, una cabeza de ultrasonidos, una cabeza visualizadora de fibra óptica, un estimulador eléctrico, un elemento de ablación eléctrico o de láser, un sensor iónico, un sensor de oxígeno o de dióxido de carbono, un acelerómetro, un sensor de presión o temperatura de la sangre o una sonda criogénica. En general, el catéter incluirá cables, guías de luz, guías de ondas, etc., para excitar la parte activa en respuesta a las órdenes de un operador.

La posición y la orientación del extremo distante del catéter se determinan mediante la determinación de la posición del sensor de localización. En una forma de realización preferida de la invención, el sensor de localización 14 comprende dos o tres antenas, por ejemplo bobinas, que son irradiadas por dos o tres elementos radiantes 18, 20 y 22, que se encuentran en el exterior de la superficie 23 del cuerpo del paciente.

Debe entenderse que la situación de los elementos radiantes, así como su tamaño y forma, variarán según la aplicación de la invención. Preferiblemente, los elementos radiantes que son útiles en aplicaciones médicas comprenden bobinas arrolladas en forma anular de 2 a 20 cm de diámetro (diámetro exterior) y de aproximadamente de 0,5 a 2 cm de espesor, en una disposición triangular coplanaria en la que los centros de las bobinas se encuentras separadas de 2 a 30 cm, aproximadamente. Para tales aplicaciones médicas, también podrían ser útiles bobinas radiantes en forma de barra o incluso triangulares o de forma cuadrada. Además, en los casos en que un paciente en decúbito prono sea sometido a un tratamiento que implique la tecnología presente, los elementos radiantes se sitúan preferiblemente sobre o debajo de la superficie sobre la que descansa el paciente, sustancialmente directamente debajo de la parte del cuerpo del paciente en donde se procede al tratamiento. En otras aplicaciones, los elementos radiantes pueden situarse bastante próximos a la piel del paciente.

Los tres elementos radiantes son excitados por un circuito excitador 24, preferiblemente de la forma que se describe a continuación y las señales recibidas por las antenas receptoras se amplifican y procesan conjuntamente con una representación de las señales usadas para excitar los elementos radiantes 18, 20 y 22, preferiblemente en la forma que se describe después, en un procesador de señales 26 para proporcionar una presentación u otra indicación de la posición y la orientación del extremo distante 15 de un monitor 27.

Los elementos radiantes 18, 20 y 22 pueden disponerse en cualquier posición y orientación que sean convenientes, mientras se encuentren fijos con respecto a un determinado marco de referencia, y mientras los elementos radiantes no se solapen, esto es, no existan dos elementos radiantes con situaciones y orientaciones exactas e idénticas. Cuando son excitados por el circuito excitador 24, los elementos radiantes generan una multiplicidad de campos magnéticos de corriente alterna distinguibles que forman el campo magnético detectado por las antenas receptoras en el sensor de localización.

Los campos magnéticos se distinguen con respecto a la frecuencia, la fase o ambas características de las señales de los campos magnéticos respectivos. También es posible la transmisión simultánea en el tiempo.

En la práctica, el extremo activo del catéter puede utilizarse para recoger informaciones, tales como información por el eco de ultrasonidos, información de actividad eléctrica, etc., y opcionalmente para la realización de ciertas intervenciones sobre las arterias (o las venas) o dentro de la cámara de un órgano 28 al cual se dirige la arteria (o la vena). Ejemplos particulares de cámara de órganos son las cámaras del corazón, del cerebro o el tracto gastrointestinal.. Constituye un objeto particular de ciertos aspectos de la presente invención establecer más detalladamente la representación de la actividad eléctrica del corazón y una imagen más detallada de las paredes del corazón, como se describirá en detalle más adelante.

La Fig. 2 muestra una ilustración esquemática de una forma de realización preferida del extremo distante de un catéter 10. En la Fig. 3 se representa una ilustración gráfica de un sensor de localización 14. El sensor de localización 14 incluye preferiblemente dos o más, preferiblemente tres bobinas de detección 32, 32 y 34 devanadas sobre núcleos de aire. En una forma de realización preferida de la invención las bobinas tienen ejes ortogonales entre sí, uno de los cuales está alineado convenientemente con el eje principal del catéter. A diferencia de la situación de los sensores (utilizados para otras aplicaciones) en la técnica anterior, que contienen tres bobinas concéntricas, o por lo menos cuyos ejes se cortan, las bobinas de la forma de realización preferida se encuentran muy próximas a lo largo del eje del catéter con el fin de reducir el diámetro del sensor de localización y hacer de este modo al sensor apropiado para su incorporación dentro de un catéter.

Para la mayoría de los aspectos de la presente invención, es necesaria la medición de la posición y la orientación del extremo distante del catéter con respecto a un marco de referencia. Esto requiere por lo menos dos elementos radiantes sin solapamiento que generen por lo menos dos campos magnéticos de corriente alterna distinguibles, siendo conocidas las respectivas posiciones y orientaciones con relación al marco de referencia; un elemento excitador de los elementos radiantes que preferiblemente suministra a los elementos radiantes señales de corriente alterna para la generación de campos magnéticos de corriente alterna; y un sensor de localización que consta de por lo menos dos sensores no paralelos para la medición del flujo del campo magnético resultante de los por lo menos dos campos magnéticos distinguibles. El número de elementos radiantes multiplicado por el número de sensores es igual o mayor que el número de grados de libertad de la medición cuantitativa deseada de la posición y la orientación de los sensores con respecto al marco de referencia.

Puesto que, en una forma de realización preferida de la invención se determinan las seis coordenadas de posición y orientación de el extremo distante del catéter, se usan tres bobinas en el sensor de localización 14, para mejorar la exactitud y la fiabilidad de la medición de la posición.

Para el transporte de las señales detectadas por las bobinas del sensor al procesador de señales para su procesamiento con objeto de generar la necesaria información sobre la posición, se utilizan los conductores 36 que pasan a través del extremo próximo del catéter. Preferiblemente, los conductores 36 son pares trenzados para reducir la captación de zumbido y conseguir un mayor blindaje eléctrico.

En una forma de realización preferida de la invención, las bobinas 30, 32 y 34 presentan un diámetro interior de 0,5 mm y constan de 800 vueltas de 16 micras de diámetro para formar un diámetro total de la bobina de 1 a 1,2 mm. La superficie efectiva de captación de la bobina es, preferiblemente, de unos 400 mm^{2}. Debe entenderse que estas dimensiones pueden variar en una gama considerable y representan únicamente una gama preferida de dimensiones. En particular, el tamaño de las bobinas podría reducirse hasta 0,3 mm (con cierta pérdida de sensibilidad) o ampliarse hasta 2 mm o más. El tamaño de los hilos puede oscilar entre 10 y 31 micras y el número de vueltas puede variar entre 300 y 2600, según sea el tamaño máximo admisible y el diámetro del hilo. La superficie de captación efectiva debería hacerse todo lo grande que sea posible, de acuerdo con las exigencias del tamaño. Aunque la bobina de captación preferida es cilíndrica, pueden usarse también otras formas. Por ejemplo una bobina en forma de barrilete puede admitir más vueltas que una cilíndrica para un mismo diámetro de catéter. También pueden ser útiles bobinas cuadradas o de otras formas, según sea la geometría del catéter.

