(57)【要約】【課題】  心臓カテーテル法を行うこと。【解決手段】  複数の検出電極と、磁気位置センサと、有効電流位置センサと、被験者の肌とのガルバニック接触を実現するためのパッチとを備える体幹ベストを被験者に着せて、心臓カテーテル法が行われる。複数の心内電極が心臓内の各位置に配置されるように、多電極プローブを心室に挿入する。各位置は、有効電流位置を利用して判定される。電気校正信号は、心内電極から送信され、体幹ベストの検出電極内で受信される。送信された校正信号と、受信された校正信号との間の関係を心内電極内で判定することで、受信された校正信号と、各位置との間の対応関係をマッピングする。【選択図】  図１
2019005572.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
体幹ベストと、
前記体幹ベスト上の複数の検出電極と、
前記体幹ベスト上の複数の磁気位置センサと、
前記体幹ベスト上の複数の有効電流位置センサと、
被験者の肌とのガルバニック接触を実現するための、前記体幹ベスト上の複数のパッチと、を備える装置。
【請求項２】
生きている被験者の心臓の心室に挿入されるように構成され、前記心臓の各位置に配置可能な複数の心内電極を有するプローブと、
複数の検出電極と、磁気位置センサと、有効電流位置センサと、肌とのガルバニック接触を実現するためのパッチとを有する体幹ベストと、
前記有効電流位置センサを使用して、前記各位置を判定するように動作する第１プロセッサと、
送信される電気校正信号を前記心内電極に送る信号生成器と、
前記体幹ベストの前記検出電極内で前記校正信号を受信し、前記送信された校正信号と、前記心内電極内で前記受信された校正信号との間の関係を判定して、前記受信された校正信号と前記各位置との間の対応関係をマッピングするように動作する第２プロセッサと、を備える装置。
【請求項３】
前記心内電極の少なくとも一部及び、内部を介してアブレーション電流を戻すための前記パッチの少なくとも１つに接続された、前記アブレーション電流を送る発電部をさらに備える、請求項２に記載の装置。
【請求項４】
前記パッチの少なくとも１つに接続され、当該パッチを介して心臓ペーシング信号を注入するペーシング生成器をさらに備える、請求項２に記載の装置。
【請求項５】
前記被験者に取り付け可能な体マーカと、前記体幹ベストに対する前記体マーカの位置を判定する無線追跡回路とをさらに備える、請求項２に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
著作権情報
本特許文献の開示の一部には、著作権保護の対象となる資料が含まれる。著作権者は、特許文献又は特許情報開示のうちの任意のものによる複製に対して、それが特許商標庁特許出願又は記録において明らかであるとき、異議を唱えないが、そうでなければ、たとえ何であってもすべての著作権を保有する。
【０００２】
本発明は体内の診察を実施するための器具に関する。より詳細には、本発明は、体表面上に着用されるように特別に適合された衣服を使用する、心臓の電位分布図作成法（electrical mapping）の改良に関する。
【背景技術】
【０００３】
関連技術の説明
本明細書で使用される特定の頭字語及び略語の意味を表１に示す。
【０００４】
【表１】
2019005572.tif 000003
【０００５】
体表心電図（ＥＣＧ）検査技術（body surface electrocardiographic techniques）に基づく非侵襲性心臓内電位分布図作成法（noninvasive mapping of electrical potentials in the heart）が知られている。これらの方法は、心内膜面（endocardial surface）上にのみではなく心外膜面（epicardial surface）上の電位の３次元マップを得るために３次元撮像をＥＣＧデータと組み合わせている。
【０００６】
参照により本明細書に組み込まれるＲｕｄｙらの米国特許第７，９８３，７４３号は、生体の心臓の電気的活動を決定するための非侵襲的システム及び方法を提案している。プロセッサは、非侵襲的に測定された１組の体表面電位から、心臓の電気的活動を表わすデータをメッシュレス法で計算するように構成されている。これは、体表面電位が測定された場所に対応する複数の位置と心臓との間の幾何学的関係を示すデータを使用して実現される。
【０００７】
反転ＥＣＧマッピングは、患者の皮膚上の位置のアレイで体表面電位を測定することによって心臓内ＥＣＧマップを生成するものである。その一例が前述の米国特許第７，９８３，７４３号に示される。方法は、心臓内ＥＣＧ電位
【０００８】
【数１】
2019005572.tif 000004
が、体表面電位
【０００９】
【数２】
2019005572.tif 000005
を生成し、２組の電位が次の形の式によって関連付けられると仮定する。
【００１０】
【数３】
2019005572.tif 000006
ここで、Ｍは、要素ｍｉｊを有する行列である。
【００１１】
行列Ｍの要素の値は、とりわけ、心臓表面上の位置と患者の皮膚上の位置との間の距離、及びこれらの位置間の物質の導電率に依存する。
【００１２】
参照により本明細書に組み込まれる、Ｓｃｈｗａｒｔｚらによる、本願と同一譲渡人に譲渡された米国特許出願公開第２００８／００５８６５７号は、多電極胸部パネルを使用した、少数の心内膜点と多数の外部受信点との間のマトリックス関係の構築について記載している。マトリックスを反転することによって、心内膜マップの構築を可能にする情報が得られる。
【００１３】
参照により本明細書に組み込まれる、Ｇｏｖａｒｉらによる、本願と同一譲渡人に譲渡された米国特許出願公開第２０１５／０１３３７５９号は、ベスト電極のアレイから信号を注入し、それら信号を心臓内のカテーテルで検出する技術について記載している。行列を生成、反転し、その後のベスト電極電位で乗算することで、心臓電位が取得される。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明に開示の実施例によると、上述の米国特許出願公開第２０１５／０１３３７５９号に記載の技術と、実質的に逆の方法で、電極のアレイを有するベストが使用される。心臓内の既知の位置で、カテーテルから信号が送信され、ベストのアレイで受信される。カテーテル位置で送信された信号と、ベストのアレイで受信された信号との間の対応関係を示す行列が生成される。これが完了すると、カテーテルを抜き取ることができる。その後、既知の場所からの心臓固有の生体電気信号を、行列の利用とベストのアレイからの時間依存性読み取り値の分析とによって、非侵襲的に評価することができる。
