(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の体内にある医療機器の電極又はセンサの動作補償位置を決定するためのコンピュータシステムの作動方法であって、
（Ａ）前記コンピュータシステムを利用して、特定のタイミングで、前記電極又は前記センサとは異なる駆動された体表電極対を含む１組以上の所定のセットに関するＮ個（前記Ｎは、２以上の整数）のパッチ電極インピーダンス・データを取得するステップと、
（Ｂ）前記コンピュータシステムを利用して、前記Ｎ個のパッチ電極インピーダンス・データ、及び、前記センサによって取得される数値のうちの少なくとも１個に基づいて、前記特定のタイミングにおける前記電極又は前記センサに関する特定位置データを取得するステップと、
（Ｃ）前記コンピュータシステムを利用して、前記Ｎ個のパッチ電極インピーダンス・データを平均調整して、Ｎ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データを生成するステップであって、前記Ｎ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データは、前記Ｎ個のパッチ電極インピーダンス・データのそれぞれについて、前記特定のタイミングにおける当該１個のパッチ電極インピーダンス・データと、前記特定のタイミング以前の１回以上のタイミングで取得された１個以上のパッチ電極インピーダンス・データを含む複数個のパッチ電極インピーダンス・データの平均値と、の差分である該ステップと、
（Ｄ）前記コンピュータシステムを利用して、前記特定位置データを平均調整して、平均調整済み位置データを生成するステップであって、前記平均調整済み位置データは、前記特定のタイミングにおける前記特定位置データと、前記特定のタイミング以前の１回以上のタイミングで取得された１個以上の位置データを含む前記電極又は前記センサに関する複数個の位置データの平均値と、の差分である該ステップと、
（Ｅ）前記コンピュータシステムを利用して、Ｎ個の重みを含む重みの集合を決定するステップであって、前記Ｎ個の重みと前記Ｎ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データとを乗算することによって得られるＮ個の値の和が、前記平均調整済み位置データに略等しくなるように、前記重みの集合を決定する該ステップと、
（Ｆ）複数の相異なる期間についてステップ（Ａ）から（Ｅ）を繰り返し、複数セットの重みの集合を作成するステップと、
（Ｇ）前記コンピュータシステムを利用して、基準の重みの集合と、最新のＮ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データと、を使用して補償信号を決定するステップであって、前記補償信号は、前記電極又は前記センサの未補償位置に関連付けられた動作の結果に対応し、前記補償信号は、前記電極又は前記センサの前記未補償位置に関連付けられた前記動作の前記結果を軽減し、前記結果は、前記電極又は前記センサの動作によって生じた前記電極又は前記センサの変位を示す情報であり、前記動作は、前記患者の呼吸又は心臓によって引き起こされる動作である、該ステップと、
（Ｈ）前記コンピュータシステムを利用して、前記電極又は前記センサの前記未補償位置及び前記補償信号を使用して、前記電極又は前記センサの補償位置を計算するステップと、
を含み、
ステップ（Ｆ）は、
連続して収集される２個の重みの集合がステップ（Ｅ）において決定されたとき、
（ｉ）前記コンピュータシステムを利用して、前記２個の重みの集合の間のユークリッド距離に基づく特定の距離を算出するステップと、
（ｉｉ）前記コンピュータシステムを利用して、前記特定の距離に基づいて学習パラメータを決定するステップであって、前記特定の距離が大きいほど、前記学習パラメータが小さい、該ステップと、
（ｉｉｉ）前記コンピュータシステムを利用して、前記決定される学習パラメータに基づいて、現在の基準の重みの集合を更新して、新たな基準の重みの集合を決定するステップであって、前記新たな基準の重みの集合は、算出値と前記現在の基準の重みの集合との和であり、前記算出値は、最新の重みの集合と前記現在の基準の重みの集合との差分に前記学習パラメータを乗算することによって得られる値である該ステップと、
を含む作動方法。
【請求項２】
前記位置は、基準座標系における位置及び向きの１つを含み、
前記作動方法は、さらに、前記重みの集合を決定する前記ステップの前に、補償対象の１つ以上の軸を選択するステップを含み、
前記重みの集合を決定する前記ステップは、さらに、前記選択された各軸について行われる、請求項１に記載の作動方法。
【請求項３】
重みの集合を決定する前記ステップは、主成分分析を含む、請求項１又は２に記載の作動方法。
【請求項４】
前記平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データは、行列形式を有する平均調整済みパッチ・データ行列であり、
前記電極又は前記センサの位置データは、行列形式を有する位置データ行列であり、
重みの集合を決定する前記ステップは、
前記平均調整済みパッチ・データ行列の特異値分解を行うことによって、前記平均調整済みパッチ・データ行列の擬似逆を得て、正規化を適用するサブステップと、
擬似逆平均調整済みパッチ・データ行列と、前記位置データ行列と、の積である前記重みの集合を決定するサブステップと、を含む、請求項１から３のいずれか一項に記載の作動方法。
【請求項５】
前記学習パラメータは、０以上１以下の値である、請求項１から４のいずれか一項に記載の作動方法。
【請求項６】
前記作動方法は、さらに、
連続して収集される前記２個の重みの集合の間の前記特定の距離に従って前記学習パラメータを変更するステップであって、前記特定の距離が大きいほど、前記学習パラメータが小さい該ステップを含む、請求項１から５のいずれか一項に記載の作動方法。
【請求項７】
前記学習パラメータを変更する前記ステップは、連続して収集される前記２個の重みの集合の間の前記特定の距離を、指数関数を含む減少関数に代入することによって、前記特定の距離に応じて前記学習パラメータを指数関数的に低減させるサブステップを含む、請求項６に記載の作動方法。
【請求項８】
前記補償信号を決定する前記ステップは、前記補償信号の大きさを制御するための利得パラメータの大きさを自動的に制御することを含む、請求項１から７のいずれか一項に記載の作動方法。
【請求項９】
前記作動方法は、さらに、
前記利得パラメータを１の初期設定値に設定するステップを含む、請求項８に記載の作動方法。
【請求項１０】
前記作動方法は、さらに、
前記補償信号の移動平均を決定するステップと、
前記移動平均から前記補償信号の平均偏差を決定するステップと、
前記補償信号の現在値と前記移動平均との間の現在の偏差を決定するステップと、
前記現在の偏差が偏差閾値を超えたときに前記平均偏差と前記現在の偏差との間の比率を、１未満の値を出力する関数に代入することによって、前記利得パラメータの前記初期設定値を低減するステップと、
を含む、請求項９に記載の作動方法。
【請求項１１】
前記位置は、基準座標系における位置及び向きのうちの１つを含み、
前記作動方法は、さらに、補償対象の座標系の１つ以上の軸を選択するステップを含み、
前記利得パラメータは、選択された前記軸のそれぞれ１つについてそれぞれの値を有する、請求項９又は１０に記載の作動方法。
【請求項１２】
前記電極又は前記センサは、第１電極又は第１センサであり、
前記補償位置は、基準座標系内の１つの座標をそこに関連付けている第１電極又は第１センサの補償第１位置であり、
前記作動方法は、さらに、
第２電極又は第２センサに関連付けられる未補償第２位置を決定するステップと、
前記未補償第２位置が所定範囲内の前記座標に一致したときに前記補償信号を前記未補償第２位置に適用して補償第２位置を作成するステップと、を含む、請求項１から１１のいずれか一項に記載の作動方法。
【請求項１３】
患者の体内にある医療機器の電極の動作補償位置を決定するシステムであって、
（ｉ）未補償電極位置信号を生成する位置決めブロックと、（ｉｉ）補償信号の大きさを制御するための利得パラメータの大きさを自動的に決定し、前記補償信号を生成する補償ブロックと、（ｉｉｉ）前記補償信号を前記未補償電極位置信号から控除して動作補償位置信号を出力するメカニズムと、を含む主制御装置を備え、
前記補償ブロックは、
（ｉ）特定のタイミングで、前記電極とは異なる駆動された体表電極対を含む１組以上の所定のセットに関するＮ個（前記Ｎは、２以上の整数）のパッチ電極インピーダンス・データを取得すること、
（ｉｉ）前記Ｎ個のパッチ電極インピーダンス・データ、及び、患者の体内にある医療機器のセンサによって取得される数値のうちの少なくとも１個に基づいて、前記特定のタイミングにおける前記電極に関する特定位置データを取得すること、
（ｉｉｉ）前記Ｎ個のパッチ電極インピーダンス・データを平均調整して、Ｎ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データを生成すること、ここで、前記Ｎ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データは、前記Ｎ個のパッチ電極インピーダンス・データのそれぞれについて、前記特定のタイミングにおける当該１個のパッチ電極インピーダンス・データと、前記特定のタイミング以前の１回以上のタイミングで取得された１個以上のパッチ電極インピーダンス・データを含む複数個のパッチ電極インピーダンス・データの平均値と、の差分である、
（ｉｖ）前記特定位置データを平均調整して、平均調整済み位置データを生成すること、ここで、前記平均調整済み位置データは、前記特定のタイミングにおける前記特定位置データと、前記特定のタイミング以前の１回以上のタイミングで取得された１個以上の位置データを含む前記電極に関する複数個の位置データの平均値と、の差分である、
（ｖ）Ｎ個の重みを含む重みの集合を決定すること、ここで、前記Ｎ個の重みと前記Ｎ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データとを乗算することによって得られるＮ個の値の和が、前記平均調整済み位置データに略等しくなるように、前記重みの集合が決定される、
（ｖｉ）（ａ）連続して決定される２個の重みの集合の間のユークリッド距離に基づく特定の距離を算出すること、
（ｖｉ）（ｂ）前記特定の距離に基づいて学習パラメータを決定すること、ここで、前記特定の距離が大きいほど、前記学習パラメータが小さい、
（ｖｉ）（ｃ）前記決定される学習パラメータに基づいて、現在の基準の重みの集合を更新して、新たな基準の重みの集合を決定すること、ここで、前記新たな基準の重みの集合は、算出値と前記現在の基準の重みの集合との和であり、前記算出値は、最新の重みの集合と前記現在の基準の重みの集合との差分に前記学習パラメータを乗算することによって得られる値である、及び、
（ｖｉｉ）前記現在の基準の重みの集合と、最新のＮ個の平均調整済みパッチ電極インピーダンス・データと、に基づいて前記補償信号を決定すること、を行い、
前記補償信号は、前記電極の未補償位置に関連付けられた動作の結果に対応し、前記補償信号は、前記電極の前記未補償位置に関連付けられた前記動作の前記結果を軽減し、前記結果は、前記電極又は前記センサの動作によって生じた前記電極又は前記センサの変位を示す情報であり、前記動作は、前記患者の呼吸又は心臓によって引き起こされる動作である、システム。