Para transmitir energía a la parte activa 16 y/o recibir señales de la misma se utilizan unos conductores 38. La naturaleza de los conductores 38, puede variar y puede incluir, por ejemplo, un guíaondas óptico u otro medio de transmisión apropiado a su función.

Por ejemplo, un electrodo situado en el extremo distante del catéter registra la actividad eléctrica cardiaca local, por ejemplo, del endocardio. Estos electrocardiogramas locales (ECG's) se transmiten a través de los conductores 38 al extremo próximo del catéter y son introducidos en un amplificador de ECG. Las señales de ECG amplificadas se transmiten al sistema de control que presenta al facultativo la morfología del electrocardiograma localizado adquirido en el punto cuya localización había sido determinada al propio tiempo.

La Figura 4 es un diagrama de bloques del conjunto de circuitos preferido utilizado en el cálculo de la posición del sensor de localización 14. En este ejemplo de forma de realización, se utilizan tres elementos radiantes 18, 20 y 22 y tres bobina de detección. El circuito excitador de elementos radiantes 24 proporciona a cada uno de los elementos radiantes señales de corriente alterna distinguible simultáneas. El conjunto de circuitos de control 40 utiliza convertidores digital/analógicos (D/A) 42, 44 y 46 para generar tres ondas sinusoidales de tres frecuencias diferentes, f_{1}, f_{2} y f_{3}, que son señales que se envían separadamente hacia los amplificadores 48, 50 y 52.

Para conseguir una rápida respuesta del sistema de localización se ha eliminado el uso de filtros de respuesta lenta utilizando la correlación mutua de las señales emitidas y recibidas. Esta correlación mutua se realiza sobre una onda de desbloqueo periódico que contiene un número entero de longitudes de ciclo de las tres señales emitidas. El uso de un número entero de ciclos produce generalmente el resultado de una disminución de errores de proceso y una determinación más exacta de las amplitudes y fases relativas de las señales recibidas por las bobinas de detección. Si se utilizan longitudes de ciclo no enteras se produce generalmente un error en la correlación mutua, a menos que se utilice una onda de desbloqueo periódico de correlación de gran longitud.

Si se utiliza una onda de desbloqueo periódico de pequeña longitud, (la más corta es el producto común mínimo de los tiempos de ciclo), la relación entre las frecuencias debe ser un número racional. La frecuencia de un elemento radiante c, f_{c}, en donde c = 1, 2 ó 3, debe satisfacer la ecuación:

(1)f_{c} = n_{c} \cdot f_{b}

en donde n_{c} es cualquier número entero positivo de tal manera que n1 \neq n2, n2 \neq n3,y n3 \neq n1, y f_{b} es una frecuencia base arbitraria para asegurar que las longitudes enteras de ciclo pueden utilizarse para la correlación mutua.

Las señales de salida del amplificador del circuito excitador de radiación se envía a los elementos radiantes a través de circuitos sensibles de corriente 54, 56 y 58, tal como una resistencia, un bucle o un conjunto de circuitos más complejo como se conoce en la técnica. Los circuitos sensibles de corriente producen una salida que representa la amplitud y la fase de la señal de excitación para los elementos radiantes y que se envía al procesador de señales 26. Con esta disposición, los tres elementos radiantes generarán un campo magnético compuesto de tres componentes de campo de diferente orientación cada uno de los cuales presenta una frecuencia diferente conocida. Cada una de estas componentes de campo será detectada por cada una de las bobinas de detección 30, 32 y 34 cada una de ellas generará una señal compuesta de las tres componentes de frecuencia con diferentes amplitudes y fases según sea la correspondiente distancia y orientación de la particular bobina de detección y el elemento radiante en particular que emite en una frecuencia particular.

Las señales de salida de los sensores 30, 32 y 34 se amplifican en los amplificadores 60, 62 y 64 respectivamente y se envían al procesador de señales 26.

La Fig. 5 muestra en un detalle ampliado el organigrama básico que representa una secuencia de control y su aplicación al conjunto de circuitos de la Fig. 4. Durante la fase de inicialización indicada por el bloque 66, se definen las frecuencias de las tres ondas sinusoidales, la posición física y la orientación de los tres elementos radiantes 18, 20 y 22 con respecto a un marco de referencia, las propiedades de los elementos radiantes y de los sensores y las coordenadas de un determinado punto en el campo de representación. Las ondas sinusoidales con sus respectivas frecuencias f_{1}, f_{2} y f_{3} se sintetizan como indica el bloque 68, por ejemplo en el control 40. Estas frecuencias generadas son transmitidas, preferiblemente de modo continuo, por los elementos radiantes 18, 20 y 22 como indica el bloque 70 y como se describe anteriormente con referencia a la Fig. 4. La secuencia de control introduce un bucle temporizador 72 que envía señales periódicamente para activar el procesador de señales para correlacionar las señales de las bobinas de detección con las señales emitidas y calcular la orientación y posición del sensor de localización 14 con respecto al marco de referencia.

Según las formas de realización preferidas de la invención, son posibles ambos procedimientos, analógico y digital, de procesamiento de señales. Estos diferentes planteamientos pueden modificarse de formas muy variadas por los expertos en la materia, y pueden combinarse de diferentes modos para practicarlos simultáneamente. Algunas aplicaciones de la presente invención se beneficiarían del procedimiento digital, mientras que el procedimiento analógico podría ser la solución preferida en otros casos.