【００１５】
従来から、上述の米国特許出願公開第２０１５／０１３３７５９号に記載のような処理を実行する場合、患者の肌には異なる種類の電極が取り付けられる。電極としては、心電図（ＥＣＧ）電極、インピーダンス測定用の有効電流位置（ＡＣＬ）電極、アブレーション電流を戻すためのアブレーション「不関」電極、ユニポーラペーシングのための参照電極、及び除細動パッチを挙げることができる。これら電極以外に、位置センサのようなその他要素も患者に取り付けられるか、近傍に配置される必要があり得る。全ての電極とその他要素を個別に患者に取り付けるのは煩雑かつ面倒であり、患者セッションが長くなる。本発明に基づき構成された体幹ベストは、マッピングとアブレーションを含むカテーテル挿入セッションを、被験者からベストを脱がすことなく実行可能とする。
【００１６】
本発明の一態様では、着用可能ベストを利用することで、上述の処理が行いやすくなる。ベストは、異なる種類の電極とセンサとを含む。これらは、心臓内及び体内の他の箇所におけるランドマークに対する、ベストの位置特定に必要である。
【００１７】
本発明の実施例では、異なる電極及び要素が、単一の着用可能ベスト内に組み込まれる。ベストは、多数の異なる技術を利用できる。それら技術の例としては、プリント配線、導電性インク（さらに、様々な種類のインク）による様々な材料への印刷、及びベストの布に縫い付けた導電性ワイヤが挙げられる。ベストは、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ  Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．（３３３３  Ｄｉａｍｏｎｄ  Ｃａｎｙｏｎ  Ｒｏａｄ，Ｄｉａｍｏｎｄ  Ｂａｒ，ＣＡ  ９１７６５）より入手可能な、ＣＡＲＴＯ（登録商標）３システムで使用されるような中央制御装置に、有線又は無線で接続される。
【００１８】
本発明の一態様では、着用可能ベストは、心内電極電位のマッピングに有利に適用される。典型的には、この処理は、１又は複数の電極を有するカテーテルを心臓に挿入し、カテーテルを追跡しながら電極電位を取得することを必要とする。電極電位が、例えば、アブレーション処置後に変化する場合、カテーテルを改めて挿入することによってマッピングを繰り返して、心臓を再マップする必要がある。
【００１９】
本発明の処理の一段階においては、既知の位置ある心内カテーテルから信号が送信され、ベスト信号として受信される。その後、米国特許出願公開第２０１５／０１３３７５９号の教示を変更すべきところは変更して用いて、ベスト信号の受信器と、カテーテル位置との間の対応関係が判定される。対応関係が生成されたら、処理の第２段階においてこの対応関係を用いて、さらなる侵襲的処置を行うことなく、カテーテル位置以外の位置における心臓の電極電位の後続マッピングを行うことができる。例えば、カテーテル位置が左心房であれば、第１段階で生成された対応関係を利用して、右心房の電位もマッピングできる。追加的に又は代替的に、カテーテルが到達しなかった左心房内の点もマッピングできる。
【００２０】
本発明の実施例によると、複数の検出電極と、磁気位置センサと、有効電流位置センサと、被験者の肌とのガルバニック接触を実現するためのパッチとを有する体幹ベストを被験者に着せることによって行われる方法が提供される。方法はさらに、有効電流位置センサと、記被験者の体表面にガルバニック接触するパッチとを配置することと、被験者の心臓の心室に、心臓の各位置にプローブの遠位部分内の複数の心内電極が配置されるようにプローブを挿入することとを含む。方法はさらに、有効電流位置センサを使用して各位置を判定することと、心内電極から、電気校正信号を送信することと、体幹ベストの検出電極内で、校正信号を受信することと、送信された校正信号と、受信された校正信号との間の関係を心内電極内で判定することで、受信された校正信号と、各位置との間の対応関係をマッピングすることと、を含む。
【００２１】
方法の別の態様は、パッチの一部を、心電図用リード線に取り付けることを含む。
【００２２】
方法の追加の態様は、アブレーション電流を、パッチの少なくとも１つを介して戻すことを含む。
【００２３】
方法の別の態様は、パッチの少なくとも１つを介して、心臓ペーシング信号を注入することをさらに含む。
【００２４】
方法のさらに別の態様は、体マーカを被験者に取り付けることと、体マーカに対する、検出電極の位置を判定することと、を含む。
【００２５】
方法の一態様によると、検出電極の位置を判定することは、外部基準マーカに対する、体マーカの第１位置を判定することと、体マーカに対する、体幹ベストの磁気位置センサの第２位置を判定することと、第２位置から、体マーカに対する検出電極の位置を計算することと、を含む。
【００２６】
方法のさらなる態様は、プローブ取外し後に、体幹ベストを再度被験者に着せることと、その後、体マーカに対する検出電極の新たな位置を計算することと、体マーカに対する検出電極の位置と、検出電極の新たな位置との間の差異を補償するため、マッピングされた対応関係を調整することと、体幹ベストの検出電極により、心臓の各位置からの生体電気信号を再読取りすることと、調整されたマッピングされた対応関係に従って、再読取りされた生体電気信号間の関係を再度判定することと、を含む。
【００２７】
本発明の実施形態によると、体幹ベストと、体幹ベスト上の複数の検出電極と、体幹ベスト上の複数の磁気位置センサと、体幹ベスト上の複数の有効電流位置センサと、被験者の肌とのガルバニック接触を実現するための、体幹ベスト上の複数のパッチと、を備える装置がさらに提供される。
【００２８】
本発明の実施形態による、生きている被験者の心臓の心室に挿入されるように構成され、心臓の各位置に配置可能な複数の心内電極を有するプローブと、複数の検出電極と、磁気位置センサと、有効電流位置センサと、被験者の肌とのガルバニック接触を実現するためのパッチとを有する体幹ベストと、有効電流位置センサを使用して、各位置を判定するように動作する第１プロセッサと、送信される電気校正信号を心内電極に送る信号生成器と、体幹ベストの検出電極内で校正信号を受信し、送信された校正信号と、心内電極内で受信された校正信号との間の関係を判定して、受信された校正信号と各位置との間の対応関係をマッピングするように動作する第２プロセッサと、を備える装置がとさらに提供される。