【請求項１４】
前記平均調整済み前記パッチ電極インピーダンス・データは、行列形式を有する平均調整済みパッチ・データ行列であり、
前記電極の位置データは、行列形式を有する位置データ行列であり、
前記補償ブロックは、さらに、（ｉ）前記平均調整済みパッチ・データ行列の特異値分解を行うことによって、前記平均調整済みパッチ・データ行列の擬似逆を得て、正規化を適用すること、及び（ｉｉ）擬似逆平均調整済みパッチ・データ行列と、前記位置データ行列と、の積である前記重みの集合を決定すること、をさらに行う、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
前記補償ブロックは、さらに、連続して収集される重みの集合の間の前記ユークリッド距離に従って前記学習パラメータを変更し、前記ユークリッド距離が大きいほど、前記学習パラメータが小さい、請求項１３又は１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記補償ブロックは、（ｉ）前記補償信号の移動平均と、（ｉｉ）前記移動平均からの前記補償信号の平均偏差と、（ｉｉｉ）前記平均偏差と、現在の前記補償信号と前記移動平均間の現在の偏差との比率の関数としての前記利得パラメータの値と、を決定する、請求項１３から１５のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１７】
前記電極は、第１電極であり、
前記補償電極位置は、基準座標系内の１つの座標をそこに関連付けている補償第１電極位置であり、
前記位置決めブロックは、第２電極に関連付けられる未補償第２電極位置を決定し、
前記補償ブロックは、（ｉ）前記座標を前記補償信号に関連付け、（ｉｉ）前記未補償第２電極位置が所定範囲内の前記座標に一致したときに前記補償信号を前記未補償第２電極位置に適用して補償第２電極位置を作成する、請求項１３から１６のいずれか一項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
この出願は、２０１０年１２月２９日に提出され、参照により、本出願に全面的に記載されているものとして本出願に組み込まれている米国特許出願第１２／９８０，５１５号明細書の利益及び優先権を主張する。
【０００２】
本発明は、一般的には位置決め電界を利用して位置を決定するための位置決めシステムに関し、より具体的には自動利得制御式動的適合呼吸補償を備える位置決めシステムに関する。
【背景技術】
【０００３】
鼓動中の心臓内のカテーテルの位置の決定を可能にする種々の技術が開発されてきた。Ｗｉｔｔｋａｍｐｆに付与された米国特許第５，６９７，３７７号明細書は、カテーテルの位置を決定するために体表電極（パッチ）を使用して体内に注入された直交電流（すなわち、３つの軸、Ｘ、Ｙ、Ｚ沿い）を利用するシステムを開示している。Ｗｉｔｔｋａｍｐｆのシステムでは、カテーテル上に配置された電極が３とおりの注入電流から生ずる電圧を測定し、次にそれを処理してその電極の位置（したがってカテーテル先端の位置）を定義するＸ、Ｙ、Ｚ軸座標を決定する。
【０００４】
Ｈａｕｃｋほか（以下、「Ｈａｕｃｋ」と称する）に与えられ、本発明との共通譲受人に譲渡され、本出願による参照により本出願に全面的に組み込まれている「ＭＥＴＨＯＤ  ＡＮＤ  ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ  ＦＯＲ  ＣＡＴＨＥＴＥＲ  ＮＡＶＩＧＡＴＩＯＮ  ＡＮＤ  ＬＯＣＡＴＩＯＮ  ＡＮＤ  ＭＡＰＰＩＮＧ  ＩＮ  ＴＨＥ  ＨＥＡＲＴ」と題する米国特許第７，２６３，３９７号明細書を参照することにより、改善された位置決めシステムが見出されるであろう。Ｈａｕｃｋは、位置決め電界を利用して体内の電極の位置を決定する医療システムを開示している。Ｗｉｔｔｋａｍｐｆのシステムと同様に、Ｈａｕｃｋのシステムは、表面「パッチ」電極を使用して体内に電流を注入する。しかし、Ｈａｕｃｋは、パッチ電極の非直交対を使用する電流注入を含むバリエーション（すなわち、双極子を画定する）を開示している。この場合、駆動軸は結果の測定値から合成され、かつ、それから電極の位置が最終的に決定される。
【０００５】
カテーテル位置の一般的用途は、カテーテルの形象を、心臓の形状、又は、カテーテルの位置している対象領域のその他の画像に関連付けて表示するためである。しかし、患者の呼吸及び心臓活動のために、表示されるカテーテルが収集される心臓形状（すなわち、画像）−それは静止している−に対して「動いている」ように見えることがある。これらの静止形状（すなわち、画像）に対するカテーテルの見掛けの運動を低減するため、及び臨床医により安定した画像表示を提供するために、運動補償を使用して患者の呼吸及び心臓活動により誘起される結果を補償することが知られている。
【０００６】
この点に関して、Ｈａｕｃｋは、呼吸運動の影響を決定し、それを計算された（未補償）電極位置から控除することを含む呼吸補償方法を開示している。この呼吸補償方法は、正確度を改善する。Ｈａｕｃｋは、さらに、電気生理学的（ＥＰ）調査中におけるユーザー指示に影響する呼吸補償を決定することを開示している。１つの商業的実施形態では、この呼吸補償はいつでも決定され得るが、しかしこれはユーザーの明確な指示の下に初めて実行され得る。しかし、ＥＰ調査の過程又は医療処置の間、患者の呼吸パターンが変化するか、又は、心臓内のカテーテルの位置が変わることがあるので、前もって決定された（静的な）補償は、もはや、初期の高いレベルの正確さを与えないことがある。また、ＥＰ調査の過程又は医療処置の間、いわゆるパッチ・インピーダンス測定値（すなわち、Ｈａｕｃｋにおいて開示された位置決め及び補償の基礎をなす測定パラメータ）に突然の変化が生ずることがある。たとえば、臨床医は、一時的に自分の手を体表電極（パッチ）の上に置くことがあるが、それは、測定パッチ・インピーダンスを一時的に変化させ、それにより位置決め／補償計算に影響を及ぼす。
【発明の概要】
【０００７】
したがって、前記の問題の１つ以上を最小化及び／又は除去する運動補償（たとえば、呼吸、心臓）のシステム及び方法が必要である。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本出願において記述・描写・請求される方法及び装置の長所は、変化する呼吸パターンにも関わらず、かつ、心臓中の種々の位置へのカテーテルの運動にも関わらず、電気生理学（ＥＰ）調査等の継続時間を通じて呼吸又はその他の運動（たとえば心臓の活動）の補償を位置決めシステムに与える能力を含んでいる。また、自動利得調整機能は、体表電極（パッチ）雑音又はパッチ・インピーダンスの突然の変化により誘起される望ましくない妨害を軽減する。
【０００９】
患者の体内の医療機器の電極の補償される位置を決定する方法は、多数のステップを含んでいる。第１に、体表電極に関する表面（パッチ）電極インピーダンス・データと、医療装置の電極に関する電極位置データと、を収集する。第２に、パッチ電極インピーダンス・データ及び電極位置データを平均調整する。第３に、収集した重みの集合を決定し、それによりこれらの重みと、平均調整されたパッチ・インピーダンスと、の積の線型結合が平均調整された電極位置データに対応するようにする。第４ステップは、複数の異なる期間について、（ｉ）平均調整ステップ及び（ｉｉ）重み収集ステップを繰り返し、対応する複数の重みの集合を作成すること、及び、連続する重みの集合が収集されたときに基準の重みの集合を更新することを含んでいる。第５のステップは、更新された基準の重みの集合及びパッチ電極インピーダンス・データを使用して補償信号を決定することを含んでいる。最後に、この方法の最後のステップは、未補償電極位置及び補償信号を使用して補償済み電極位置を計算することを含んでいる。１つの実施形態では、補償信号は、電極位置と同相であり、したがってそれから控除されて呼吸及び心臓の影響を除去する。
【００１０】
新しい重みの集合を収集するステップは、１つの実施形態では、主成分分析（ＰＣＡ）及び特異値分解（ＳＶＤ）を含む。また、基準の重みの集合を更新するステップは、学習パラメータの使用を含む。学習パラメータの値は可変であり、かつ、基準の重みの集合（すなわち、補償信号を計算するために実際に使用される重みの集合）が、新しい（収集された）重みの集合（すなわち、新しいパッチ・インピーダンス及び電極位置データに基づいて計算される重み）に生じた変化に応じて調整される速度を決定する。学習パラメータの低い値は、基準の重みの集合がゆっくり適合されること意味するが、他方、学習パラメータの高い値は、基準の重みの集合が新しい重みの方向に積極的に調整されることを意味する。学習パラメータは、次に連続する収集された重みの集合間の計算された「距離」に基づいて変更される。「距離」は、重みの計算中に臨床医が意図的にカテーテルを移動したときを検出するために使用され、この間、動的適合は抑止される。また、計算される補償信号の大きさは、それ自体、利得パラメータ（すなわち、自動補償利得制御機能）に従って抑制され得る。利得調整機能は、パッチ・インピーダンス・データ中に雑音などを示す突然の変化が生じたときを検出する。１つの実施形態では、統計的分析を使用して１つの変化が抑止を行うために十分な「突然の」変化にあたるときを決定する。かかる状態が検出された場合、利得調整機能は、利得パラメータを低減し、それにより補償信号を低減する。
【００１１】
対応するシステムも提供される。
【００１２】
本発明の上記及び他の態様、特徴、詳細、有用性、及び、利点は、以下の説明及び特許請求の範囲を読むとともに、添付図面を検討することにより明らかになろう。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】図１は、本発明を実行し得るシステムの概略図である。
【図２Ａ】図２Ａは、駆動される体表電極の双極子対の略図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、駆動される体表電極の双極子対の略図である。
【図２Ｃ】図２Ｃは、駆動される体表電極の双極子対の略図である。
【図２Ｄ】図２Ｄは、駆動される体表電極の双極子対の略図である。
【図３】図３は、呼吸及び心臓の影響を含むカテーテル電極位置の未補償Ｚ座標成分を示す。
【図４】図４は、特異値分解（ＳＶＤ）技法により得られたパッチ・インピーダンスの最初の２つの主要な成分（図３に対応する）を示す。
【図５】図５は、心臓の影響及び雑音を含んでいる第３の主要成分を示す。
【図６】図６は、未補償Ｚ座標成分及び計算された補償信号（同一時系列上に重ね合わされている）
【図７】図７は、補償されて影響の除去されたＺ座標成分を示す。
【図８】図８は、動的補償を有する電極位置を決定する方法を示す流れ図である。
【図９】図９は、図８に示した基準の重みの集合を更新するステップをより詳しく示す流れ図である。これは、学習パラメータλの動的適合を含んでいる。
【図１０】図１０は、カテーテルが心臓内の別の位置に移動されたときの影響を含むカテーテル電極位置の未補償Ｚ座標成分を示す。
【図１１】図１１は、適合を含まない補償の適用された図１０のＺ座標成分を示す。
【図１２】図１２は、静的適合を含む補償の適用された図１０のＺ座標成分を示す。
【図１３】図１３は、ゆるやかな適合を含む補償の適用された図１０のＺ座標成分を示す。