La forma de procesamiento digital se describe juntamente con la Fig. 6, que es un diagrama de bloques funcional del procesador de señales 26. Las entradas que se introducen en el bloque de procesamiento son las señales procedentes de los amplificadores 60, 62 y 64 (las señales de las bobinas de detección), indicadas por SIG, y las entradas procedentes de los circuitos sensores de corriente 52, 56 y 58, indicados por CUR. En esta forma de realización, las seis señales de entrada se convierten de señales analógicas a digitales por un conjunto de convertidores A/D 74. Las señales digitales muestreadas se pasan al bloque de "cálculo de correlación mutua" 76, que puede estar constituido por un conjunto de circuitos especializados o puede estar realizado por un microprocesador especializado o compartido. Utilizando las corrientes de seis datos (tres corrientes alternas que fluyen a través de los elementos radiantes y tres lecturas de sensor) pueden calcularse los elementos de correlación utilizando el procedimiento siguiente:

Suponiendo que

SIG_{S} es la salida amplificada del sensor s, en donde s = 1, 2 ó 3;

CUR_{C} es la corriente que fluye a través del elemento radiante c, en donde c = 1, 2 ó 3;

f_{b} es una frecuencia base arbitraria;

f_{O} es la frecuencia de muestreo que es un múltiplo entero de f_{b}; y

N es la longitud de correlación en número de muestras,

N = K(f_{O}/f_{b}), en donde K es un número cualquiera entero y positivo,

la correlación entre CUR_{C} y la onda sinusoidal de frecuencia f_{C} es

(3)A^{I}_{C} = (2/N) \cdot \Sigma CUR_{C}[i] \cdot sen(2\pi f_{C}(i/f_{0}));

y la correlación entre CUR_{C} y la onda cosinusoidal de frecuencia f_{C} es:

(2)A^{Q}_{C} = (2/N) \cdot \Sigma CUR_{C}[i] \cdot cos(2\pi f_{C}(i/f_{0}));

en donde ambas sumas se toman con valores de i de 1 a N.

La correlación entre SIG_{S} y la onda sinusoidal de frecuencia f_{C} es

(4)B^{I}_{S,C} = (2/N) \cdot \Sigma SIG_{S}[i] \cdot sen(2\pi f_{C}(i/f_{0}));

y la correlación entre SIG_{S} y la onda cosinusoidal de frecuencia f_{C} es

(5)B^{Q}_{S,C} = (2/N) \cdot \Sigma SIG_{S}[i] \cdot cos(2\pi f_{C}(i/f_{0}));

en donde ambas sumas se toman con valores de i de 1 a N.

Una relación preferida entre f_{1}, f_{2} y f_{3} es 1, 2, 3 y son frecuencias preferidas las de 1, 2 y 3 kHz. La gama útil de frecuencias se cree que se encuentra entre 50 Hz y 50 kHz.

El cálculo de los campos y corrientes, indicado por el bloque 78, puede efectuarse también utilizando un conjunto de circuitos especializados o un microprocesador compartido. La amplitud de la corriente a través de cada elemento radiante A_{C} puede calcularse utilizando:

(6)A_{C}= |A^{I}_{C} + jA^{Q}_{C}|

y la magnitud del campo generado por cada elemento radiante, |B_{S,C}|, puede calcularse usando:

(7)|B_{S,C}|=|B^{I}_{S,C}+ jB^{Q}_{S,C}|

La fase entre la corriente en el elemento radiante c y el campo detectado por el sensor s, \Psi_{s,c}, es

(8)\infty_{S,C}= arg(B^{I}_{S,C}+jB^{Q}_{S,C})-arg(A^{I}_{C}+jA^{Q}_{C})-\Psi^{O}_{S}

en donde \Psi^{O}_{S} es el retardo de fase entre el campo emitido y el campo tal como se detecta por los sensores s. La amplitud del campo generado por el elemento radiante c y detectado por el sensor s es:

(9A)B_{S,C}=|B_{S,C}|,si|\infty_{S,C}|<90^{o}

(9b)B_{S,C}=|B_{S,C}|,si|\infty_{S,C}|\geq90^{o}

El campo magnético para cada posible situación y orientación del sensor en el espacio representable puede obtenerse utilizando:

1) Las ecuaciones de campo de los elementos radiantes utilizadas en una forma de realización determinada,

2) La posición y orientación exactas de los elementos radiantes, y

3) El flujo de corriente a través de los elementos radiantes A_{C}.

Preferiblemente, las contribuciones de cada uno de los generadores de campo se utilizan para resolver un sistema de ecuaciones de campo que dependen de la forma del mismo. La solución de estos sistemas de ecuaciones determina la localización y la orientación de los sensores remotos, preferiblemente de forma simultánea.

Más particularmente, las ecuaciones de campo se derivan específicamente para cada realización y dependen de la geometría y las características de los elementos radiantes. En la forma de realización preferida de la invención, en la que los elementos radiantes son bobinas, las ecuaciones de campo se describen en la forma siguiente:

Para una bobina de N vueltas, radio R y corriente I, la componente radial del campo a una distancia r es

B_{r} (I,\vec{r},cos\theta) = (2\pi R^{2}10^{-7}\cdot NI/r^{3}).

(10)\Sigma (2i+1)P_{2i} (0) \cdot (R7r)^{2i} \cdot P_{2i+1} (cos\theta)

y la componente tangencial del campo es:

(11)B\theta (I, \vec{r},cos\theta) = (2\pi R^{2}10^{-7}\cdot NI/r^{3})\Sigma P_{2i+2}(0)(R/r)^{2i}P^{1}_{2i+1}cos\theta

en donde las sumas son desde i = 0 hasta i = \infty y en donde P_{n} (x) es un polinomio de Legendre de grado n, y se calcula de forma recursiva mediante:

P_{0} (x) = 1

P_{1} (x) = x

(12)P_{n} (x) = 1/n [(2n-1) x P_{n-1} (x) - (n-1) P_{n-2} (x)]

P^{1}_{n}(x) es un polinomio de Legendre generalizado de grado n, y se calcula mediante

(13)P^{1}_{n} (x) = -(n+1) \cdot x \cdot (P_{n} (x) - P_{n-1} (x))/(1-x^{2})^{1/2} para |X| < 1 = 0

\hskip1cm

para |X| = 1

Estas ecuaciones de campo son correctas para r > R para un elemento radiante situado en la situación \upbar{P}. El campo inducido en la situación \upbar{K}, como se representa en la Fig 7, viene dado por:

B = B_{u} \hat{O} + B_{w} \hat{W}

(14)B_{W} = B_{r}sin\theta + B\theta cos\theta

B_{u} = B_{r}cos\theta - B\theta sen\theta

en donde \hat{O} es un vector unidad en dirección radial del elemento radiante situado en \upbar{P} y \hat{W} es un vector unidad en dirección tangencial del elemento radiante situado en \upbar{P}. Utilizando esta ecuación general de campo puede calcularse el campo generado en el punto \upbar{R} por cada uno de los elementos radiantes.

La orientación del sensor remoto, indicado por \hat{V} determina el campo detectado por este sensor en la posición (\upbar{R})

(15)B \cdot \hat{V} = B_{V}

Por tanto el campo detectado por un sensor remoto es

(16)B_{\hat{V}} = B(\overline{P}, \hat{O}, I, \overline{K}, \hat{V}

en donde \upbar{R} y \hat{V} son las variables desconocidas, y \hat{O}, \upbar{P} e I, son variables conocidas para una bobina determinada.