【００２９】
装置のさらなる態様は、心内電極の少なくとも一部及び、内部を介してアブレーション用電流を戻すためのパッチの少なくとも１つに接続された、アブレーション用電流を送る発電部をさらに備える。
【００３０】
装置の一態様は、パッチの少なくとも１つに接続され、パッチを介して心臓ペーシング信号を注入するペーシング生成器を備える。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
本発明をより深く理解できるよう、本発明の詳細な説明を実例として参照するが、この説明は以下の図面と併せて読まれるべきものである。図中、同様の要素には同様の参照数字を付してある。
【図１】本発明の実施形態に従って構成され、動作するシステムの描画図である。
【図２】本発明の実施形態に係る着用可能体幹ベストの正面及び背面図である。
【図３】本発明に開示の実施形態に係る、胸郭の簡略断面図である。
【図４】本発明に開示の実施形態に係る、体幹ベストの詳細を示す概略図である。
【図５】本発明の一実施形態に係る、アブレーション及び有効電流位置（active current location、ＡＣＬ）回路の概略図である。
【図６】本発明の一実施形態に係る、体マーカモニタリングシステムの概略ブロック図である。
【図７】本発明の一実施形態に係る、心臓電位分布図と、体表面測定とを対応付ける方法を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００３２】
以下の説明では、本発明の様々な原理が十分に理解されるように、多くの具体的な詳細について記載する。しかしながら、これらの詳細のすべてが本発明を実施する上で必ずしも必要であるとは限らない点は当業者には明らかであろう。この場合、一般的な概念を無用に分かりにくくすることのないよう、周知の回路、制御論理、並びに従来のアルゴリズム及びプロセスに対するコンピュータプログラム命令の詳細については、詳しく示していない。
【００３３】
参照により本明細書に援用される文書は本出願の一体部分と見なされるべきであり、いずれかの用語が、それらの援用された文書内で、本明細書で明示的又は暗示的に行われる定義と相反するように定義される場合を除き、本明細書における定義のみが考慮されるべきである。
【００３４】
本発明の態様は、典型的には、コンピュータ可読媒体などの恒久的なストレージ内に保持されるソフトウェアプログラミングコードにおいて具現化することができる。クライアント／サーバー環境では、かかるソフトウェアプログラミングコードは、クライアント又はサーバーに格納することができる。ソフトウェアプログラミングコードは、ＵＳＢメモリ、ハードドライブ、電子媒体、又はＣＤ−ＲＯＭ等のデータ処理システムと共に使用するための様々な公知の非一時的媒体のうちのいずれにおいて具現化され得る。コードは、かかる媒体上で配布されてもよく、又はユーザに１つのコンピュータシステムのメモリ若しくはストレージから、なんらかのネットワークを介して他のコンピュータシステム上の記憶装置に配布することで、かかる他のシステムのユーザが使用することができる。
【００３５】
従来の心臓電位図作成法、即ち、心内ＥＣＧ信号測定では、電極を有するカテーテルを心臓に挿入し、電極を心臓内の様々な場所に移動させながら電位が測定される。
【００３６】
反転ＥＣＧマッピングは、患者の皮膚上の位置のアレイで体表面電位を測定することによって心臓内ＥＣＧマップを生成するものである。この方法は、心臓内ＥＣＧ電位
【００３７】
【数４】
2019005572.tif 000007
が、体表面電位
【００３８】
【数５】
2019005572.tif 000008
を生成し、２組の電位が次の形の式によって関連付けられると仮定する。
【００３９】
【数６】
2019005572.tif 000009
ここで、
Ｍは、要素ｍｉｊを有する行列である。
【００４０】
米国特許出願公開第２０１５／０１３３７５９号は、侵襲的手法により行列Ｍを決定する。患者のマッピング処理の初期段階で、電極アレイは、電極が既知の位置にある状態で、患者の皮膚に取り付けられる。この処理が実行されると仮定して、位置追跡機能を有するシステムが使用される。例えば、アレイ内の電極と心臓カテーテルの電極の位置は、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ  Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．，３３３３  Ｄｉａｍｏｎｄ  Ｃａｎｙｏｎ  Ｒｏａｄ，Ｄｉａｍｏｎｄ  Ｂａｒ，ＣＡ  ９１７６５から入手可能なＣＡＲＴＯ（登録商標）３  Ｓｙｓｔｅｍによって決定され得る。電極位置を求めるための他の任意の方法を用いてもよい。
【００４１】
行列Ｍの要素の値は、とりわけ、心臓表面上の位置と患者の皮膚上の位置との間の距離、及びこれらの位置間の物質の導電率に依存する。米国特許第７，９８３，７４３号には、行列Ｍ（心臓を描写するためにＭＲＩ又はＣＴ等のシステムを使用してそれにより心臓表面−皮膚の距離を求める）を推定するための非侵襲的手法が記載されている。次に、測定されたベクトル
【００４２】
【数７】
2019005572.tif 000010
の値からベクトル
【００４３】
【数８】
2019005572.tif 000011
が推定される。
【００４４】
システムの概要
以下に、図１を参照にして説明を行う。図１は、本発明の実施形態に基づいて構成され、動作するシステム１０の描画図である。被験者１２には、体幹ベスト１４が着せられている。複数の検出電極１６（典型的には約１２５〜２５０個の電極）が、体幹ベスト１４内に配置される。検出電極１６は、被験者１２の肌とガルバニック接触し、被験者１２の体幹の前側面、後側面及び横側面の電位を送受信することができる。電極１６は、通常はコンソール２４内に配置された制御及び位置プロセッサ２２に、リード線１８及びケーブル２０を介して接続されている。コンソール２４は、信号生成器２６と、ＥＫＧプロセッサ２８と、画像プロセッサ３０とを備えてもよい。
【００４５】
カテーテル３２が、オペレータ３６によって心臓３４に導入されている。カテーテル３２から取得したデータに関する情報と、体幹ベスト１４の電極１６、信号生成器２６、ＥＫＧプロセッサ２８、及び画像プロセッサ３０の状態とが、モニタ３８に表示されてもよい。