【図１４】図１４は、動的適合を含む補償の適用された図１０のＺ座標成分を示す。
【図１５】図１５は、補償を適用しない場合の未補償カテーテル変位対時間信号を示す。
【図１６】図１６は、適合を含まない補償の適用された図１５のカテーテル変位信号を表す。この場合、１時間古い重みの使用が増幅された呼吸影響をもたらしている。
【図１７】図１７は、動的適合を含む補償の適用された図１５のカテーテル変位信号を示す。
【図１８】図１８Ａ〜１８Ｂは、Ｘ、Ｙ、Ｚ座標成分対時間の未補償プロット及び対応する生体インピーダンス信号を示す。呼吸サイクルの一定の相中のスパイクを示している。
【図１９】図１９は、利得制御を含まない補償の適用された図１８のＸ、Ｙ、Ｚ座標成分を示している。この場合、結果として、電極位置データに鋭いスパイクが現れている。
【図２０】図２０は、ここでは利得制御を含む補償の適用された図１９のＸ、Ｙ、Ｚ座標成分を示す。利得制御により鋭いスパイクが除去されている。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
ここで図面を参照し、同様な参照番号を使用して種々の図面における同じ構成要素を識別する。図１は、本発明を実施し得るカテーテル・システムの概略図である。このシステムは、種々の視覚化、この技術において既知のマッピング、及び、ナビゲーション構成要素を含み得る。それらの構成要素は、中でも、たとえば、Ｓｔ．  Ｊｕｄｅ  Ｍｅｄｉｃａｌ，  Ｉｎｃ．から商業的に入手できるか、又はＨａｕｃｋらに付与された「ＭＥＴＨＯＤ  ＡＮＤ  ＡＰＰＡＲＡＴＵＳ  ＦＯＲ  ＣＡＴＨＥＴＥＲ  ＮＡＶＩＧＡＴＩＯＮ  ＡＮＤ  ＬＯＣＡＴＩＯＮ  ＡＮＤ  ＭＡＰＰＩＮＧ  ＩＮ  ＴＨＥ  ＨＥＡＲＴ」と題する米国特許第７，２６３，３９７号明細書又はＨａｕｃｋに付与された「ＭＥＴＨＯＤ  ＯＦ  ＳＣＡＬＩＮＧ  ＮＡＶＩＧＡＴＩＯＮ  ＳＩＧＮＡＬＳ  ＴＯ  ＡＣＣＯＵＮＴ  ＦＯＲ  ＩＭＰＥＤＡＮＣＥ  ＤＲＩＦＴ  ＩＮ  ＴＩＳＳＵＥ」と題する米国特許出願公開第２００７／００６０８３３  Ａ１号明細書に対する参照により閲覧できる「ＥｎＳｉｔｅＴＭ  Ｅｌｅｃｔｒｏ  Ａｎａｔｏｍｉｃａｌ  Ｍａｐｐｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍ」を含んでいる。これらの両方とも本発明の共通譲受人により所有され、また、両方とも参照により全面的に本出願に組み込まれている。このシステムは、種々の医療処置たとえば、ＥＰ調査又は心臓アブレーション処置（アブレーション装置は示されていない）に接続して又はそのために使用することができる。当然のことであるが、本発明に準拠する実施形態は、簡素化及び明瞭性のために本出願においては提示又は記述されていない他の機能を含むことができ、かつ、一般的に含む。たとえば、アブレーション・カテーテルに接続して使用する場合、かかる実施形態は、一般的に種々の電極（及び対応するリード）、温度センサ（及び対応するリード）、及びこの技術において既知のその他の機能を含む。
【００１５】
再び図１を参照する。このカテーテル・システムは、患者１１の心臓１０の図形描写を含んでいる。このシステムは、カテーテルの遠位端が心臓１０の心腔の周り及び内部で移動するときにカテーテル電極位置を決定する能力を含んでいる。この目的のために、図１は、１つ以上のカテーテル電極の位置を決定するために使用される電界であって、外部から印加される（すなわち、直交的又は非直交的）電界に基づくタイプのカテーテル位置決めシステムを示している。かかる電極は、この技術では一般的に知られている（たとえば、上述したＥｎＳｉｔｅ  ＮＡＶＸＴＭ  Ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ  Ｓｙｓｔｅｍ）。しかし、当然のことながら、この実施形態は、単なる例示であり、限定的な性質を有するものではない。
【００１６】
引き続き図１を参照する。３組の体表電極（パッチ）が示されている。（１）電極１２、１４  （Ｘ軸）、（２）電極１８、１９  （Ｙ軸）、及び（３）電極１６、２２  （Ｚ軸）。また、体表電極（「腹部パッチ」）２１も図式的に示されている。これらの表面電極は、すべてのスイッチ２４に接続されている。もちろん、これより少ない電極、たとえば３個の電極、これより多い電極、たとえば１２個の電極、又は、異なる物理的構成、たとえば直交構成の代わりに直線構成を含む他の表面電極の構成及び組み合わせも本発明による使用に適している。
【００１７】
遠位端１７を有する代表的カテーテル１３も示されている。カテーテル１３は、電極１７に加えて別の電極を有することもできる（たとえば、カテーテル先端電極及び／又はリング電極）。図１は、固定基準電極３１を有する第２の独立カテーテル２９も示している。このカテーテルは、較正目的のために心臓に静止配置することができる。多くの場合、心臓１０において電圧及び変位を測定するための基準として冠状静脈洞電極又はその他の固定基準電極３１を使用することができる。
【００１８】
当然のことであるが、カテーテル１３は、さらに他の電極を含むことができ、また、ＥＰ又はＲＦアブレーション実施形態などの他の実施形態では、他の電極を使用して数々の診断及び／又は治療の目的を果たすことができる。たとえば、かかる電極、即ち、かかるカテーテルを使用してアブレーション処置、心臓マッピング、電気生理学（ＥＰ）調査、及び、その他の処置を行うことができる。本発明の実施形態は、１つの種類のカテーテル、又は、カテーテル応用システム又は処置に限定されない。
【００１９】
図１は、さらにコンピュータ・システム２０、信号発生器２５、アナログ−デジタル・コンバータ２６、及び、低域通過フィルタ２７を示している。コンピュータ２０は、本出願において記述する多数の機能及び動作を果たすように構成される処理装置を含んでいる。コンピュータ・システム２０は、以下においてより詳しく説明するように、表面電極の種々の対（双極対）を選択的に加圧する所定の戦略に従って信号発生器２５を制御するように設定される。動作において、コンピュータ２０は、位置決めブロック３２の手段により、（１）フィルタ２７及びＡ−Ｄコンバータ２６を経て生パッチ・データ（すなわち、電圧の読み）を取得し、かつ、（２）この生パッチ・データを使用して心臓又はその心腔内に置かれたカテーテル電極（たとえば電極１７のような）の３次元空間（Ｘ、Ｙ、Ｚ）における生の未補償電極位置座標を決定するように設定される。
【００２０】
１つの実施形態では、体表電極に接続される通常１２本のＥＣＧリード（まとめて参照番号１５により示される）の大部分又はすべてを設けて患者１１の心電図（ＥＣＧ）の収集をサポートすることができる。図示のように、ＥＣＧリード１５は（設けた場合に）、収集と、それに続く心周期における心臓の相を入手する処理と、のためコンピュータ・システム２０に直接接続することができる。ＥＣＧリード１５は、他のシステム（図示省略）に設けることもできる。
【００２１】
各体表（パッチ）電極は独立にスイッチ２４に接続され、また、電極の対はコンピュータ２０上で走行するソフトウェアにより選択され、スイッチ２４によりパッチは信号発生器２５に接続される。１対の電極、たとえばＺ軸電極１８及び１９は、信号発生器２５により励起されて患者１１の体及び心臓１０に電界を生成することができる。１つの実施形態では、種々の対のパッチ電極が選択されてこの電極励起プロセスが急速かつ連続して発生し、その間に１つ以上の励起されていない表面電極が電圧を測定するために使用される。電流パルスの伝達中、残余の（励起されていない）パッチ電極は、腹部電極２１を基準とすることができる。これらの残余電極上に加えられた電圧がＡ−Ｄコンバータ２６により測定される。この方法により、表面パッチ電極群は、駆動される電極の組と駆動されない電極の組に分割される。低域通過フィルタ２７は、電圧測定値を処理することができる。濾過された電圧測定値は、アナログ−デジタル・コンバータ２６によりデジタル・データに変換され、ソフトウェア制御の下でコンピュータ２０に送られて格納される。この電圧測定値の集まりは、本出願においては、「パッチ・データ」と称する。ソフトウェアは、表面電極の各対の各励起中、各表面電極で行われる個々の各電圧測定にアクセスする。
【００２２】
電極１７において行われる測定値とともにパッチ・データを使用して電極１７の３次元（Ｘ、Ｙ、Ｚ）相対位置を決定する。６個の直交表面電極のそれぞれの電位は、特定の表面電極対が駆動されているときを除き、すべてのサンプルについて収集できる。１つの実施形態では、表面電極が被駆動対中のソース又はシンクとして動作している間のサンプリングは、この時間中の被駆動電極において測定された電位が電極インピーダンス及び高い局部電流密度の影響により偏位されている可能性があるので、通常、回避する。しかし、ある実施形態では、サンプリングは、すべてのパッチ（駆動されている電極についても）において行われ得る。
【００２３】
１つの実施形態では、生物導体中のカテーテルの位置決め機能を実現するために、一般的に、駆動・検知される一連の電気双極子により３つの公称直交電界を生成する。別案として、これらの直交電界を分解することとし、表面電極のいずれかの対（たとえば、非直交）を双極子として駆動して実効的電極三角測量を行うこともできる。
【００２４】
図２Ａ〜２Ｄは、Ｄ０、Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３として示されている複数の例示的非直交双極子を示している。図２Ａ〜２Ｄにおいて、Ｘ軸表面電極はＸＡ、ＸＢとして示され、Ｙ軸表面電極はＹＡ、ＹＢとして示され、Ｚ軸表面電極はＺＡ、ＺＢとして示されている。所望の軸について、所定の組の駆動（ソース−シンク）構成からもたらされる心臓内電極１７で測定された電位を代数的に組み合わせて、直交軸沿いに一様な電流を駆動することのみにより得られるものと同一の実効電位を作成することができる。表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２  （図１参照）のうちの任意の２つを、接地基準たとえば腹部パッチ２１に関する双極子ソース及びドレインとして選択し、一方、励起されていない体表電極により接地基準に関する電圧を測定する。心臓１０内に配置された測定電極１７も電流パルスからの電界に曝され、かつ、接地、たとえば腹部パッチ２１に関して測定される。実際には、心臓内のカテーテルは複数の電極を含むことができ、かつ、各電極電位は別々に測定され得る。前述したように、別案として少なくとも１つの電極を心臓の内部表面に固定して固定基準電極３１を形成することができる。この電極も接地に関して測定され得る。
【００２５】
表面電極及び内部電極のそれぞれからのデータの組のすべてを使用して心臓１０内の測定電極１７の位置を決定する。電圧測定がなされた後、別の対の電極を電流ソースにより励起し、残りのパッチ電極及び内部電極の電圧測定プロセスを行う。このシーケンスは、急速に、たとえば、ある実施形態では秒あたり１００回程度行う。第１近似にとして、心臓内の電極の電圧は、心臓内に電界を形成するパッチ電極間の位置と直線的な関係を持っている。これは、上記で参照した米国特許第７，２６３，３９７号明細書においてより詳しく説明されている。
【００２６】