En el ejemplo de forma de realización existen tres elementos radiantes; por consiguiente habrá tres valores conocidos de \upbar{P} y tres valores conocidos de \hat{O}. Los tres sensores tienen una localización y una orientación fijas y conocidas en el marco de referencia del objeto remoto. Para cada posición y orientación del objeto remoto, puede calcularse la localización y orientación de cada sensor en el marco de referencia del elemento radiante y, por tanto, calcular el campo detectado, B_{V}, para cada elemento radiante y cada sensor. En el caso del presente sistema de localización, se mide cada uno de los campos detectados por cada sensor procedente de cada uno de los elementos radiantes y se resuelven las ecuaciones de campo para obtener la localización y la orientación del objeto remoto (x, y, z, \varepsilon, \xi, y \zeta).

Los resultados de este planteamiento para los tres elementos radiantes, tres sistemas de sensores utilizados como ejemplo en el presente desarrollo, son nueve ecuaciones algebraicas no lineales con seis variables (a saber, x, y, z de la posición de los medios de detección y \varepsilon, \xi, y \zeta para la orientación del sensor de localización) en la forma de:

(17)([F_{S,C} (x, y, z, \varepsilon, \xi, \zeta)=B_{S,C}]_{S=1,2,3})_{C=1,2,3}

En esta forma de realización de la invención, las nueve lecturas de los sensores (B_{S, C}) son la cantidad medida, y resolviendo este sistema de ecuaciones no compatibles (aplicando una variedad de procedimientos numéricos conocidos tales como el procedimiento Newton-Raphson de sistemas no lineales de ecuaciones o los procedimientos secantes multidimensionales, concretamente el procedimiento de Broyden), se determinan la orientación y localización del sensor 14. Una descripción de varios procedimientos numéricos posibles para la resolución de un tal sistema de ecuaciones se encuentra en el trabajo de William H. Press et al., "Numerical Recipes in C. The Art of Scientific Computing", segunda edición, prensa de la Universidad de Cambridge, 1992. La posición y orientación del sensor de localización se presentan en el monitor 27.

Puede utilizarse un monitor ECG para sincronizar la adquisición de las señales procedentes de las bobinas de detección para eliminar los artefactos de movimientos cardiacos de la posición de información. Además, puede fijarse un sensor de referencia a una parte de un órgano que está siendo explorado o tratado, tal como el corazón, el cual se utilizará para corregir los movimientos respiratorios o del paciente. De este modo, las posiciones adquiridas por el sensor pueden referirse a la estructura del órgano y no a un marco absoluto exterior de referencia, que es menos significativo.

En una forma de realización del procesador de señales 26 de base analógica, algunos parámetros de calculan utilizando conjuntos de circuitos analógicos. La Fig. 8 es una representación esquemática de una forma de realización de un procesador de señales 26 de base analógica. En esta forma de realización, se utilizan tres señales de ondas sinusoidales y tres cosinusoidales de frecuencias f_{1}, f_{2}, y f_{3}, además de las señales SIG y CUR utilizadas en la forma de realización de la Fig. 6. Las señales SIG y CUR son filtradas por 12 filtros sensibles a la fase (correlacinadores) 80, tales como los se ilustran en la Fig. 9 para producir señales indicadoras de las componentes sinusoidales y cosinusoidales de las señales SIG y CUR.

Estas señales analógicas se pasan después a una serie de convertidores A/D 82. Estos campos y corrientes y las posiciones se calculan de la misma forma que se ha descrito anteriormente, en relación con la Fig. 6.

La Fig. 9 representa una la vista ampliada de una posible forma de realización de uno de los elementos del filtro analógico de la Fig. 8. Cada uno de los filtros analógicos tiene tres entradas; una onda cosinusoidal cos(2\pif_{c}), una onda sinusoidal sen(2\pif_{c}), y la señal, bien una de SIG_{S} o de CUR_{S} de la que debe extraerse la componente de la frecuencia f_{C}. Dentro de la unidad analógica de filtro la señal se multiplica por sen(2\pif_{c}) y cos(2\pif_{c}) en los multiplicadores 84 y 86. Los resultados se pasan por filtros de paso bajo 88 y 90 para obtener las componentes deseadas de la señal.

La descripción desarrollada anteriormente se refiere fundamentalmente a la adquisición de información por una serie de dos o más sensores que se utilizan para la determinación de la posición y la orientación de un objeto remoto o un punto de un objeto remoto tal como un dispositivo o instrumento médico. También se encuentra dentro del alcance de la invención el que un objeto remoto tenga más de una serie de sensores, preferiblemente de 2 a 6, lo que proporcionará suficientes parámetros para determinar la forma y/o la configuración de un objeto remoto, preferentemente relativa a un marco de referencia. Por ejemplo, si el catéter dispone de series adicionales de sensores localizados en la proximidad de se extremo distante, sería posible determinar la forma y/o la configuración de partes del catéter. Análogamente, para otro procedimiento invasivo tal como una sigmoidoscopia o colonoscopia, sería posible determinar la forma y/o configuración de alguno o todos los campos estudiados.

La mayoría del equipo necesario para la práctica de la invención es convencional. En una forma de realización de la invención, el controlador es un simple ordenador 486 compatible IBM existente en el mercado. Los cuadros A/D pueden adquirirse comercialmente y presentan la característica de ser capaces de muestrear como mínimo 8 canales con una frecuencia de muestreo de entre 500 y 40.000 muestras por segundo en cada canal. Un ejemplo de un tal cuadro A/D es el AT-MIO-16X de National Instruments que puede adquirirse de la firma National Instruments, Texas, USA. La función de la conversión D/A se consigue utilizando cuadros D/A con una resolución de 8 a 21 bit existentes en el mercado. Ejemplos de tales conversores D/A son el cuadro A/D, D/A de National Instruments AT-MIO- 16X o el DSP modelo AT-DS2200, también de National Instruments. Los amplificadores del impulsor de radiación se encuentran en el mercado con una impedancia de salida de 2 a 16 ohmios y una potencia de salida de 60 a 500 vatios. Un ejemplo de tales amplificadores es el amplificador Inkel tipo NA-420, fabricado por Inkel de Seúl, Corea. Los elementos radiantes también se encuentran en el mercado y sus características son las siguientes: radio de 1 a 6 cm, espesor de 0,5 a 3 cm, y 100 a 500 vueltas formadas por hilo de cobre de 0,1 a 0,95 mm de diámetro. Un ejemplo concreto de una tal bobina podrían ser bobinas de 4 cm de radio, 1 cm de espesor con 151 vueltas de hilo de cobre de 0,41 mm de diámetro.