【００４６】
体幹ベスト
次に、図２を参照する。図２は、本発明の実施形態に係る、着用可能体幹ベスト４０の正面図及び背面図である。図１に示す電極１６に加え、ベスト４０はいくつかの追加要素を、様々な技術を利用して、多様な組み合わせで組み込んでいる。それら技術の例としては、プリント配線、導電性インク（更に、様々な種類のインク）による様々な材料への印刷、布に縫い付けた導電性ワイヤが挙げられる。ベストは、Ｃａｒｔｏシステムで使用されるような中央制御部に有線又は無線で接続される。
【００４７】
ベスト４０は、任意の数の有効電流位置センサ４２を有してもよい。センサは、ベストが着用されたときに患者の身体とガルバニック接触する。一実施形態では、６つの有効電流位置センサ４２が３対で配置されている。参照により本明細書に組み込まれるＢａｒ  Ｔａｌらによる米国特許出願公開第２０１４／０２２１８０３号に教示されているように、有効電流位置センサ４２と電極との間に流れる電流から、心臓内のマッピングカテーテル電極の位置が得られる。
【００４８】
ベスト４０は、除細動パッチ４４と、磁気位置センサ４６とを有してもよい。磁気位置センサ４６は、ベスト４０及び患者の身体の外部に存在する基準４８に対して、ベスト位置を判定可能とする。そのような磁気位置センサは、例えば、その開示が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第５，５５８，０９１号、同第５，４４３，４８９号、同第５，４８０，４２２号、同第５，５４６，９５１号、及び同第５，５６８，８０９号、並びに、国際公開第９５／０２９９５号、同第９７／２４９８３号、及び同第９８／２９０３３号に記載されている。
【００４９】
磁気位置センサ４６は、参照により本稿に組み込まれる米国特許出願公開第２００８／０２９４２５８号、発明の名称「Ｏｒｔｈｏｐａｅｄｉｃ  Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍ，Ｍｅｔｈｏｄｓ  ａｎｄ  Ａｐｐａｒａｔｕｓ」に記載された技術の変法と併せて使用されてもよい。簡潔に言うと、高周波で無線で追跡可能な少なくとも２つのマーカが、好都合な身体のランドマークに配置される。ランドマークは、胸骨上窩や及び剣状突起であってもよい。マーカの位置は、マーカのモニタリングシステムの動作範囲内に位置する外部基準に対して決定される。その後、基準、即ち有効電流位置センサにより判定された心臓内の位置に対して、磁気位置センサ４６から得た情報からベスト位置を計算することができる。
【００５０】
ベスト４０は、標準的なＥＣＧリード線用の皮膚パッチ５０と、アブレーション電流を戻すための回路に組み込むことができる皮膚パッチ５２とを備えてもよい。任意追加的に、心臓ペーシング信号を注入する回路内に含めることができる皮膚パッチ５４を備えてよい。後者の場合、パッチ５４は、既に体内に挿入されているユニポーラペーシングの基準として使用されてもよい。
【００５１】
コンソール２４（図１）は、その開示が参照により本明細書に組込まれる、本と同一譲受人に譲渡された米国特許第９，３７０，３１２号に述べられているように、インピーダンス検出のための電気回路を含む。システムは、少数の心内膜上の点と電極５６との間のインピーダンス測定値にもとづいて、それらの関数関係を生成するように変更される。ある実施形態では、この関係は本明細書でリードフィールド行列（lead field matrix）と呼ぶ、係数の線形多次元行列（linear multidimensional matrix）である。次に、この行列の逆行列を、例えばその開示が参照により本明細書に組込まれる米国特許出願公開第２００３／０１２０１６３号（Ｙｏｒａｍら）に述べられているように推定する。この開示では、逆行列は心外膜の電位に対応する。しかしながら、システム１０では、上記行列の逆行列は心臓内コンダクタンスのマップに対応するものであり、これにより従来技術を超える進歩である。いままでは、外部測定値と心内膜電位との間の伝達関数を確実に測定することは不可能であった。これは、電界が心筋内の線維筋性組織を横切るためである。上述したように、そのような組織の量と向きは個体によって異なる。あるいは、システム１０のいくつかの実施形態では、リードフィールド行列及びその逆行列は心外膜のコンダクタンスに基づくマップに関係することがある。リードフィールド行列の逆転についてはさらに詳細に後述する。
【００５２】
心内膜上の１点だけを使うことができる。受信点（複数可）は被検者の内部であっても外部であってもよい。例えば、１個又は複数個の食道誘導、冠静脈洞電極、心外膜、あるいは心筋内電極を受信点として利用できる。
【００５３】
次に、図３を参照する。図３は、本発明に開示の実施形態に係る、体幹ベスト６０を示す胸郭５８の簡略化した断面図であり、胸郭の周りに電極５６が配されている。図３は右心房６２も示し、また心内膜上の３点６４，６６，６８を有している。心内膜上の点６４，６６，６８に配置されたカテーテル電極と電極５６との間でインピーダンス測定を行なってもよい。いくつかの応用例では、さらに心外膜上に配置された電極（図３では不図示）と電極５６との間でもインピーダンスを測定する。
【００５４】
次に、図４を参照する。図４は、本発明に開示の実施形態に係る体幹ベスト６０（図３）の詳細を示す概略図である。体幹ベスト６０は、電極５６と一致し得る分散したストレス点（stress point）７０を含むように構成される。しかしながら、このように一致することは便宜上のことであり、必要条件ではない。ストレス点７０は、所定の自由度を有する柔軟性のあるスプライン７２によって互いに接続されている。スプライン７２により、体幹ベスト６０を胸郭５８（図３）の寸法形状に合わせられようになる。体幹ベスト６０は、電極５６を含む座標系における基準点である少なくとも１つの位置センサ７４を有する。このような位置センサの使用については、その開示が参照により本明細書に組込まれる、本願と同一譲渡人に譲渡された米国特許出願公開第２００４／００６８１７８号において、位置決めシステムを参照して教示されている。位置センサ７４により、医療処置時に電極５６の位置の追跡ができ、また差分計算することで心内電極と関連付けることができる。電極５６が心内膜上の点に対して相対的に配置できれば、位置センサ７４は必ずしも必須ではない。
【００５５】
ＡＣＬ及びアブレーション回路