要するに、図１は、７個の体表電極（パッチ）を使用する例示的システムを示している。これらの電極は、電流の注入、及び、結果の電圧の検知のために使用することができる。電流は、２つのパッチの間でいつでも駆動することができる。測定は、駆動されていないパッチと、たとえば、接地基準としての腹部パッチ（ＢＰ）と、の間で行うことができる。「パッチ・インピーダンス」とも呼ばれるパッチ生体インピーダンスは、次の等式に従って計算することができる。
【００２７】
【数１】
0005833670.tif 000002
【００２８】
１つの実施形態では、時分割多重化を使用してすべての対象数量を駆動・測定することができる。
【００２９】
（位置決定）
上記で参照した米国特許第７，２６３，３９７号明細書及び米国特許公開第２００７／００６０８３３号明細書（及びその他の参考文献）は位置決定方法について一般的に説明しているが、それでも以下において簡単な概要を示す。体内のＸ、Ｙ、Ｚ軸は、次のように定義することができる。（１）Ｘ軸は右から左（２）Ｙ軸は背中から胸へ（３）Ｚ軸は上から下へ（すなわち、頭蓋から尾側へ）。この基準座標系は、図２Ａ〜２Ｄに図示されている系に対応する。
【００３０】
電極（ｅとして示す）の位置は、次のように定義されるＸ、Ｙ、Ｚ座標を有している。
【００３１】
【数２】
0005833670.tif 000003
【００３２】
位置の測定は、したがって、間接的であり、電極の位置を導く種々の測定値と、体内において定義されたＸ、Ｙ、Ｚ軸に関するパッチ・インピーダンスと、の代数的組み合わせを含んでいる。
【００３３】
引き続き図１を参照する。コンピュータ・システム２０は、電極の未補償位置（信号又はパラメータ）（図１において信号又はパラメータ３３として指定されている）を生成するように設定されている位置決めブロック３２を含んでいる。１つの例示的実施形態では、位置決めブロック３２は、上記において略述され、かつ／又は米国特許第７，２６３，３９７号明細書又は米国特許公開第２００７／００６０８３３号明細書において記述されている電圧印加、電圧測定、及び、データ処理の戦略を使用することができる。電極位置３３は、位置又は向き、又は両方を含むことができる。ここで位置は、基準座標系で定義されるＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の座標又は成分を含み得る。
【００３４】
コンピュータ・システム２０は、さらに、図１において信号（又はパラメータ）３５として示されている補償信号（又はパラメータ）を生成するように設定されている運動補償ブロック３４を含んでいる。この補償信号は電極位置３３に含まれている運動（呼吸、心臓等）の影響を最小化又は除去するのに適する。ある実施形態では、補償ブロック３４は、以下において説明する主成分分析応用方法のような種々の実施形態に従って本出願において記述される方法を使用することができる。
【００３５】
システム２０は、さらに、一定の状態に遭遇したときに補償信号３５を選択的に抑止するように設定される自動補償利得制御ブロック３６を含んでいる。システム２０は、さらに、メカニズム、たとえば、図１に図式的に示されているように、未補償電極位置信号３３から同相補償信号３５を控除して、是正すなわち補償された電極位置信号３８を作成する加算器３７を含んでいる。
【００３６】
背景技術の項で述べたように、呼吸及び心臓の活動は、カテーテルが、性質上静止しているように見える心臓形状（すなわち、事前に収集された画像）を「動いている」ように見えるようにすることがある。カテーテルのみかけ上の運動を低減するために（たとえば、心腔中のカテーテルのより安定した画像を臨床医に与えるために）、補償ブロック３４で作成される補償関数を使用する。ある先行システムにおいては、呼吸補償は、電気生理学（ＥＰ）調査中にユーザー選択時刻に計算され（たとえば、一般的に開始時）、その後、ユーザーが特にシステムに補償の再計算を指示しない限り、変わらないままとなる。この方法は、したがって呼吸パターンの変化、心臓中の他の場所へのカテーテルの移動又はパッチ・インピーダンスの突然の変化に自動的に適合するメカニズムを備えていなかった。
【００３７】
上述したように、この発明の実施形態は、一般的に、電極の未補償位置から呼吸及び心臓の望ましくない影響に対応する補償信号を控除し、それにより、たとえば、表示されたときに、カテーテルの真の位置のみ見えるようにすることにより、呼吸及び心臓の影響の問題に対処する。
【００３８】
補償信号３５は、したがって、好ましくは呼吸／心臓の影響を示すか又はそれを反映する信号であり、かつ、（ｉ）同相であること、かつ（ｉｉ）時間の経過とともに電極の位置に含まれる呼吸及び／又は心臓の影響を十分に打ち消すために十分な振幅を有することの両方を満たすものとして生成又は変更される。
【００３９】
パッチ・インピーダンス・データを使用する補償。後述するように、本発明の実施形態は、収集パッチ・インピーダンス・データの最も適合する組み合わせを使用して有用な呼吸補償信号を作成する。１つの側面において、この補償は、基礎の状態（すなわち、呼吸パターン、カテーテルの位置）の変化に動的に適合される。もう１つの側面は、パッチ・インピーダンスが突然の変化に遭遇した場合に適用する補償の量を制限するように働く補償利得制御機能を含んでいる。
【００４０】
先に進む前に、補償される影響の性質に関するいくつかの考察。第１に、一般的に呼吸の影響は、心臓の影響より長い時間周期を有している。第２に、呼吸及び心臓の運動の大部分は、Ｚ軸（すなわち、大ざっぱに言えば患者の脚と頭を走る軸）に含まれ、残りはＸ及びＹ軸に含まれる。
【００４１】
上述したように、システム２０は、複数のパッチ・インピーダンスを収集するが、その具体的個数は、実施形態により異なる（たとえば、１つの実施形態では、３６個の非ゼロ・パッチ・インピーダンスがある一方、別の実施形態のパッチ・インピーダンスは２４個以下である）。これらのパッチ・インピーダンスは、ほぼ連続的な方法により収集される。呼吸及び心臓運動の影響は、一部のパッチ・インピーダンスにより強く現れることがある（すなわち、経時的に観測される１つの特定のパッチのパッチ・インピーダンス）。また、経時的に測定されたすべてのパッチ・インピーダンス（パッチ「チャネル」）が著しい影響を示すとは限らない。しかし、種々のパッチ・チャネルの一部に存在する影響は、電極位置信号中の影響と同一位相で存在する。これが、パッチ・インピーダンス中に出現する影響を使用して補償信号を作成することを可能にする。この信号を、適切な振幅が決定されたことを前提として、電極位置信号から控除して前記影響を打ち消すことができる。補償信号の作成の基礎となる基準情報の位相が調整を要さないと言う事実は、比較的容易な方法を可能にする。
【００４２】
本出願において記述される方法は、経時的な所与の電極の位置に対する運動の影響をほぼ打ち消す収集されたパッチ・インピーダンス・データの最適な線型結合の決定を含む。以下において記述されるように、補償の適用される各電極の各軸が別々に決定されることは、特筆に値する。一部の実施形態では、全３軸より少ない軸が補償されることがあり、また、１つの実施形態では、ただ１つの軸のみ補償される（たとえば、最も強い影響を受けるＺ軸）。それはそれとして、これらの方法を記述するために使用される数学的表記についてこれから述べる。
【００４３】
Ｘをもってカテーテル電極の座標、Ｘiをもってそのサンプルとする。ここで下付きの添え字iは変数Ｘの時間サンプルを表す。したがって、Ｘは、Ｎ次元空間におけるベクトルと見ることができる。ここでＮは、収集された時間サンプルの個数である。
【００４４】
Ｐｊをもってパッチ・インピーダンスとし、その上付き添え字ｊ＝１，…，Ｍは、種々のパッチ対を数える。ここでＭは種々のパッチ対の個数である。次にＰijは、パッチ・インピーダンスの時間サンプルを表す。これにより、それは、Ｎ×Ｍの行列となる（ここでｉは行番号であり、ｊは列番号である）。
【００４５】
本出願において記述される枠組みは、考慮対象の電極を有するカテーテルが意図的に移動され場合を除き、電極の単独の運動は、呼吸及び心臓の影響によるものと想定する。この影響は、電極位置座標Ｘからその平均値を控除した値により記述することができる。
【００４６】
【数３】
0005833670.tif 000004
【００４７】
同様に、パッチ・インピーダンス・データに含まれる呼吸及び心臓の影響は、パッチ・インピーダンスからその平均値を控除した値により記述される。
【００４８】
【数４】
0005833670.tif 000005
【００４９】
等式（１）及び（２）の平均関数は、１つの実施形態では、所定のサイズのウィンドウにわたって評価される移動平均とすることができる。かかるウィンドウは、呼吸と心臓両方の影響を平均するに足る十分な長さに選択することができる。単なる例示であるが、３秒のウィンドウは心臓活動を平均するために効果的となり得る一方、１５秒のウィンドウは呼吸運動を平均するために効果的となり得る。もちろん、各影響のウィンドウの固有の長さは、運動の影響の除去／フィルタリングの望ましいレベルに依存する。したがって、等式（１）により定義される値は、補償されるべき運動の影響のみを含むと考えることができる。
【００５０】
影響を打ち消すために、次の等式（３）を満足するパッチ・インピーダンスの線型結合が見出されなければならない。
【００５１】
【数５】
0005833670.tif 000006
【００５２】
Ｗｊを有するパッチ・インピーダンスが影響を打ち消すと理解しなければならない。これらの重みは、等式（３）に対する解として見出されるものであり、補償計算の対象たるすべての電極の各軸について固有でなければならない（すなわち、等式（３）は、１つの電極について１つの軸を取り扱う）。各電極の各軸について、Ｍ個までの独立重みがある。
【００５３】
当然のことながら、等式（３）は、信号中のサンプルと同数の等式を含んでおり、サンプルの個数がパッチ・インピーダンスの個数を超えた場合、それは相当な過剰決定となるであろう（すなわち、データに冗長性があり、したがって過剰決定系から得られる結果は、より着実となる可能性がある）。たとえば、１００  Ｈｚの標本抽出率及び１０秒のウィンドウ・サイズの場合、約２４個の独立重みについて１０００個の等式が得られるであろう（すなわち、２４個の相異なる非ゼロ・パッチ・インピーダンスを有する実施形態の場合である）。したがって、１つの実施形態では、等式（３）は、以下の等式（４）による誤差を最小化することにより解くことができる
【００５４】
【数６】
0005833670.tif 000007
【００５５】
誤差を最小化する解は、特異値分解（ＳＶＤ）により与えられる。この数学的技法は、非常に深い物理的意味を有している。以下において説明するいわゆる主成分解析（ＰＣＡ）に関係しているからである。
【００５６】
パッチ・インピーダンス・データの主成分分析（ＰＣＡ）。主成分分析（ＰＣＡ）は、関数群のベクトル空間中において分析対象関数群が相互に最も類似しながら最も目立つ共通機能を共有する方向を見出すことを目的としている。パッチ・インピーダンス・データ及び電極位置データは、少なくともそれらが呼吸と心臓との両方の影響を含んでいるという事実に関して、類似のものと見ることができる。収集されたパッチ・インピーダンス・データ及びカテーテル（電極）位置データは、ＲＮＮ次元空間におけるベクトルと見ることができる。ここで、Ｎは、計算に使用されるサンプルの個数である。サンプルは一定の期間にわたって収集されるので、これらのベクトルは、波形を表す。同様な波形群（最も相関している）は同一方向を指すベクトル群に類似しており、互いに最大の投影を有している。１つの方向、それに関して大部分のベクトルが圧倒的に最大の投影を有する方向を見出すことができる場合、波形によりコード化される信号の最も重要な特徴の特徴づけのためにこの方向を使用することができる。次に、その方向を指しているベクトルは、波形自体と考えることができ、かつ、分析される信号の最も目立つ特徴に類似するものであり、また、この方向は、分析される信号の第１主成分と呼ぶことができる。最も明白な特徴に関する方向が見出された後、第１主成分沿いの部分の控除されたベクトルについて、又は換言すると、第１主成分に直交するＮ−１次元の部分空間において上記分析を繰り返すことができる。関数ベクトル空間におけるこの次の方向は、第２主成分に対応する。この手順を繰り返してすべての他の主成分を見出すことができ、それと同数のベクトルが分析される。