Aunque el sensor descrito anteriormente es el preferido, para ciertas aplicaciones pueden ser apropiados otros sensores, tales como los sensores de efecto Hall, por ejemplo los que facilita la firma Allegro Micro Systems, Inc., USA o los sensores magnetorresistores, sensores magnéticos de saturación, y/o otros sensores de inducción magnética.

El controlador 40 representa un conjunto de unidades que realizan determinadas funciones. Por ejemplo, tales unidades pueden recibir información o señales, información del proceso, y/o general información o señales. Normalmente, el controlador 40 puede comprender uno o más microprocesadores.

Según una forma de realización preferida de la invención, la parte activa 16 del catéter 10 es un transductor emisor/receptor de ultrasonidos dirigido hacia delante. Un tal transductor puede proporcionar una representación unidimensional de las propiedades acústicas del material existente frente al mismo, mediante la irradiación de un haz concentrado o energía acústica pulsante y la medición sucesiva de los ecos del haz reflejado por medio de los cambios en las propiedades acústicas a lo largo de la trayectoria del haz. Con el fin de proporcionar una imagen tridimensional es necesario cambiar la dirección del haz, preferiblemente sin un cambio importante en su posición.

En particular, un tal transductor acústico unidimensional orientable puede utilizarse para representar las paredes del corazón o de los vasos sanguíneos, ultrasónicamente, desde el interior del corazón. Cuando se acopla con un sensor de localización de referencia en un punto de referencia del corazón y se activa un ECG de los impulsos acústicos, dicho transductor puede generar la información requerida a partir de una imagen tridimensional del corazón o de los vasos sanguíneos o de cualquier otro órgano, en una o varias fases diferentes del ciclo cardiaco.

En las Figs. 10A a 10D y 11 se representa, respectivamente, el principio de dos formas de realización preferidas de un mecanismo de orientación. La Fig. 10A muestra un mecanismo de orientación 92 que se acopla dentro del extremo distante de un catéter y comprende dos hilos de orientación 94 fijos a una cabeza de orientación 96. La cabeza 96 está formada por un material relativamente flexible, tal como acero inoxidable y está dividida a lo largo de su eje, estando cada uno de los lados de la división unido a uno de los hilos 94. Una tal cabeza puede formarse uniendo dos hilos (94) en sus extremos, aplanándolos después para formar una estructura que flexione con más facilidad.

Fijo al extremo distante de la cabeza de orientación se encuentra un alojamiento relativamente rígido que contiene el sensor de localización 14 y cuya parte activa 16, en la presente forma de realización preferida, es un transductor ultrasónico emisor/receptor. La cabeza 96 y los hilos 94, por lo menos, se encuentran alojados en la cubierta de un catéter 104, que no se representa en las Figs. 10A a 10C en aras de la claridad de la presentación. Este mecanismo de orientación también puede utilizarse para la parte activa de otros tipos tales como los procedimientos de representación electrofisiológicos y para la mejora de la orientación de catéteres de muchos tipos, con o sin sensibilidad de localización.

En la Fig. 10B, se ha acortado uno de los hilos 94 con respecto al otro. Como la cubierta del catéter aloja conjuntamente ambos hilos, el resultado de dicho acortamiento de un hilo es la curvatura de la cabeza que está facilitada por la división axial. El sensor de localización 14 y la parte activa 16 se encuentran unidos rígidamente, con lo cual la medición de la posición y orientación del sensor de localización dará la posición y orientación de la parte activa (transductor ultrasónico). Variando el ángulo de curvatura y girando el catéter puede conseguirse una formación de imágenes en casi 360º. Adicional o alternativamente la magnitud del giro puede reducirse acortando el otro hilo, lo que produce el giro en la dirección opuesta, como se ilustra en la Fig. 10C. Un ligero movimiento del transductor puede corregirse por una simple traslación de la imagen unidimensional adquirida asociada con la posición en particular.

La Fig. 10D muestra el mecanismo 98 situado en el extremo próximo del catéter para el cambio de las longitudes relativas de los hilos 94. Una empuñadura 100 incluye un alojamiento 102 al cual está fija la cubierta del catéter 104. El extremo próximo de los hilos 94 forman un bucle (por ejemplo mediante la soldadura de dichos extremos) y se arrollan en torno a un husillo 106 que preferiblemente está fijo y que establece un contacto por rozamiento con los hilos.

Una palanca 108 está fija al alojamiento giratoria sobre un pivote 110 y está unida en uno se sus extremos al hilo 94 y en el otro a una corredera 112 que puede deslizarse a lo largo del alojamiento. Cuando se desliza la corredera uno de los cables 94 se alarga con respecto al otro en su extremo distante.

La Fig. 11 muestra el extremo distante de un catéter con un mecanismo de orientación alternativo. Un manguito relativamente rígido 114 está situado dentro de una cubierta catódica 104. El manguito 114 puede desplazarse axialmente con respecto a la cubierta desde el extremo próximo del catéter.

El extremo distante del manguito 104 forma un disco 116 a través del cual pasa un hilo relativamente menos rígido 118. El hilo 118 está curvado permanentemente en la proximidad de su extremo distante en donde se encuentran fijos el sensor de posición 14 y la parte activa 16. El desplazamiento axial del manguito 104 endereza el hilo 118 lo que produce un cambio en la orientación tanto del sensor de posición como de la parte activa. Si el hilo 118 se sitúa descentrado con respecto al eje, al girar el hilo se producirá el giro del catéter.

Debe entenderse que la orientación de los haces acústicos también puede conseguirse mediante el movimiento de un espejo o por una red de transductores ultrasónicos en fase, y que un tal espejo u otra disposición puede hallarse presente en la parte activa. La exploración activa puede complementar o sustituir la orientación pasiva que proporciona el mecanismo de las Figs. 10 y 11.

La Fig. 12 muestra un diagrama de bloques de un sistema simplificado ultrasónico de adquisición y formación de imágenes según una forma de realización preferida de la invención. Un sensor de imágenes 120, tal como el sensor ultrasónico descrito anteriormente, transmite un impulso acústico 122 en respuesta a una señal recibida de un circuito impulsor transmisor 124. Un eco acústico 126 (que comprende generalmente varios ecos) es recibido por el sensor de imagen que produce una señal de eco, la cual, una vez amplificada, se envía a un circuito procesador receptor 128 el cual genera una "imagen" unidimensional en su salida 130. En la salida 130, que puede estar constituida por una pluralidad de puertas de salida, también puede estar presente una información que identifica la fase del corazón. En una forma de realización de la invención, especialmente útil para formar imágenes del corazón, la adquisición de la imagen se hace en respuesta a las señales recibidas de un monitor de ECG 132. Esto permite la adquisición de imágenes en una parte determinada del ciclo del corazón de tal forma que las diversas imágenes unidimensionales pueden reconstruirse fácilmente en la formación de una imagen tridimensional.