次に図５を参照する。図５は、図１に示すシステムで使用されるアブレーション及び有有効電流位置（ＡＣＬ）回路７６の概略図である。この構成は、参照により本明細書に組み込まれる、Ｇｏｖａｒｉらによる米国特許出願公開第２００６／０１７３２５１号及びＯｓａｄｃｈｙによる米国特許出願公開第２００７／００３８０７８号に記載の構成と同様である。この構成は、本発明の原理に従って動作するように変更できる。表現の都合上、以下に簡潔に説明する。
【００５６】
複数の体表面電極７８は、粘着性皮膚パッチであってよく、被験者８２の体表面８０（例えば、皮膚）に接続される。本明細書では、体表面電極７８を「パッチ」と称する場合もある。心臓用途では、体表面電極７８は、通常、心臓を取り囲むように、３つが被験者の胸に、３つが背中に配置される。但し、この体表面電極７８の数は必須ではなく、体表面８０上の施術部位の略近傍の適切な位置に配置されてもよい。
【００５７】
通常コンソール２４（図１）内に配置される制御ユニット８４は、電流測定回路８６、及び各動作周波数で１つ又は複数の電極７８を通して１つ又は複数の体表面電極７８に電流を流すための、１つ又はそれ以上のカテーテル電極送信器８８を含む。制御部８４は、位置決めプロセッサ２２に（図１）に連結される。制御部８４は、少なくとも１つのアブレーション電力発生器９２を備えるアブレータ９０に連結される。体表面電極７８及びアブレータ体表面電極９４を通る電流は、アブレーション電力発生部９２を有する回路に流れ込み、身体電極受信器９６内に配置された各電流測定回路（本明細書ではパッチ測定回路とも称する）により測定される。身体電極受信器９６は、典型的には制御部８４内に組み込まれる。あるいは、身体電極受信器９６は、体表面電極７８に貼り着けられてもよい。カテーテル電極は、図５において、測定電極９８（丸）及び二重目的電極１００（楕円）として示されている。二重目的電極１００は、アブレーション電極として機能し、また測定電極の１つとしても作用する。
【００５８】
体表面電極７８は、アブレーション及び除細動電流からシステムを保護するパッチボックス１０２を介して身体電極受信器９６に接続される。典型的には、システムは６つの身体電極受信器９６を有して構成される。パッチボックス寄生インピーダンス１０４（Ｚ）は、製造段階で測定されるため、事前に既知である。これらのインピーダンスについては後述する。
【００５９】
便宜上２つの測定電極９８のみが示されているが、典型的には約８０の測定電極がインピーダンス測定に用いられる。典型的には、１つ又は２つのアブレーション電極が存在する。体内のカテーテルの座標は、カテーテル上の電極と体表面電極７８との間に電流を流すことによって、コンソール２４（図１）内の位置決めシステムで決定される。
【００６０】
制御部８４はさらに、アブレータ９０を有するアブレーション回路及び二重目的電極１００を制御してもよい。典型的には、アブレータ９０は、制御部８４の外に配置され、アブレーション電力発生器９２を内蔵する。アブレータ９０は、アブレータ体表面電極９４と、本例では制御部８４内に存在するように示されるアブレータフィルタ１０６に接続される。但し、この配置は必須ではない。スイッチ１０８は、以下に記載するような様々な操作モードのためのアブレータ回路を構成する。電圧測定回路１１０は、カテーテル電極送信器８８の出力を判定するために設けられる。図５から分かるように、アブレーション回路はカテーテル電極送信器８８の１つに接続されている。
【００６１】
体マーカ
次に、図６を参照する。図６は、本発明の実施形態に係る体マーカモニタリングシステム１１２の概略的ブロック図である。モニタリングシステムは、無線追跡機能、並びに評価機能を有する。評価機能は概して、コンピュータ１１４がデータベース１１６（複数可）に記憶された位置データ項目及びその他データ項目に対して、各種データ処理動作を実行することで実現される。位置データ項目は、マーカを無線追跡することで取得される。コンピュータ１１４、位置信号処理回路１２０、及びサブシステム１２２を含むモニタリング又は追跡ステーションにより、無線追跡サブシステム１１８が実現される。
【００６２】
サブシステム１２２は、３つの磁場生成コイル１２４を備える。３つのコイルは、モニタリングシステムの動作範囲全体に広がる磁場１２６を生成する。モニタリングシステムはさらに、アンテナ１２８を備える。アンテナ１２８は、動作範囲内に位置するマーカ１３２に、高周波電力信号１３０を無線送信する。マーカ１３２は、デジタル暗号化されたマーカの位置及び向き、さらにはマーカの固有識別子を含む信号１３４を送信する。信号１３４は、位置信号処理回路１２０と通信するアンテナ１３６により受信される。
【００６３】
モニタリングシステム１１２で使用される、適切なマーカ１３２と、それに関連する追跡サブシステム１１８について、簡潔かつより詳細に説明する。マーカ１３２及び追跡サブシステム１１８の態様は、あらゆる目的のために参照により本明細書に組み込まれる、米国特許出願公開第２００３／０１２０１５０（Ａ１）号（米国特許出願第１０／０２９，４７３号）により詳細に記載されている。
【００６４】
追跡サブシステム１１２により追跡可能なマーカ又は無線位置センサ１３２には、マーカ用の筐体が設けられる。３つの磁場生成コイル１２４（ラジエーターコイルとも称する）により生成された外部磁場１２６に応じて、上述のように、マーカ１３２は、マーカの位置（追跡システムのデカルト基準座標系内のｘ、ｙ、ｚ座標）、及び向き（ピッチ、ロール、ヨー）を示すデータ項目が暗号化されたデジタル信号１３４を生成し、無線送信する。
【００６５】
モニタリングシステムには回路が存在し、位置信号回路にもさらに回路が存在する。磁場生成コイル１２４は駆動回路により駆動され、異なる対応の周波数群で電磁場を生成する。コイルの放射周波数群は、追跡サブシステム１１８のシステム制御部として動作するコンピュータ１１４により設定される。各周波数群は、同一の周波数を含むものであってもよし、異なる周波数を含むものであってもよい。いずれの場合でも、コンピュータ１１４は公知の多重化パターンにより駆動回路を制御する。この際、任意の所定の周波数により放射を行う磁場発生コイルが常に１つとなるものとする。典型的には、各駆動回路は対応する群の周波数により、周期的に一定時間スキャニングを行うように制御される。あるいは、各駆動回路がそれぞれ、磁場生成コイル１２４の内の対応する１つを駆動することで、同時に多周波数の放射を実現するようにしてもよい。
【００６６】