【００５７】
１つの実施形態では、パッチ・インピーダンスの主要成分がすべての電極位置データ中の同様な信号の補償の基準として働く。ＰＣＡのための数学的技法は、特異値分解（ＳＶＤ）により与えられる。この方法では、任意の行列Ａが３つの行列の積として表される。
【００５８】
【数７】
0005833670.tif 000008
【００５９】
行列Ｖのこの特性は、等式（５）から得られる以下の明確な式から分かる。
【００６０】
【数８】
0005833670.tif 000009
【００６１】
たとえば、第１の等式は、ｊ番目の主要成分の第１サンプルを、行列Ｖから係数とともに取り出した種々のパッチの第１サンプルの和として表している。したがって、Ｖの第１列は、第１パッチの係数を与え、Ｖの第２列は第２パッチを与え、以下同様である。
【００６２】
行列ＰチルダのＳＶＤが既知である場合、この行列は、次の意味で「反転させる」ことができる。即ち、次式を計算することができる。
【００６３】
【数９】
0005833670.tif 000010
【００６４】
非ゼロＳｉに関して、また、対角要素は、それらがゼロである場合、ゼロのままとされる。この方法は、行列Ｐチルダの擬似逆演算として知られており、等式（４）の誤差を最小にするように設定される。特異値Ｓｉの一部が小さい非ゼロ値を有する場合、この方法は、Ｓ−ｌの非常に大きな対角要素をもたらし、入力データの小さな変動に対する結果の過敏性を導くことがある。そのような場合、正則化方法を使用して、それにより対応する対角要素をゼロに設定することができる。実際の実施形態では、これは、主要成分の必ずしもすべてが計算に使用されず、データ中に存在する情報の大部分を含むそれらの部分集合のみが使用されることを意味する。小さい特異値は、対応する主要成分が主として雑音を含んでおり、恐らく無視できることを示す。
【００６５】
図３〜５は、パッチ・インピーダンス・データの最初の３つの主要成分を示す。特に図３は、変位対時間のプロットであり、呼吸及び心臓の影響を含むカテーテル電極の未補償位置（Ｚ軸座標）を示している。
【００６６】
図４は、パッチ・インピーダンス対時間のプロットであり、対応する（すなわち、図３の電極位置に対応する）パッチ・インピーダンスの第１の２つの主要成分を示している。図４に示されているプロットは、パッチ・インピーダンス・データに適用される上述した特異値分解（ＳＶＤ）方法により得られた。最初の軌跡４０は、第１の主要成分であり、これは、図３の電極の運動に含まれる呼吸の影響に類似している。第２の軌跡４２は、第２の主要成分であり、これは、図３の電極の運動に含まれる心臓の影響に類似している。
【００６７】
図５は、パッチ・インピーダンス対時間のプロットであり、４４として示されている軌跡はパッチ・インピーダンス・データの第３の主要成分を示している。軌跡４４は、心臓の影響のほかに若干の雑音を含んでいる。この例では、高次の主要成分のみ雑音に最もよく類似しているが、１つの実施形態では、これらの高次部分は完全には無視されない。それらに含まれる雑音が電極の位置に相関しており、これらの包含が雑音の一部を補償するからである。ある実施形態では、どの次数部分が重要であるかの識別を先験的に決定することが困難であるので、すべての次数部分が使用され得る。
【００６８】
重み｛Ｗj｝の集合について等式（３）を解いた後、この方法は、この重みの集合を使用して未補償電極位置を連続的に（たとえば、１つの実施形態では、軸毎に）補償する。たとえば、かかる連続補償は、下記の式（１０）に従って行うことができる（すなわち、パッチ・インピーダンスの重み付け和をそれぞれのＸ、Ｙ、Ｚ軸座標から控除することにより）。上述したように、この方法は、補償の適用される各電極に拡張することもできる（１つの実施形態では、各電極が軸毎に補償される）。
【００６９】
等式（３）において、Ｘは、任意の電極のＸ、Ｙ又はＺ軸投影のいずれも表す一般的記号として使用されている。したがって、各電極の各投影について、下の等式（９）に従って等式（４）による誤差を最小化することにより、式（１０）において使用されている重みのそれぞれの集合を個別に計算しなければならない。
【００７０】
【数１０】
0005833670.tif 000011
【００７１】
ここで、等式（５）のパッチ・インピーダンス行列の特異値分解（ＳＶＤ）の結果を使用することができる。等式（９）は行列形式で表記されるので、すべての添え字が抑止されることに注意されたい。重みの計算において使用されるパッチ・インピーダンス及び電極位置のデータを一定の最小数の呼吸サイクルを含む所定の期間にわたって収集することが好ましい。等式（９）において使用された関連特異値の個数は、１つの実施形態において、約１５であることが見出された。等式（９）により重みを計算した後、これらを使用して式（１０）による電極位置の連続補償を行うことができる。
【００７２】
【数１１】
0005833670.tif 000012
【００７３】
補償信号（すなわち、上記等式（１０）の右端の項）を生成するように設定されている補償ブロック３４（図１）は、１つの実施形態では、上述のステップを行うように設定することができる。呼吸及び心臓の影響を補償される電極の位置を決定する総合的な方法は、次のとおり要約することができる。
【００７４】
第１のステップは、Ｔ秒の期間にわたりパッチ・インピーダンス・データＰ及び電極位置データＸを収集することを含む。
【００７５】
次に、計算された平均をパッチ・インピーダンスと電極位置との両方のデータから控除して下記の平均調整パッチ・インピーダンス・データＰチルダ及び電極位置データＸチルダを得る。
【００７６】
【数１２】
0005833670.tif 000013
【００７７】
次（第３）のステップは、平均調整パッチ・インピーダンス・データＰチルダの特異値分解（ＳＶＤ）を行うことを含む。
【００７８】
【数１３】
0005833670.tif 000014
【００７９】
第４のステップは、下に示すようにＰチルダの擬似逆を計算すること、及び正則化（たとえば、１つの実施形態では、最初の約１５個の特異値を使用すること）を適用することを含む。
【００８０】
【数１４】
0005833670.tif 000015
【００８１】
第５ステップは、補償の適用される各軸について、重みＷのそれぞれの集合を下の式に従って計算することを含む。
【００８２】
【数１５】
0005833670.tif 000016
【００８３】
第６ステップは、下に示すとおり、重みのそれぞれの集合を使用して軸毎に未補償電極位置を補償することを含む。
【００８４】
【数１６】
0005833670.tif 000017
【００８５】
上記の方法は１つの特異値分解ステップを含むことに注意されたい。その結果は続いてすべての電極のすべての軸に適用される。強調したように、直上の補償式は、補償の適用される軸（たとえば、Ｘ、Ｙ又はＸ）に適用することができる。複数の軸が補償される程度に応じて、その軸の重みのそれぞれの集合を使用する。
【００８６】
図６は、経時的にプロットした未補償電極位置（Ｚ軸座標）を示す（軌跡４６）。軌跡４６は、図３に示した未補償信号に対応する。また、図６は、軌跡４８により示されている補償信号を示す。この信号は、上記の方法に従って計算され、軌跡４６と同じタイムライン上に重ねられている。
【００８７】
図７は、変位対時間のプロット（Ｚ軸座標）であり、補償信号を図６の電極位置信号から控除した結果を示す。軌跡５０は、補償された電極位置信号である。図７は、本出願において記述された補償方法が呼吸の影響のみならず、心臓の影響の大部分にも対処することを明示している。１つの実施形態では、図７の残存心臓影響は、比較的高速の低域通過フィルタを使用するシステム２０により低減又は除去され得る。
【００８８】
上述した補償方法では、電気生理学的（ＥＰ）調査中の選択された時刻において重みの集合を計算する。この値は、それに続いて、又は、ユーザーが重みの再計算を指示するときまで、使用することができる。しかし当初に計算された重みの集合は、若干の時間が経過すると、もはや最適ではないであろう。これは、たとえば、患者の呼吸パターンが変化したときに（したがって、当初の重みの集合／補償信号の決定の基礎となった呼吸パターンとは異なったときに）発生するであろう。さらに、カテーテルが心臓内の別の位置に移動したとき、重みの集合は、もはや最適のままではないであろう。いずれの場合にも、重みの新しい集合が望ましい。この方法を手動的に繰り返して重みの新しい集合を入手できるが、このような場合、それが必要である時期を決定するのは臨床医である。これは、いくつかの理由から非実際的であろう（たとえば、臨床医が処置の最中である場合、臨床が呼吸パターンの変化を検知できない場合等がある）。
【００８９】
（適合補償（静的））
１つの実施形態では、補償のための適合方法を提供する。この実施形態では、一定の時間間隔（たとえば、１秒から１分）毎に新しいデータを収集し、かつ、重みＷｎの新しい集合を計算する。この方法は、新しい重みの各集合が連続して収集される都度、等式（１１）に従って新しい重みＷｎを使用して基準の重みの集合を更新する。
【００９０】
【数１７】
0005833670.tif 000018
【００９１】
ここで、学習パラメータλ（ただし０＜λ≦１）は、新しく収集された重みの集合Ｗｎが現在の、すなわち、基準の重みの集合Ｗを更新する割合を決定する。基準の重みの集合は、補償信号を計算するために使用される集合である。
【００９２】
等式（１１）は、基準の重みの集合が、関数空間において新しく計算された重みＷｎの方向に連続的にシフトされることを規定する。適合方法について直感的洞察力を働かせるために、等式（１１）は、等式（１２）により指数関数的移動平均形式に書き直すことができる。
【００９３】
【数１８】
0005833670.tif 000019
【００９４】
学習パラメータを０と１の間の値としている理由は、学習パラメータが１に設定された場合に、システム２０はパッチ・インピーダンスそれ自体の潜在過渡的影響を拡大する傾向を有するが、一方、このパラメータが小さすぎる場合（たとえば、ゼロ）、システム２０は新しい状況にあまりにも緩やかに適合するか、又はまったく適合しないからである。
【００９５】
等式（１１）において示したような静的適合規則を使用するときの１つの難題は、計算される重みの集合となるデータの収集中にカテーテルが動いた場合、このような運動がパッチ信号（すなわち、測定されたパッチ・インピーダンス）と結合されて、その結果として誤計算された重みの集合が作成され得ることである。新しい重みの集合がカテーテルの意図的な運動を補償しようとするので、不正な重みの集合は、予測のできない結果をもたらす。
【００９６】