En particular, si se utiliza el eco más significativo para la medición de la distancia del sensor ultrasónico a la cámara a lo largo de la dirección de medición del sensor, el conjunto de tales distancias (referidas a un punto de referencia en la cámara) permitirá la reconstrucción de la morfología superficial.

La Fig. 13 muestra un diagrama de bloques simplificado de un sistema de reconstrucción de imágenes tridimensional que utiliza un conjunto de imágenes unidimensionales generadas por el conjunto de circuitos de la Fig. 12 y una información de localización y orientación detectada de modo continuo, generada por el localizador de posición y sus circuitos asociados tal como se describe anteriormente. En general, es útil adquirir la localización y orientación detectadas para coincidir con la adquisición de cada imagen unidimensional. Uno de los distintos procedimientos que se han descrito anteriormente para la orientación del extremo distante del catéter se utiliza para adquirir una pluralidad de imágenes unidimensionales con una pluralidad de orientaciones. Puede utilizarse un mecanismo automático para cambiar continuamente la orientación de la cabeza de captación de imágenes según los principios de las Figs. 10 y 11, para el giro del catéter de tal manera que no se requiera la intervención del operador.

Un procesador de reconstrucción de imágenes 132 orienta y refiere las imágenes unidimensionales individuales según la información de localización y orientación detectada y forma una imagen 3D que puede ser presentada en una presentación de imágenes 13 bien sea en la forma de una serie de imágenes en rebanadas bidimensionales o una completa reconstrucción tridimensional. Cuando se adquieren imágenes en diferentes puntos del ciclo del corazón, la imagen presentada puede ser una imagen cinematográfica de la reconstrucción.

En una forma de realización preferida de la invención se adquiere una imagen bidimensional por el sensor ultrasónico que puede ser una red de cristales acústicos en fase o un solo cristal juntamente con un espejo que gira en torno a un eje para dirigir el haz ultrasónico en una dirección predeterminada.

En una forma de realización preferida de la invención, la parte activa 16 comprende un sensor para la detección de señales eléctricas generadas en posiciones elegibles del corazón. Como se describe más adelante, esa detección de las señales eléctricas puede ser utilizada para la representación de la actividad eléctrica del corazón. La parte activa también puede incluir un electrodo útil para recorrer y/o proceder a la ablación de una parte del corazón. Dicha ablación está especialmente indicada en el tratamiento de la más común arritmia cardiaca letal, la taquicardia ventricular (TV), es decir, contracciones muy rápidas e ineficaces del músculo del corazón. La TV es la causa de la muerte de aproximadamente 300,000 personas anualmente. También está indicada en el tratamiento de otras arritmias.

Un catéter útil para una representación eléctrica del corazón/ablación se muestra esquemáticamente en la Fig. 14.

La parte activa 16 comprende una punta conductora, preferiblemente de platino, de una longitud entre 1 y 12 mm, preferiblemente de unos 2 mm. El extremo se conecta a través de una conexión de electrodo 138 a un conmutador situado en el extremo próximo del cátodo que conecta el extremo a una fuente de tensión para marcapasos o ablación o para un detector que detecta las señales eléctricas generadas por el corazón. Un electrodo conductor en forma de anillo 136 se coloca en la parte exterior de la envuelta del catéter 104, en la proximidad del sensor de localización 14 y se conecta a tierra o a un dispositivo registrador a través de un conductor de retorno 140. Cuando se utiliza para marcar pasos, como se describe a continuación, se aplica un impulso de 1 a 10 ma entre el extremo 16 y el electrodo de anillo 136. Cuando se utiliza para ablación, se aplica, durante 10 a 200 segundos una energía de RF de unos 0,5 MHz entre 10 y 100 V.

El sensor de localización 14 está fijo rígidamente al extremo y el sensor con su extremo puede ser manipulado por un cable excéntrico 142. Los cables trenzados son, preferiblemente, apantallados mediante una pantalla 144 para reducir la perturbación producida por los relativamente altos voltajes que soportan los cables 138 y140.

Preferiblemente, entre el extremo y el sensor de localización se coloca una pantalla térmica eléctricamente aislante 146.

La Fig. 15 es un diagrama de bloques esquemático para la adquisición de una representación de electrocardiograma básico según una forma de realización preferida de la invención. Utilizando un ecocardiógrafo transesofágico, en la forma de realización preferida se adquiere una imagen multiplanar de las cámaras del corazón previamente al estudio de las representaciones. La imagen se adquiere en el tiempo solamente en un punto de referencia durante el ciclo cardiaco. En la forma de realización preferida, la imagen se adquiere al fin de la diástole en respuesta a una señal de sincronización de la misma. Se reconstruye una imagen tridimensional de las cámaras del corazón que indica la morfología del endocardio y la localización de uno o más catéteres de referencia situados dentro de la cámara del corazón. Esta imagen puede adquirirse mediante una formación de imagen ultrasónica transesofágica en 3D, mediante un escáner CT, un escáner MRI, o cualesquiera otras técnicas de formación de imagen. La imagen también puede ser formada por contacto del catéter con la superficie de la cámara (endocardio) en un cierto número de puntos con la medición de las posiciones. Estos puntos pueden utilizarse después para describir una superficie tridimensional que representa la superficie de la cámara.

En el documento WO-A-95/02995, mencionado anteriormente, según el cual se determinaron menos de seis valores de localización y orientación, se colocaron catéteres localizables de referencia en tres posiciones dentro del corazón para formar un plano de referencia con respecto al cual se refirió la posición del catéter activo. Preferiblemente, estos catéteres localizables de referencia se colocaron, por ejemplo, en el ápex ventricular derecho, en el apéndice atrial derecho, y en la arteria pulmonar al nivel de la válvula pulmonar, respectivamente. Cuando se utiliza, con fines de referencia, un catéter de referencia provisto de un sensor de localización 14 como el que se ha descrito anteriormente, solamente se requiere un único sensor para definir las relativas localización y orientación del catéter de representación. Aunque puede utilizarse cualquiera de dichas localizaciones, en la actualidad se prefiere colocar el sensor de referencia en el seno coronario distante.

La Fig. 16 es un diagrama de bloques esquemático para la ilustración de un algoritmo de representación por ordenador de la activación del endocardio (utilizado durante la representación del ritmo sinusal y durante la representación de la taquicardia ventricular). Preferiblemente, un indicador visible o audible indica el comienzo del punto de adquisición de datos. Para cada punto de la representación se adquieren datos tanto de la actividad eléctrica como de la localización/orientación.