システムサブシステム１２２の目的を実現するため、磁場生成コイル１２４は任意の適切な位置及び向きで配置されてもよい。但し、何らかの基準フレームに対して固定され、互いに重なる、即ち位置及び向きが完全に一致した２つの磁場生成コイルが存在しないものとする。手術用途の場合、典型的にはコイルが三角形に配置される。コイル軸は互いに平行であってよく、あるいは傾斜していてもよい。そのような用途においては、棒状の送信器、又は更には三角形又は四角形状のコイルも有用となり得る。
【００６７】
手術用途の場合、外科医の自由運動を妨げないように、磁場生成コイル１２４が術野から離れて配置されることが好ましい。一方、外科医の動作範囲全体が追跡システムの動作範囲１２６に含まれるように、コイルが配置されるべきである。同時に、所与の基準フレームにおいて、マーカ１３２の座標が判定可能となるよう、その基準フレームに対する磁場生成コイル１２４の位置及び向きが把握されているべきである。実際の状況では、磁場生成コイル１２４はサブシステム１２２の基準構造部に取り付けられる。
【００６８】
マーカ１３２は、その内部に電流が導入され、磁場生成コイル１２４により生成された磁場に応じて流れるセンサコイルを備える。センサコイルは、空芯又は磁性材料による芯に巻回されてもよい。典型的には、各マーカが３つのセンサコイルを有する。それらセンサコイルの軸は互いに直行し、そのうちの１つは長手方向軸のような筐体の主軸に適宜整列するようにされる。３つのコイルは、単一の芯に同心状に巻回されてもよいし、あるいはコイルは異なる芯に非同心状に巻回され、主軸に沿って間隔をあけて配置されてもよい。非同心状のコイルの使用は、あらゆる目的のために参照により本明細書に組み込まれる、国際公開第９６／５９６８号及び米国特許出願第０９／４１４，８７５号に記載されている。
【００６９】
あるいは、マーカ１３２はそれぞれ単一のセンサコイル又は２つのセンサコイルのみを有してもよい。さらに、マーカ１３２は、ホール効果センサのような、本技術分野で公知のその他種類の検知要素に基づく磁気位置センサを有してもよい。
【００７０】
任意の時点で、センサコイル内に誘導された電流は、磁場生成コイル１２４により生成された特定の周波数成分を含む。これら電流（又は、センサコイルを介して測定され得る時変電圧）の各振幅は、磁場生成コイルの位置及び向きに対するマーカの位置及び向きに依存する。誘導電流又は電圧に応じて、各マーカの信号処理及び送信回路は、センサの位置及び向きを示す信号１３４を生成及び送信する。それら信号は、信号受信器及び復調回路を介してコンピュータ１１４に接続された受信アンテナ１３６により受信される。コンピュータは、受信信号と、磁場生成コイルを駆動するために使用される信号標示を処理して、埋込型マーカの位置及び向きの座標を計算する。詳細に後述するように、座標は、処理されて、コンピュータ１１４に記憶されてもよい。
【００７１】
金属又はその他磁気反応物が、追跡対象物近傍領域に近づけられると、この近傍領域の磁場が歪む。手術環境には、相当量の導電性及び透過性物体が存在し得る。それら物体は、基本及び補助器具（手術台、カート、可動灯等）や、侵襲的手術器具（メス、ハサミ等）を含む。磁場生成コイル１２４が生成した磁場により、物体内に渦電流が生成され、この生成された渦電流により寄生磁場が放射されてもよい。このような寄生磁場及びその他種類の歪みにより、追跡対象物の位置の誤判定が生じ得る。
【００７２】
この問題を軽減するため、典型的には、サブシステム１１８の要素及びモニタリングシステム近傍で使用されるその他器具は、可能であれば非金属材料製であるか、あるいは低透過性及び低導電性の金属材料製である。さらに、コンピュータ１１４は、モニタリングシステム近傍の金属物体の影響を検出、補償するようにプログラミングされてもよい。このような検出、補償の例示的な方法は、参照により本明細書に組み込まれる、米国特許第６，１４７，４８０号及び同第６，３７３，２４０号、並びに２００３年５月２９日に出願された米国特許出願第１０／４４８，２８９号及び２００３年７月３１日に出願された米国特許出願第１０／６３２，２１７号に記載されている。
【００７３】
本実施形態におけるマーカは、センサコイル、電源コイル、及び通信コイルの３組のコイルを有してもよい。あるいは、電源コイル及び通信コイルの機能を米国特許出願第１０／０２９，４７３号に記載されるように組み合わせてもよい。コイルは、フレキシブルプリント基板（flexible printed circuit board、ＰＣＢ）のような適切な基板に設けられた電子処理回路に接続される。回路の構成及び動作は、あらゆる目的のために参照により本明細書に組み込まれる、米国特許出願第１０／０２９，４７３号及び米国特許出願第１０／７０６，２９８号に記載されている。
【００７４】
マーカ１３２は、単一のセンサコイルと単一の電源コイルのみを有してもよいが、実際は、マーカ１３２は典型的には、３つのセンサコイル及び３つの電源コイルのように、各種類のコイルを複数含む。複数のセンサコイルは、センサコア上で、互いに直行する方向に互いに巻回される。一方、電源コイルは、パワーコア上で、互いに直行する方向に互いに巻回される。あるいは、センサ及び電源コイルを、例えばその開示が参照により本明細書に組み込まれる、Ｇｏｖａｒｉによる米国特許第６，９９５，７２９号に記載のように同一のコア上で重ねてもよい。通常、コイル間の寄生容量を低減するため、コイルは誘電体層により（あるいは、共通コアが使用されている場合には、電源及びセンサコイルのインターリーブにより）互いに離間されることが好ましい。
【００７５】
動作の際に、電源コイルはマーカ１３２の電源となる。電源コイルは、ＲＦ電源駆動回路に取り付けられた外部駆動アンテナ１２８から誘導結合により、電力供給を受ける。典型的には、駆動アンテナは、１３．５ＭＨｚ範囲のような比較的高い周波数（ＲＦ）の、強力な電磁場を放射する。この駆動磁場により、電源コイルに整流された電流が流れることで、回路に電力供給される。一方、磁場生成コイル１２４は、上述のように、センサコイルにわたって発生する時変信号電圧を誘起する。回路は、信号電圧を検出し、それに応じて出力信号を生成する。出力信号は、アナログ形式及びデジタル形式のいずれであってもよい。回路は通信コイルを駆動して、患者の体外の受信アンテナ１３６に出力信号を送信する。ここでも典型的には、出力信号は、例えば周波数変調方式により、４３ＭＨｚ又は９１５ＭＨｚの範囲の高周波数で送信される。追加的に又は代替的に、コイルは患者の体外から、送信アンテナ（不図示）から、クロック信号のような制御信号を受信するように使用されてもよい。