上記の難題に対処する１つの方法は、学習パラメータλに小さい値を割り当て、それにより長い時間にわたって呼吸補償情報を蓄積しつつカテーテルの運動を実効的に平均することを含む。しかし、かかる方法の不利益は、呼吸変化等に対するゆるやかな適合である。
【００９７】
（適合補償（動的適合））
上記の難題に対処するもう１つの方法は、学習パラメータを動的に適合することである。動的適合は、意図的なカテーテルの運動がパッチ信号に結合される問題に効果的に対処する。意図的な運動の状況では、動的適合は、カテーテルの運動が検出されたとき、学習パラメータを小さい値に設定するように動作し、カテーテルが動かされた場合にはほとんど（仮にあるとしても）適合しない。同様にカテーテルが動かされない場合、動的適合は、学習パラメータのその最大値の方向への積極的適合を与える。
【００９８】
学習パラメータの動的適合は、カテーテルが臨床医により意図的に動かされたときを知ることに基づき得る。しかし、この情報は、必ずしも利用可能ではないであろう。したがって、代替案として、連続的に計算される重みの集合同士の間に生じた変化の多寡に基づいて学習パラメータλ自体を調整する。基礎とする仮定は、カテーテルが意図的に動かされない限り通常の手術中に重みはそれほど大幅には変化しないということである。したがって、このシステムは、重みの変化の割合を監視するように設定され、重みがかなり変化する（すなわち、閾値を超える）場合、学習パラメータは，比較的低い値に設定し、それにより適合を抑制する。しかし、変化量が閾値を超えない場合、学習パラメータλはその最大値近くに設定され、それにより速やかに適合して新しく計算された重みの集合、（Ｗｎ）を反映する。
【００９９】
１つの実施形態では、学習パラメータの値は、下の等式（１３）に従って設定することができる。
【０１００】
【数１９】
0005833670.tif 000020
【０１０１】
連続する重みの集合間の距離がγより大きくなった場合、学習パラメータλは、指数関数的に抑止され、かつ、重みは事実上更新されない。たとえば、１つの実施形態では、データ収集期間Ｔ＝３秒であり、学習パラメータの最大値が、λmax＝１に設定され、γ2の値が１と２の範囲に設定された場合に、適切な結果が得られた。当然のことながら、等式（１３）のバリエーションが可能である。たとえば、指数関数（ｅｘｐ）以外の関数を使用して連続する重みの集合相互間の距離に基づいて学習パラメータの値を抑止又は低減することができる。
【０１０２】
前記を考慮して、図８は、動的適合呼吸補償付きの電極位置を決定する方法を示す。この方法は、ステップ５２から始まる。
【０１０３】
ステップ５２において、この方法は、第１にパッチ電極インピーダンス・データ及び電極位置データを収集することを含む。このステップは、ほぼ上述のように行うことができる。また、ここではっきりさせることは、上述したこの方法は、呼吸及び／又は心臓の補償を受けるよう選択された各電極の各軸について行われるということである。この方法は、次にステップ５４に進む。
【０１０４】
ステップ５４において、この方法は、次に、収集されたパッチ電極インピーダンス・データ及び電極位置データの平均調整を含む。このステップは、ほぼ上述したように、特に等式（１）及び（２）において明示したように行うことができる。平均調整のステップの後に、結果のベクトルは、主として呼吸及び心臓の影響を含んでいる筈である。この方法は、次にステップ５６に進む。
【０１０５】
ステップ５６において、この方法は、ステップ５４からの平均調整データを使用して収集された重みの集合を決定することを含む。このステップは、ほぼ上述したように実行することができ、かつ、平均調整パッチ・データと重みとの積の和が平均調整電極データに対応するように誤差を最小化する特異値分解（ＳＶＤ）の実行を含むことができる（等式３）。換言すると、平均調整された電極位置データ中で見出された好ましくない呼吸及び心臓の影響は、平均調整されたパッチ電極インピーダンス・データ中においても同相で見出される。したがって、パッチ・データの重みのある組み合わせを使用して補償信号を計算することができる。この補償信号を電極位置データから控除することにより補償された電極位置を得ることができる。
【０１０６】
ステップ５８において、この方法は、基準の重み集合であって、補償信号の計算に使用される集合の更新を含むが、これは、新しく収集された重みの集合を利用して行う。このステップは、ほぼ上述したように、特に等式（１１）に関連して説明したように行うことができる。ある好ましい実施形態では、このステップは、学習パラメータの動的適合のサブステップを含む（等式（１３）及び図９）。この方法は、ステップ６０に進む。
【０１０７】
ステップ６０において、この方法は、ステップ５８からの更新された基準の重み集合とパッチ・インピーダンス・データとを使用して行う補償信号の決定を含む。このステップは、ほぼ上述したとおり、かつ、特に等式（１０）に関連して説明したように実行することができる。特に、等式（１０）の右端の項は、以下の呼吸補償信号を定義する。
【０１０８】
【数２０】
0005833670.tif 000021
【０１０９】
この方法は、ステップ６２に進む。
【０１１０】
ステップ６２において、この方法は、ステップ６０からの計算された補償信号を未補償電極位置から控除することにより呼吸及び心臓の影響をほとんど含まない電極位置を計算することを含む。この方法は、ステップ６４に進む。
【０１１１】
ステップ６４において、この方法は、新しい重みの集合を収集する時機であるか否か決定する。この決定は、基準の重み集合を更新するために新しい重みの集合を収集するために設定された所定の期間に基づくことができる。ステップ６４に対する応えが「いいえ」である場合、方法は、ステップ６０に分岐してステップ６０及び６２に戻る（ここでこの方法は、補償信号に基づいて電極位置を連続して補償する）。しかし、ステップ６４で与えられた答えが「はい」である場合、この方法は、ステップ５２の先頭に分岐する。当然のことながら、図８の流れ図は、例示のみのためであり、限定する性質のものではない。たとえば、パッチ・インピーダンス及び電極（位置）データを収集するステップは、ステップ６４において「はい」の分岐がたどられなかった場合においても、システム２０において他の目的のために行うことができる。
【０１１２】
図９は、学習パラメータλの動的適合を含む重みを更新するステップをより詳しく示す流れ図である。この方法は、ステップ６６から始まる。
【０１１３】
ステップ６６において、この方法は、先ず新しい重みの集合を収集することを含む。このステップは、ほぼ上述したように、たとえば、等式（９）及びそれに続く記述で示した新しく収集されたパッチ・インピーダンス・データ及び電極位置データに基づいて行うことができる。この方法は、ステップ６８に進む。
【０１１４】
ステップ６８において、この方法は、連続して収集された重みの集合間の変化の割合を監視することを含んでいる。この方法は、等式（１３）及びそれに続く記述に関連して説明したように関数空間における距離を評価することにより実行することができる。この方法は、ステップ７０に進む。
【０１１５】
ステップ７０において、この方法は、変化の割合（すなわち、連続重み間の「距離」）が閾値を超えるか否か決定する。この評価は、ある実施形態では、等式（１３）に関連して示したように実行することができる。当然のことながら、バリエーションも可能である。このステップにおける答えが「いいえ」である場合、ステップは、ステップ７２に分岐する。ここでこの方法は、学習パラメータが所定の最大値に近づくことを許容する。それにより新しい重みに対する急速な適合を許容する。一方、ステップ７０における答えが「はい」である場合、この方法は、ステップ７４に分岐する。ここで学習パラメータは、適合を抑制するために低減される。１つの実施形態では、学習パラメータは、連続的に収集される重みの集合間の距離の関数として指数関数的に抑制される。いずれの場合も、この方法は、ステップ７６に進む。
【０１１６】
ステップ７６において、この方法は、動的に適合されたパラメータを使用して基準の重み集合を更新することを含む。ここでも、このステップは、ほぼ上述したように実行することができる（たとえば、式（１１））。
【０１１７】
図１０〜１４は、上述した動的適合方法を使用した結果の最初の例を示す。図１０〜１４は、特にＺ軸座標を示している。Ｚ軸の値は、呼吸の影響により、かつ、臨床医により心臓内の他の位置へ動かされるカテーテルによっても影響を受ける。最初の呼吸補償重みが計算されてから約１０分のデータを示している。
【０１１８】
図１０は、カテーテルが心臓内の別の位置に動かされたときの呼吸運動の影響を含むアブレーション・カテーテル電極の未補償Ｚ軸座標（軌跡７８ａにより示されている）を示している。図１０は、３つのはっきり異なる間隔を示している。間隔８０として示されている第１の間隔は、心臓内の当初の最初の位置に置かれているカテーテルに対応する。間隔８２として示されている第２の区間は、心臓内の第２の位置に置かれているカテーテルに対応する。最後に、間隔８４として示されている第３の区間は、心臓内の第３の最初の位置に置かれているカテーテルに対応する。軌跡８２は、容易に認識できる呼吸の影響、たとえば、第２間隔８２中の領域８６中の○印部分、及び第３間隔８４中の領域８８中の○印部分を含んでいる。軌跡７８ａのデータには補償は適用されていない。
【０１１９】
図１１は、図１０においてプロットされた同一データを示すが、これには運動補償が適用されており、ここでは軌跡７８ｂとして示されている。図１１の補償は、動的適合を使用していない。当然のことながら、呼吸の影響は、カテーテルがその当初の位置にあるときには、軌跡７８ｂの中からほとんどなくなっている。カテーテルが第２及び第３の位置に動かされた後には、領域８６、８８の○印で示されているように、呼吸運動の残存影響が依然として観察される。
【０１２０】
図１２は、運動補償ただし静的１００％適合（すなわち、学習パラメータλ＝１）の補償を使用した結果を時間対比でプロットし、７８ｃとして示した軌跡により示す。カテーテルが移動されている間に計算された重みの使用からの軌跡上の影響は、はっきり見て取れる（たとえば、ポイント９０及び９２において）。これらの影響は、カテーテルの運動とパッチ上の呼吸信号（すなわち、収集されたパッチ・インピーダンスに含まれている）との間の結合からもたらされる。
【０１２１】
図１３は、静的なゆるやかな適合の運動補償（すなわち、ここでは学習パラメータλ＝０．１）を使用した結果を時間対比でプロットし、７８ｄとして示した軌跡により示す。この図に示したゆるやかな適合は、意図的なカテーテルの運動からもたらされる影響を示していないが、この適合はいくらかゆるやかである（たとえば、５０秒を超える修正時間）。呼吸運動の影響は、間隔８４中の領域９４の○印部分に見られる。
【０１２２】
図１４は、動的適合による運動修正を使用した結果を示している。この場合、収集された重みの集合は、３秒間隔で更新され、また、その他のパラメータは、次のとおりλmax＝１、γ＝２と設定された。適合時間は、１５秒未満に低減された。心臓内のカテーテルの第３位置（間隔８４）への移動は、図１２、１３において見られた呼吸の影響を示していないことに注意されたい。
【０１２３】
図１５〜１７は、カテーテルがその元の位置から移動される他の例を示している。いずれも時間対比でプロットされている。また、データは、当初の重みの集合が計算された後の約１時間について示されている。