En la rama izquierda del diagrama de bloques de la Fig. 16 se representa la adquisición de información del catéter de localización. El electrodo de establecimiento de la representación se encuentra en contacto constante y estable con el endocardio. El contacto estable se determina mediante la medición de la estabilidad de la lectura de localización, la estabilidad de los electrocardiogramas adquiridos y la impedancia del contacto.

La posición y orientación del sensor de localización en el catéter de establecimiento de la representación se determinan de forma continua según el procedimiento descrito anteriormente y se memorizan en respuesta a una señal de sincronización de fin de diástole. El extremo del catéter de establecimiento de la representación se localiza con respecto al catéter de referencia encontrando la diferencia en cada una de las seis dimensiones de localización y orientación. En términos generales, para la presente aplicación no se requiere la orientación del cátodo de establecimiento de la representación, sin embargo, debe adquirirse para trasladar adecuadamente su localización y orientación a un sistema de coordenadas interno del corazón.

Simultáneamente, se determina el tiempo de activación del corazón en el extremo del cátodo de establecimiento de la representación como se representa en la parte derecha de la Fig. 16. Primeramente, se adquiere el electrocardiograma local en el extremo del catéter de establecimiento de la representación y se calcula el tiempo de activación basándose en la comparación de la amplitud y pendiente del electrocardiograma localizado con un patrón o manualmente por el usuario. El tiempo de activación localizada se define entonces con referencia al tiempo de activación medido por un terminal de ECG situado sobre la piel del paciente.

El proceso de adquisición de datos puede finalizarse por parte del usuario, o bien puede evaluarse mediante un algoritmo de "representación de activación evaluada" que se describe después, el cual examina la representación de activación ya adquirido por la densidad de información relativa al gradiente espacial de los tiempos de activación. Este algoritmo puede indicar el siguiente punto preferible para la detección del tiempo de activación. El catéter es desplazado por el usuario hasta un nuevo punto, y continúa el procedimiento de establecimiento de la representación.

Durante el TV se determina un punto de datos sobre cada 4 a 6 latidos del corazón. De este modo, pueden determinarse, aproximadamente, cada minuto, de 15 a 25 puntos de datos, normalmente unos 20.

La Fig. 17 es un diagrama de bloques esquemático para la ilustración del algoritmo de establecimiento de representación de pasos por ordenador. Un indicador visible o audible indica el comienzo de la adquisición de datos en un punto. La adquisición de información sobre la posición es similar a la de la Fig. 16, a excepción de que se calcula el promedio de los puntos de localización en los n latidos del corazón anteriores (n es la duración media del desplazamiento del circuito de desconexión periódica).

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El lado derecho de la Fig. 17 muestra la determinación de ACI (índice de autocorrelación) en un modo de representación de los pasos.

En un "modo de representación de los pasos" un procesador de ECG adquiere los datos del ECG mientras se marcan los pasos del corazón del paciente mediante una fuente externa a un régimen similar a la longitud del ciclo de arritmia del paciente. Los datos del ECG también se adquieren a partir de electrocardiogramas de la superficie del cuerpo, y las señales se almacenan en un segmento del ECG de una longitud de varios ciclos. La señal adquirida se somete a una comparación automática con la señal TV del propio paciente (véase Fig. 18). La comparación entre la morfología de la arritmia y la morfología de los pasos marcados se realiza en dos etapas: Primeramente se estima el desplazamiento entre la señal TV patrón y la morfología del ECG de pasos marcados usando el error mínimo o la correlación mutua máxima de dos señales. A continuación, utilizando este desplazamiento de fase estimado a partir de un canal de índice del ECG se mide la similitud del TV y la morfología del ECG de pasos marcados, como media de la correlación mutua o del error medio cuadrático de las dos señales de todos los canales registrados.

Este cálculo en dos etapas se repite usando cada vez un canal de ECG diferente como canal índice para la determinación del desplazamiento de fase.

Al final de este proceso el error mínimo o la máxima correlación mutua encontrados se informa al operador como el ACI de este punto de pasos marcados.

La Fig. 18 es un diagrama de bloques esquemático que ilustra un algoritmo utilizado para calcular el índice de correlación mutua mientras se establece la representación de pasos según una forma de realización preferida de la invención. Los datos del ECG de la superficie del cuerpo se adquieren en dos etapas. En primer lugar, durante un TV espontáneo o de pasos inducidos, y en segundo lugar, durante los pasos marcados en diferentes puntos del endocadio. Los datos del ECG adquiridos durante el TV son señales de promedio, y se construye un patrón (T_{ch}, para cada canal registrado). Durante el marcado de pasos del endocardio se adquieren los datos del ECG, y se adquiere el mismo número de latidos (N) para calcular la señal promedio QRS (P_{ch}, para cada canal registrado). El algoritmo calcula después el desplazamiento de fases entre P_{ch} y T_{ch}, que proporciona la máxima correlación mutua para el primer canal. Este desplazamiento en el tiempo se utiliza para el desplazamiento de los canales restantes y calcula la correlación mutua para los mismos. Se totalizan todas las correlaciones mutuas de todos los canales y se almacenan. El algoritmo utiliza después el canal siguiente registrado para calcular el desplazamiento en tiempo que debe causar la máxima correlación mutua en este canal. Entonces se aplica este desplazamiento en tiempo para todas las correlaciones mutuas entre P_{ch} y T_{ch}, y de nuevo se totalizan todas las correlaciones mutuas. Este proceso se repite para todos los canales, y la máxima correlación mutua obtenida se utiliza como el valor de la correlación mutua del T_{ch} y del P_{ch}, en este punto del endocardio.

La Fig. 19 es un diagrama de bloques esquemático que ilustra la configuración de salida de la presente forma de realización. Una representación casi estática de las cámaras del corazón se presenta como una reconstrucción en 3D de una imagen básica adquirida antes o durante el estudio descrito anteriormente. Superpuesta sobre la imagen se encuentra la posición del catéter de representación/ablación (corregido por el movimiento del catéter de referencia) y la información actual y anterior adquiridas por el estudio de la representación. Esta información puede incluir, cuando sea apropiado, los tiempos de activación (presentados utilizando un código de colores en cada punto de adquisición) o índice de correlación mutua (ACI) para cada punto de la representación de los pasos. Además la representación puede indicar en el código de colores la duración de los electrogramas localizados, la presencia de actividad fragmentada así como otras diversas variables calculadas por el procesador electrofisiológico.

Los principios anteriores pueden aplicarse para la representación de otras estructuras del cuerpo, por ejemplo, de vejiga urinaria, el cerebro, o el tracto gastrointestinal. Según sea la técnica del examen el catéter puede ser sustituido por una aguja cuya punta es la puerta del sensor localizable.