【００７６】
上述のように、駆動回路はさらに、好ましくは２〜１０ＭＨｚの範囲の電力信号１３０を送るために、アンテナ１２８を駆動するＲＦパワードライバを有する。電力信号により、電源コイルに電流が流れる。この電流が回路により整流されて、マーカの内部回路の電力供給に使用される。一方で、磁場生成コイル１２４が生成した電磁場により、電流がセンサコイルに流れる。この電流は、磁場生成コイル１２４を流れる駆動電流と同じ周波数成分を有する。電流成分は、センサコイル軸と平行な方向に、電力生成コイルにより生成された各磁場の成分の強度に比例する。したがって、電流の振幅が、固定された磁場生成コイル１２４に対するセンサコイルの位置及び向きを示す。
【００７７】
回路は、様々なフィールド周波数でセンサコイルを流れる電流を測定する。この測定値は、高周波信号内で暗号化される。次にその信号が、アンテナを介してアンテナ１３６に返送される。回路は、サンプリング回路と、センサコイルに流れる電流の振幅をデジタル化するアナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータを有する。この場合、回路はデジタル変調信号を生成し、信号をＲＦ変調する。この信号がアンテナにより送信される。このために、任意の適切なデジタル暗号化及び変調方法が利用されてもよい。回路はさらに、各マーカの固有の識別子を記憶し、同様にしてデジタル変調信号を生成して、信号１３４をＲＦ変調する。当業者には、その他信号処理及び変調方法が明らかであろう。
【００７８】
アンテナが送信したデジタル変調信号は、アンテナ１３６に接続された受信器により受信される。受信器は、信号を復調し、コンピュータ１１４から分離、又はそれに内蔵可能な信号処理回路に対する適切な入力を生成する。典型的には、受信器はマーカ１３２からの信号を増幅、フィルタリング、及びデジタル化する。デジタル化信号は、コンピュータ１１４により受信され、マーカ１３２の位置及び向きの計算に使用される。汎用コンピュータ１１４は、受信器からの信号を処理するためにプログラミングされ、適切な入力回路を有する。
【００７９】
好ましくは、受信回路は、駆動回路及びＲＦパワードライバを同期するために使用されるクロック同期回路を有する。ＲＦパワードライバは、フィールド磁場生成コイル１２４の駆動周波数の整数倍の周波数で動作可能である。マーカ回路は、電源コイルが受信したＲＦ信号を、自身の電源としてのみではなく、周波数基準として使用できる。この基準を使用して、マーカ回路は、センサコイルが生成した電流信号に対して位相依存処理（phase-sensitive processing）を行うことができる。これにより、磁場生成コイル１２４が生成した駆動磁場と位相同期したセンサコイル電流を検出できる。受信器は、クロック同期回路からの入力を使用して、同様に、当技術分野で周知の位相敏感検出法を適用できる。そのような位相敏感検出法により、マーカ１３２はセンサコイル内の電流信号の振幅が低くても、信号／ノイズ（Ｓ／Ｎ）比の向上を図ることができる。
【００８０】
上述の特定の周波数範囲は、あくまで例示であり、当業者であれば、同じ目的に、これら以外の周波数範囲を利用可能であることが理解できよう。
【００８１】
マーカ回路は、マーカ１３２の固有識別子も記憶する。その固有識別子は、追跡サブシステム１１８にも送信される。これにより、追跡サブシステムは位置データが受信されたマーカを識別できる。したがって、モニタリングシステムの動作範囲１２６内に複数のマーカが存在する場合でも、追跡サブシステムは異なるマーカ同士を区別できる。
【００８２】
オンボード電源を使用せず、マーカ１３２のような無線マーカを使用する利点としては、患者の体内に入れたマーカを、後に参照するために、入れたままにしておけることが挙げられる。
【００８３】
動作
上述の装置は、心臓の各箇所からの電気信号と、電気生理学的データを取得するために設けられ、アブレーション回路の一部である多電極胸部パネルの電極アレイからの読取りとの間に、マッピング対応を実現するために利用される。コンピネーションベスト４０（図２）はその処理を行いやすくするものである。コンピネーションベスト４０を被験者から脱がすことなく、全てのセッションを完了できる。
【００８４】
次に、図７を参照する。図７は、本発明の実施形態に係る、心電図と体表測定値との関連付け方法を示すフローチャートである。工程段階は、説明を分かりやすくするために、特定の線形的順序で示されている。しかしながら、かかる工程の多くは、並行して、非同期的に、又は異なる順序で行われてもよい点は明らかであろう。当業者であれば、プロセスを、例えば、状態図において、多数の相互に関連する状態又は事象としても代替的に表され得ることを理解するであろう。更に、例示されている工程段階の全てが、かかる方法の実施に必要とされるわけではない。
【００８５】
方法の第１段階が、準備用第１ステップ１４０から始まる。体マーカが、まだ取り付け前であれば、例えば胸骨上窩及び剣状突起の肌に配置される。患者は、ベスト４０を着用し、電極、リード線、及び皮膚パッチが、信号生成器２６やＥＫＧプロセッサ２８のようなコンソール２４の対応する要素に取り付けられる。第１ステップ１４０は、ベスト４０が利用できない場合の処理と比較して、迅速に実行できる。これにより、患者の不快感が最小限に抑えられ、カテーテル設備をより効率的に使用できる。
【００８６】
次に、ステップ１４２において、読取りにより外部基準マーカに対する体マーカの位置と、体マーカに対する磁気位置センサ４６の位置を確定する。この処理により、心肺サイクルにおける一定の位相において、心臓内の位置を含む患者の身体と、ベスト４０上の構造とが正確に関連付けられる。
【００８７】
次に、ステップ１４４において、多電極マッピングカテーテルを使用して従前の手法で心臓にカテーテル挿入を行う。ステップ１４６では、上記の米国特許出願公開第２００８／００５８６５７号及び同第２０１５／０１３３７５９号の方法を変更すべきところは変更して使用して、マッピングカテーテルの電極を介して信号発生部から信号が注入される。ステップ１４８において、ベスト４０内の電極アレイ内で、送信信号が読取られる。このステップにより、心臓内のマッピングされた位置と、ベスト信号との対応関係が算出できる。カテーテルを心臓内で操縦することで、所望の空間分解能で多数の領域がマッピングできる。実際、参照により本明細書に組み込まれる、本願と同一譲渡人に譲渡された出願第１５／３５１，９７２号、発明の名称「Ｍａｒｋｉｎｇ  Ｓｐａｒｓｅ  Ａｒｅａｓ  ｏｎ  Ｍａｐｓ（」に教示された補間方法によって、分解能を効果的に向上させることができる。マッピングされていない心室は、マッピングされていない心室も含むマッピングされた心室に登録された事前に取得された画像を使用して評価できる。必要であれば、適切なＥＣＧ信号をマッピングに重畳させることができる。