【０１２４】
図１５は、カテーテル（すなわち、その電極）の変位対時間の図を示している。時間対比の変位は、軌跡９６ａにより示されている。呼吸補償は適用されていない。従って、呼吸の影響は、軌跡９６ａ上に印されているのがはっきり見えるようである。
【０１２５】
図１６は、カテーテルの変位対時間を指名軌跡９６ｂにより示し、適合されていない呼吸補償を反映している。しかし、適用された補償は、約１時間前に収集された（そして重み計算された）データに基づいている。軌跡９６ｂに含まれている呼吸の影響は、１時間前の重みを使用することにより、実際には、軌跡９６ａ中の影響に対比して増幅されている。したがって、図１６は、重みの集合が更新されない場合（すなわち、学習パラメータ適合により）、かかる補償の使用は、実際には、この方法がなくそうとしている影響そのものの増幅をもたらし得ることを実証している。
【０１２６】
図１７は、カテーテルの変位対時間を指名軌跡９６ｃにより示し、動的適合（上述した）の適合された呼吸補償を反映している。図１７は、好ましくない影響（すなわち、呼吸、心臓）の打ち消しにおける動的適合付きの補償の効果を実証している。
【０１２７】
（自動利得制御）
自動補償利得制御ブロック３６（図１）は、一定の状態が検知されたときに補償を選択的に抑止するように設定される。１つの実施形態では、利得制御ブロック３６は、以下の等式（１４）〜（１６）によるステップの記述を含めて以下で述べる機能を果たすように設定することができる。呼吸／心臓の影響を補償するために本出願において記述する種々の実施形態は、電極位置とパッチ・インピーダンス両方のデータの使用を含んでいる（すなわち、等式（１０）参照）ことに注意されたい。電極データとパッチ・インピーダンス・データを組み合わせる都度、パッチ・インピーダンスそれ自体により持ち込まれる雑音及び不規則性のために、位置測定値の正確性が低減される可能性がある。たとえば、一部のパッチは、カテーテル電極より雑音が多い可能性があり、また、変動の影響も受けやすいであろう。かかる情報の使用は、たとえば画面表示上における電極の位置の著しい目に見える一時的変位となって現れる。この望ましくない動作に対処するために、本発明のある実施形態は、自動補償利得制御を組み込むように設定される。他の実施形態においては、利得制御は、上述した動的適合機能と組み合わせて使用される。自動補償利得制御についてこれから説明する。
【０１２８】
第１に、被補償信号のための式（等式（１０））を次の等式（１４）に従って調整する。
【０１２９】
【数２１】
0005833670.tif 000022
【０１３０】
ここで、新しい利得パラメータｇが定義され、この場合、０≦ｇ≦１である。ｇの値は、次の検討に基づいて決定される。初期設定として、この利得は、１の値に設定される。利得は、以下に述べる論理により利得パラメータが低減されるべきであると決定されない限り、１に設定されたままとなる。
【０１３１】
第２に、状態を評価してｇの初期設定値を変更するべきか否か決定するために条件を評価する。ここで、呼吸補償は、未補償電極位置から控除される等式（１０）の一部であることを想起する。呼吸補償を分離し、下の等式（１５）において再生する。
【０１３２】
【数２２】
0005833670.tif 000023
【０１３３】
ここで、呼吸補償は、ほぼ連続的な方法により計算されることに注意されたい。利得パラメータの初期設定値が低減されるべきか否か決定することは、呼吸補償の指数関数的移動平均（平均）及びそれからのその平均偏差を計算することを含む。これらは、本出願においては、所定の期間（たとえば、１つの実施形態では３０秒の時間定数）にわたるｍｅａｎ＿ｒｅｓｐ＿ｄｅｖｉａｔｉｏｎ  （平均＿呼吸＿偏差）と呼ばれる。次のステップは、現在の補償値の（すなわち、補償信号の）偏差の絶対値を移動平均から決定することを含む（それは、今後、ｃｕｒｒｅｎｔ＿ｄｅｖｉａｔｉｏｎ（現在＿偏差）と呼ばれる）。ｃｕｒｒｅｎｔ＿ｄｅｖｉａｔｉｏｎが閾値（たとえば、標準偏差の１０倍）を超える場合、論理により、利得パラメータｇは、等式（１６）に示す次の経験的公式に従って低減される。
【０１３４】
【数２３】
0005833670.tif 000024
【０１３５】
１つの実施形態では、偏差は、３次元ベクトルの長さとして計算される。指数関数的移動平均及び平均偏差は、１つの実施形態では、より正式に計算された移動平均及び標準偏差に比べて計算を効率化し、メモリ必要量を低減するために使用される。バリエーションが可能である。
【０１３６】
図１８Ａ〜Ｂ及び図１９〜２０は、電極位置及びパッチ・インピーダンス・データの時間対比の種々のＸ、Ｙ、Ｚ軸プロットであり、上述した利得制御機能の好ましい効果を示している。
【０１３７】
図１８Ａは、特に、変位対時間図であり、カテーテル電極のＸ、Ｙ、Ｚ軸座標を別々に示している（それぞれ、軌跡、９８ａ、１００ａ、１０２ａ）。図１８Ｂは、インピーダンス対時間図であり、軌跡１０４で示される平均生物インピーダンスを示している。平均生物インピーダンスは、パッチ・インピーダンスの総合的反映を示すために与えられる。
【０１３８】
図１８Ａ〜１８Ｂは、同一タイムラインに整列されて、種々の軌跡の比較を容易にしている。呼吸及び心臓の成分は、軌跡９８ａ、１００ａ、１０２ａ、１０４のすべてに見られる。生物インピーダンスの軌跡１０４は、呼吸サイクルの一定の相における心臓振幅増加のために、たとえば、１０６１及び１０６２において鋭いスパイクを含んでいることに注意されたい。
【０１３９】
図１９は、再び、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸座標の時間対比プロットを示しているが、今回は補償利得制御なしの呼吸補償の場合である。更新された座標は、今回は、それぞれ、９８ｂ、１００ｂ、１０２ｂとして示されている。自動利得制御なしの呼吸補償の適用は、電極位置（たとえば、時刻ｔ＝２５０秒及びｔ＝７３０において）における鋭いスパイクの出現をもたらしている。これらのスパイクは、１００  ｍｍを超える振幅を有しており、表示画面上において非常に大きな一時的シフト（すなわち、非常に好ましくない）として観察される。これらは、電気生理学的処置中における画面の可視領域外へのカテーテルの文字通りの移動をもたらすことがある。
【０１４０】
図２０は、再び、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸座標の時間対比プロットを示しているが、今回は補償利得制御付きの呼吸補償の場合である。更新された座標は、今回は、それぞれ、９８ｃ、１００ｃ、１０２ｃとして示されている。上述した補償利得制御機能は、図１９において顕著であったスパイクを除去している。
【０１４１】
他の実施形態では、動的適合を含む本出願において記述された運動補償方法を混成位置決めシステムにおいて使用することができる。この混成システムは、上述のインピーダンス応用位置決めシステムを第１位置決めサブシステムとして、磁界応用位置システムを第２位置決めサブシステムとして含む。磁界応用位置決めサブシステム（示されていない）は、単なる例示であるが参照により全面的に本出願に組み込まれている米国特許第６，２３３，４７６号明細書への参照から理解されるように、磁界伝達装置及びカテーテル等の医療機器上又はその中に配置される磁界センサ（たとえば、コイル・センサ）を含むことができる。本出願において記述された補償方法は、混成位置決めシステムに応用される場合、磁界応用位置決めサブシステムから入手される位置座標（これ以降、「磁気座標」）を、運動影響（たとえば、上述した呼吸及び心臓の運動）及びその他の歪みに関して、補償するために使用することができる（たとえば、磁気位置決めサブシステムにより設定されている磁界に金属物体が入り込み、それにより磁界がゆがめられた場合、この補償方法は、自動的に適合して適切な呼吸補償信号を発生する）。
【０１４２】
混成実施形態では、上述した体表電極（「パッチ」）信号は、磁界応用位置決めサブシステムの基準として使用することができる。磁気座標に含まれる運動の影響（たとえば、呼吸及び／又は心臓）は、上述と正確に同じ方法により除去することができる。たとえば、図１において、位置決めブロック３２を磁気座標を与えるように変更し、図１の残りのものは同じ状態のままとすることができる。したがって、磁界センサに関係する磁気座標（すなわち、カテーテル電極座標の代替）を変更された位置決めブロック３２により与え、上述した方法を同じ方法で適用する。したがって、図１に示した補償信号３５を生成する運動補償ブロック３４、自動補償利得制御ブロック３６、及び、組み合わせメカニズム３７は、同じ状態のままであり、同様に動作することができる。したがって、パッチからの信号を上述と同じ方法により使用・処理して補償信号を計算する。さらに、上述した動的適合も適用でき、かつ、それが（自動的に）補償方法を適合して適切な呼吸補償信号を生成する。要するに、混成システムは、磁気サブシステムから入手される座標がインピーダンス応用位置決めサブシステムからの座標よりも補償されることを除き、上述と同じ方法で動作する。
【０１４３】
当然のことであるが、本出願において意図している医療機器は、磁界位置決めセンサ及びインピーダンス応用位置決定のために使用できる１つ以上の電極を含み得る。それはそれとして、別の実施形態では、ただ１つ又はそれ以上の磁気センサを有する医療機器を使用することができ、かつ、その機器のためにそれらから得られた信号から決定される磁気座標をパッチ・インピーダンス信号及び上述の方法を使用することにより補償することができる。
【０１４４】
当然のことながら、本出願において記述した動的適合機能は、呼吸パターンの変化又はカテーテルの体内の別の位置への運動があるときにおいても、呼吸及び心臓の影響の正確な運動補償を維持することにおいて効果的である。また、自動利得制御機能は、この機能がないならばパッチ雑音／妨害及び／又はパッチ・インピーダンスの突然の変化により引き起こされる望ましくない効果の抑制において効果的である。
【０１４５】
当然のことながら、本出願において記述した補償方法のバリエーションは可能である。たとえば、別の実施形態では、場所固有の補償方式が提供される。この別の実施形態では、このシステムが１つの電極を使用することにより患者の体内の特定の位置における補償（たとえば、基準座標系中の１つの電極の位置により定義される）を計算し、次に、他の電極がこの特定の位置の近傍に移動したときにその補償をかかる他の電極に適用する。かかる「他の」電極は、当該補償を計算するために使用されたが、後の時点に移動された同一電極を含み得る。補償ブロックは、したがって特定の位置において決定された補償を基準座標系内の対応する座標に関係づけて補償−座標データの対を作成するように設定することができる。この関係づけステップを複数の電極位置について繰り返し、その結果のデータ対を補償データベースのようなデータ構造に記録することができる。別の方法として、計算された各補償を特定の場所を取り囲む領域（たとえば、所定のサイズの体積）に関係づけることもできる。どちらの場合においても、補償ブロックは、補償データベースを参照して「他の」電極の特定の位置に基づいて（たとえば、特定の電極の位置を補償データベースへのインデックスとして使用することにより）、「他の」電極の適切な是正／補償を検索するように設定される。
【０１４６】