En cada etapa (representación del ritmo sinusal, representación de los pasos marcados y representación de TV) después de que se adquieren los datos de cada punto, toda la información disponible se reevalúa con dos finalidades: en primer lugar, para sugerir al operador el punto siguiente de adquisición de datos, y después, para la comprobación de la información disponible para proponer un lugar para la ablación.:

Para la realización de este procedimiento se utilizan simultáneamente dos algoritmos:

(1) Algoritmo de guía de representación. Este algoritmo utiliza como entrada la información disponible representada de una cierta variable (p. ej., el tiempo de activación local durante el ritmo sinusal). El algoritmo calcula la derivada espacial de la variable representada (es decir, en este ejemplo, el tiempo de activación) y calcula la mejor situación siguiente para añadir otro punto de datos cuando la función objetivo es la regularización de los gradientes espaciales de la variable representada. Por ejemplo, este algoritmo sugerirá que sean adquiridos más puntos de datos en zonas en las cuales la variable representada cambia significativamente en un corto espacio.

La posición sugerida por el algoritmo será presentada al operador como un símbolo en la presentación. La misma presentación muestra ya la imagen básica de la cámara del corazón y la localización actual del catéter de representación/ablación. Por tanto, el operador desplazará el catéter de representación/ablación para llegar a la posición requerida para una sucesiva adquisición de datos.

Este algoritmo es el más beneficioso durante la representación de TV, en donde el tiempo disponible para la adquisición de datos está limitado por los efectos hemodinámicos adversos sobre la arritmia. Por consiguiente, un tal algoritmo que examina los puntos de datos disponibles de una representación en tiempo real y sugiere inmediatamente el punto siguiente para la adquisición, es muy útil.

(2) Algoritmo de prognosis de la probabilidad de éxito en la ablación. Este algoritmo es un juego de reglas jerárquicas definidas para el usuario para la valoración de la información adquirida tales como la reglas que se recogen inmediatamente a continuación. Se espera que el operador gradúe la importancia de la información específica adquirida en el proceso de la representación/ablación, así como su probabilidad para identificar el punto correcto de ablación.

Gradación de los resultados de la representación que sugieren la probabilidad de éxito en la ablación en el punto determinado (A = alta probabilidad de éxito y D = menor probabilidad de éxito):

(a) La identificación de un camino típico entrante en la representación de la TV con un camino lento identificable común - Grado A;

(b) La identificación de un punto con más del 90% de índice de correlación en la representación de los pasos - Grado B;

(c) La identificación de un punto en donde la TV se terminó con un estímulo prematuro no absorbente - Grado C; y

(d) La identificación de registros pre-potenciales registrados durante la TV, que son similares a las representaciones potenciales diastólicas registrados durante el ritmo sinusal - Grado D.

También son posibles otros tipos de representaciones electrocardiográficas del corazón. Mediante el uso de variables determinadas a partir de adquisiciones de datos electrocardiográficos con pasos marcados o no, pueden generarse las siguientes representaciones adicionales:

(1) representación de activación de ritmo sinusal (representación isocrónica);

(2) representación de tiempo de ocurrencia potencial diastólica;

(3) representación de pasos durante la representación isocrónica de latencia localizada;

(4) representación isocrónica del momento de activación durante la TV; y

(5) representación isocrónica pre-potencial durante la representación de la TV.

También pueden ser presentados los puntos en los cuales se terminó la TV por un estímulo prematura no detectado.

La adquisición de estas representaciones y de otros factores apropiados para la representación y los procedimientos para su determinación así como detalles adicionales de los procedimientos de representación expuestos anteriormente pueden encontrarse en el documento WO 95/02995, antes mencionado.

Claims

1. Sistema que comprende un instrumento médico invasivo (10) dotado de tres sensores de campo magnético (14) próximos al extremo distante (15) del mismo, en el que cada sensor comprende una bobina (30, 32, 34), estando dispuestos dichos sensores de campo magnético para generar señales de sensor, caracterizado porque el sistema comprende un procesador de señales (26) que tiene una entrada para dichas señales de sensor y que produce tres coordenadas de localización y tres coordenadas de orientación del extremo distante del instrumento médico invasivo.

2. Sistema según la reivindicación 1, en el que dicha pluralidad de bobinas (30, 32, 34) tienen ejes que se cortan dentro de una de dichas bobinas (30, 32, 34).

3. Sistema según las reivindicaciones 1 ó 2, en el que dichas tres bobinas (30, 32, 34) tienen ejes que no se cortan en un punto.

4. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el instrumento (10) comprende además un transductor de ultrasonidos en dicho extremo distante.

5. Sistema según la reivindicación 4, en el que dicho transductor de ultrasonidos proporciona una representación de las propiedades acústicas del tejido existente más allá y a lo largo del eje del catéter.

6. Sistema según la reivindicación 5, en el que dicha representación es una representación unidireccional.

7. Sistema según la reivindicación 5, en el que dicha representación es una representación bidireccional.

8. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que el instrumento (10) comprende además una sonda eléctrica en dicho extremo distante.

9. Sistema según la reivindicación 9, en el que dicha sonda eléctrica está adaptada para detectar señales eléctricas generadas por el tejido con el que se encuentra en contacto y conduce dichas señales al extremo próximo del catéter.

10. Sistema según las reivindicaciones 8 ó 9, en el que dicha sonda eléctrica está adaptada para suministrar una señal eléctrica de ablación al tejido que se encuentra en contacto con dicha sonda.

11. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, que incluye un sensor para la medición de la química local en el extremo distante.

12. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que dicho instrumento es un catéter o endoscopio.

13. Sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que incluye además medios para el cambio de orientación del extremo distante.

14. Sistema según la reivindicación 13, en el que los medios para el cambio de orientación comprenden:

un alambre relativamente flexible que pasa a través del instrumento médico, que está fijo al extremo distante y presenta una curva en la proximidad del extremo distante; y

un manguito relativamente más rígido que es recto en la proximidad del extremo distante y que sostiene de forma deslizante el alambre en el mismo, en el que cuando el manguito se desliza sobre el alambre, el alambre y el extremo distante se enderezan.

15. Sistema según la reivindicación 14, en el que el instrumento tiene un eje longitudinal y en el que el alambre se encuentra situado fuera del eje longitudinal del instrumento.

16. Sistema según la reivindicación 13, en el que el los medios para el cambio de la orientación comprenden:

una parte plana relativamente flexible que está dividida a lo largo de una parte de su longitud para formar dos partes que se encuentran unidas en un primer extremo de las mismas, estando unido dicho primer extremo al extremo distante del instrumento;

un par de alambres, un extremo cada uno de los cuales está fijo a una de dichas partes en un segundo extremo de las mismas; y

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medios para el cambio de las longitudes relativas de los alambres, con lo cual se curva el elemento flexible, orientando de ese modo el extremo distante del instrumento.