【００８８】
任意追加的に、ステップ１５０において、関心対象にアブレーションが実施されてもよい。例えば、参照により本明細書に組み込まれる、Ｓｃｈｗａｒｔｚらによる米国特許第６，９９７，９２４号から既知であるように、病変が生じると、心臓のその他領域における時変電位に影響を及ぼす。ステップ１５０を実行後、制御はステップ１４６に戻り、ベスト信号に対するアブレーションの影響がステップ１４８において再度評価され得る。アブレーションが完了した、又は実施されない場合、ステップ１５２においてセッションが完了する。ここまでのステップは、ベスト４０を脱がせずに実行できる。ベスト４０はステップ１５２で脱がせられる。
【００８９】
それ以降新たなセッションにおいて、心臓で生成される生体電気信号の非侵襲的評価が可能である。ステップ１５４において、患者はベスト４０を再度着用し、ステップ１５２に関して上述したように、体マーカとベスト上の位置センサの読取値が取得される。ベスト４０の位置が変わったことによる、心臓内の各位置と検出電極１６の位置との間が差異あるため、心臓内のマッピングされた位置と、ベスト信号との間の対応関係が再計算されるか調整される。次に、ステップ１５６において、ベスト上の電極アレイから電気信号を読取る。信号源はステップ１４８で取得された対応関係の調整により、位置が特定され、各信号源において心臓内電位が計算される。
【００９０】
その後、最後のステップ１５８において、ベストを脱がしてセッションを完了してもよい。
【００９１】
当業者であれば、本発明が上記で具体的に図示及び記載されたものに限定されない点を理解するであろう。むしろ、本発明の範囲は、上述の様々な特徴の組合せ及び部分的組合せ、並びに上記の説明を読むことで当業者には想到されるであろう、先行技術にはない上述の特徴の変形例及び改変例をも含むものである。
【００９２】
〔実施の態様〕
（１）  複数の検出電極と、磁気位置センサと、有効電流位置センサと、被験者の肌とのガルバニック接触を実現するためのパッチとを有する体幹ベストを前記被験者に着せる工程と、
前記体幹ベストを前記被験者から脱がせずに、
前記有効電流位置センサと、前記被験者の体表面にガルバニック接触する前記パッチとを配置する工程と、
前記被験者の心臓の心室に、前記心臓の各位置に複数の心内電極が配置されるようにプローブを挿入する工程と、
前記有効電流位置センサを使用して前記各位置を判定する工程と、
前記心内電極から、電気校正信号を送信する工程と、
前記体幹ベストの前記検出電極内で、前記校正信号を受信する工程と、
前記送信された校正信号と、前記受信された校正信号との間の関係を前記心内電極内で判定することで、前記受信された校正信号と、前記各位置との間の対応関係をマッピングする工程と、を行う工程と、を含む方法。
（２）  前記パッチの一部を、心電図用リード線に取り付けることをさらに含む、実施態様１に記載の方法。
（３）  アブレーション電流を、前記パッチの少なくとも１つを介して戻すことをさらに含む、実施態様１に記載の方法。
（４）  前記パッチの少なくとも１つを介して、心臓ペーシング信号を注入することをさらに含む、実施態様１に記載の方法。
（５）  体マーカを前記被験者に取り付ける工程と、
前記体マーカに対する、前記検出電極の位置を判定する工程と、をさらに含む、実施態様１に記載の方法。
【００９３】
（６）  前記検出電極の位置を判定することは、
外部基準マーカに対する、前記体マーカの第１位置を判定することと、
前記体マーカに対する、前記体幹ベストの前記磁気位置センサの第２位置を判定することと、
前記第２位置から、前記体マーカに対する前記検出電極の位置を計算することと、を含む、実施態様５に記載の方法。
（７）  前記プローブ取外し後に、前記体幹ベストを再度前記被験者に着せる工程と、
その後、前記体マーカに対する前記検出電極の新たな位置を計算する工程と、
前記体マーカに対する前記検出電極の位置と、前記検出電極の新たな位置との間の差異を補償するため、前記マッピングされた対応関係を調整する工程と、
前記体幹ベストの前記検出電極により、前記心臓の前記各位置からの生体電気信号を再読取りする工程と、
前記調整されたマッピングされた対応関係に従って、前記再読取りされた生体電気信号間の関係を再度判定する工程と、をさらに含む、実施態様５に記載の方法。
（８）  体幹ベストと、
前記体幹ベスト上の複数の検出電極と、
前記体幹ベスト上の複数の磁気位置センサと、
前記体幹ベスト上の複数の有効電流位置センサと、
被験者の肌とのガルバニック接触を実現するための、前記体幹ベスト上の複数のパッチと、を備える装置。
（９）  生きている被験者の心臓の心室に挿入されるように構成され、前記心臓の各位置に配置可能な複数の心内電極を有するプローブと、
複数の検出電極と、磁気位置センサと、有効電流位置センサと、肌とのガルバニック接触を実現するためのパッチとを有する体幹ベストと、
前記有効電流位置センサを使用して、前記各位置を判定するように動作する第１プロセッサと、
送信される電気校正信号を前記心内電極に送る信号生成器と、
前記体幹ベストの前記検出電極内で前記校正信号を受信し、前記送信された校正信号と、前記心内電極内で前記受信された校正信号との間の関係を判定して、前記受信された校正信号と前記各位置との間の対応関係をマッピングするように動作する第２プロセッサと、を備える装置。
（１０）  前記心内電極の少なくとも一部及び、内部を介してアブレーション電流を戻すための前記パッチの少なくとも１つに接続された、前記アブレーション電流を送る発電部をさらに備える、実施態様９に記載の装置。
【００９４】
（１１）  前記パッチの少なくとも１つに接続され、当該パッチを介して心臓ペーシング信号を注入するペーシング生成器をさらに備える、実施態様９に記載の装置。
（１２）  前記被験者に取り付け可能な体マーカと、前記体幹ベストに対する前記体マーカの位置を判定する無線追跡回路とをさらに備える、実施態様９に記載の装置。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【外国語明細書】
2019005572000001.pdf