当然のことながら、上述したシステム２０は、関連メモリに格納されている事前にプログラムされた命令を実行することができるこの技術において既知の在来の処理装置を含むことができるが、それに際してすべては本出願において記述された機能に従って実行される。本出願において記述されている方法を好ましい実施形態においてプログラムし、その結果のソフトウェアを関連メモリに格納し、またかかる方法を実行する手段を構成することも（それを構成することが記述されている場合に）計画している。ソフトウェアによる本発明の実現は、上述の実現説明を考慮すると、当業者によるプログラム作成技量の通常の適用を必要とするのみである。かかるシステムは、さらに、ソフトウェアの格納を可能とし、かつ、動的に作成されるデータ及び／又は信号の格納及び処理を可能とするためにＲＯＭ、ＲＡＭの両方、揮発性と不揮発性（変更可能）メモリの組み合わせを有するタイプとすることができる。
【０１４７】
本発明の幾つかの実施形態をある程度の特殊性と共に上記において説明してきたが、当業者は、本発明の範囲を逸脱すること無く、開示される実施形態に多くの変更を加えることができるであろう。全ての方向に関する指示（例えば、プラス、マイナス、上部、下部、上向き、下向き、左、右、左向き、右向き、最上部、底部、より上方に、より下方に、垂直の、水平の、時計回り、反時計回り）は、読者の本発明についての理解を助けるべく、識別する目的で使用されているに過ぎず、特に本発明の位置、方向、又は、使用に関して制限を与えるものではない。結合に関する指示（例えば、取り付けられる、連結される、接続されるなど）は、広義に解釈されるべきであり、要素の接続部と、要素の間の相対的な動きと、の間の中間メンバーを含んでいる場合がある。その様に、結合に関する指示は、２つの要素が直接的に接続されている及び互いに固定した関係にあることを必ずしも推定しているものではない。上記の説明に含まれる又は添付図面に示される全ての内容は、制限的なものとしてではなく、単に例示的なものとして解釈されるべきである。添付の特許請求の範囲で定義されている本発明から逸脱すること無く、細部又は構造に変更を加えることができる。
以下の項目は、２０１３年７月１６日付で提出の翻訳文提出書に記載の要素である。
（項目１）
患者の体内にある医療機器の電極の補償位置を決定するための方法であって、
（Ａ）体表電極に関するパッチ電極インピーダンス・データと、前記電極に関する電極位置データと、を平均調整するステップと、
（Ｂ）収集した重みの集合を決定するステップであって、それにより前記重みと、前記平均調整されたパッチ・インピーダンス・データと、の積の線型結合が平均調整された電極位置データに対応するようにする該ステップと、
（Ｃ）複数の相異なる期間についてステップ（Ａ）及び（Ｂ）を繰り返し、複数の重みの集合を作成するステップ、及び、連続して収集される重みの集合のそれぞれがステップ（Ｂ）において決定されたとき学習パラメータに基づいて、基準の重みの集合を更新するステップと、
（Ｄ）前記基準の重みの集合と、前記パッチ電極インピーダンス・データと、を使用して補償信号を決定するステップと、
（Ｅ）未補償電極位置及び前記補償信号を使用して補償電極位置を計算するステップと、
を含む方法。
（項目２）
前記位置は、基準座標系における位置及び向き（Ｐ＆Ｏ）の１つを含み、
前記方法は、さらに、補償対象の１つ以上の軸を選択するステップを含み、
重みの集合を決定する前記ステップは、さらに、前記選択された各軸について行われる、項目１に記載の方法。
（項目３）
重みの集合を決定する前記ステップは、主成分分析（ＰＣＡ）を含む、項目１に記載の方法。
（項目４）
前記平均調整された前記パッチ電極インピーダンス・データ及び前記電極位置データは、行列形式であり、
重みの集合を決定する前記ステップは、
前記平均調整されたパッチ・データ行列の特異値分解を行うサブステップと、
前記平均調整されたパッチ・データ行列の擬似逆を得て、正規化を適用するサブステップと、
前記擬似逆平均調整されたパッチ・データ行列と、前記電極位置データ行列と、の積に従って前記重みの集合を決定するサブステップと、を含む、項目１に記載の方法。
（項目５）
基準の重みの集合を更新する前記ステップは、現在の基準の重みの集合に、前記学習パラメータと、最も新しく収集された重みの集合と前記現在の基準の重みの集合との間の差異と、の積を加え合わせるサブステップを含む、項目３に記載の方法。
（項目６）
前記学習パラメータは、０以上１以下の値として予め選択される、項目５に記載の方法。
（項目７）
前記方法は、さらに、
連続して収集された重みの集合間の距離に従って前記学習パラメータを変更するステップを含む、項目５に記載の方法。
（項目８）
前記学習パラメータを変更する前記ステップは、連続して収集された重みの集合間の前記距離が閾値を超えたときに前記学習パラメータを指数関数的に低減することにより学習パラメータ適合を抑止するサブステップを含む、項目７に記載の方法。
（項目９）
補償信号を決定する前記ステップは、利得パラメータを自動的に制御することを含む、項目１に記載の方法。
（項目１０）
前記方法は、さらに、
前記利得パラメータを約１の初期設定値に設定するステップを含む、項目９に記載の方法。
（項目１１）
前記方法は、さらに、
前記補償信号の移動平均を決定するステップと、
前記移動平均から前記補償信号の平均偏差を決定するステップと、
前記補償信号の現在値と前記移動平均との間の現在の偏差を決定するステップと、
前記現在の偏差が偏差閾値を超えたときに前記平均偏差と前記現在の偏差との間の比率に従って前記利得パラメータの前記初期設定値を低減するステップと、
を含む、項目１０に記載の方法。
（項目１２）
前記位置は、基準座標系における位置及び向き（Ｐ＆Ｏ）のうちの１つを含み、
前記方法は、さらに、補償対象の前記座標系の１つ以上の軸を選択するステップを含み、
前記利得パラメータは、選択された前記軸のそれぞれ１つについてそれぞれの値を有する、項目１１に記載の方法。
（項目１３）
前記電極は、第１電極であり、
前記補償電極位置は、基準座標系内の１つの座標をそこに関連付けている補償第１電極位置であり、
前記方法は、さらに、
前記座標を前記補償信号に関連付けるステップと、
第２電極に関連付けられる未補償第２電極位置を決定するステップと、
前記未補償第２電極位置が所定範囲内の前記座標に一致したときに前記補償信号を前記未補償第２電極位置に適用して補償第２電極位置を作成するステップと、を含む、項目１に記載の方法。
（項目１４）
患者の体内にある医療機器の電極の運動補償位置を決定するシステムであって、
（ｉ）未補償電極位置信号を生成する位置決めブロックと、（ｉｉ）補償信号を生成する補償ブロックと、（ｉｉｉ）前記補償信号を前記未補償位置信号から控除して補償位置信号を出力するメカニズムと、を含む主制御装置を備え、
前記補償ブロックは、（ｉ）体表電極に関連付けられたパッチ電極インピーダンス・データと、前記電極に関連付けられた電極位置データと、を平均調整すること、（ｉｉ）重みの集合を収集し、それにより前記重みの集合と、前記平均調整されたパッチ電極インピーダンス・データと、の積の線形結合が前記平均調整された電極位置データに対応するようにすること、（ｉｉｉ）さらなる期間にわたるパッチ電極インピーダンス・データ及び電極位置データをさらに平均調整して、複数の収集された重みの集合を作成すること、（ｉｖ）連続して収集された重みの集合のそれぞれについて、学習パラメータに基づいて、基準の重みの集合を更新すること、及び（ｖ）前記基準の重みの集合と、前記パッチ電極インピーダンス・データと、に基づいて前記補償信号を決定すること、を行う、システム。
（項目１５）
前記平均調整された前記パッチ電極インピーダンス・データ及び電極位置データは、行列形式であり、
前記補償ブロックは、さらに、（ｉ）前記平均調整されたパッチ・データ行列の特異値分解を行うこと、（ｉｉ）前記平均調整されたパッチ・データ行列の前記擬似逆を得て、正規化を適用すること、及び（ｉｉｉ）前記擬似逆平均調整されたパッチ・データ行列と、前記電極位置データ行列と、の積に従って前記重みの集合を決定すること、をさらに行う、項目１４に記載のシステム。
（項目１６）
前記補償ブロックは、さらに、前記基準の重みの集合に、前記学習パラメータと、最も新しく収集された重みの集合と前記基準の重みの集合との間の差異と、の積を加え合わせる、項目１４に記載のシステム。
（項目１７）
前記補償ブロックは、さらに、連続して収集された重みの集合間の距離に従って前記学習パラメータを変更する、項目１６に記載のシステム。
（項目１８）
前記補償ブロックは、さらに、利得パラメータの関数として前記補償信号を計算するようにさらに設定される、項目１４に記載のシステム。
（項目１９）
前記補償ブロックは、（ｉ）前記補償信号の移動平均と、（ｉｉ）前記移動平均からの前記補償信号の平均偏差と、（ｉｉｉ）前記平均偏差と、現在の前記補償信号と前記移動平均間の現在の偏差との比率の関数としての前記利得パラメータの値と、を決定する、項目１８に記載のシステム。
（項目２０）
前記電極は、第１電極であり、
前記被補償電極位置は、基準座標系内の１つの座標をそこに関連付けている補償第１電極位置であり、
前記位置決めブロックは、第２電極に関連付けられる未補償第２電極位置を決定し、
前記補償ブロックは、（ｉ）前記座標を前記補償信号に関連付け、（ｉｉ）前記第２電極位置が所定範囲内の前記座標に一致したときに前記補償信号を前記未補償第２電極位置に適用して補償第２電極位置を作成する、項目１４に記載のシステム。
（項目２１）
患者の体内にある医療機器の磁界センサの補償位置を決定するための方法であって、
（Ａ）体表電極に関するパッチ電極インピーダンス・データと、前記磁界センサに関する磁気センサ位置データと、を平均調整するステップと、
（Ｂ）収集した重みの集合を決定するステップであって、それにより前記重みと、平均調整されたパッチ・インピーダンス・データと、の積の線型結合が平均調整された磁気センサ位置データに対応するようにする該ステップと、
（Ｃ）複数の相異なる期間についてステップ（Ａ）及び（Ｂ）を繰り返し、複数の重みの集合を作成するステップと、連続して収集された重みの集合のそれぞれがステップ（Ｂ）において決定されたとき学習パラメータに基づいて、基準の重みの集合を更新するステップと、
（Ｄ）前記基準の重みの集合と、前記パッチ電極インピーダンス・データと、を使用して補償信号を決定するステップと、
（Ｅ）未補償磁気センサ位置及び前記補償信号を使用して補償磁気センサ位置を計算するステップと、
を含む方法。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図２Ｄ】
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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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８Ａ】
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【図１８Ｂ】
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【図１９】
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【図２０】
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