"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。前記位置は、基準座標系における位置及び向きPO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、請求項1に記載の方法。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、請求項1に記載の方法。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、請求項1に記載の方法。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、請求項3に記載の方法。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、請求項5に記載の方法。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、請求項5に記載の方法。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、請求項7に記載の方法。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、請求項1に記載の方法。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、請求項9に記載の方法。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、請求項10に記載の方法。前記位置は、基準座標系における位置及び向きPO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、請求項11に記載の方法。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、請求項1に記載の方法。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。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、請求項14に記載のシステム。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、請求項14に記載のシステム。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、請求項16に記載のシステム。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、請求項14に記載のシステム。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18に記載のシステム。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、請求項14に記載のシステム。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。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。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。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。対応するシステムも提供される。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。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.JudeMedical,Inc.から商業的に入手できるか、又はHauckらに付与されたMETHODANDAPPARATUSFORCATHETERNAVIGATIONANDLOCATIONANDMAPPINGINTHEHEART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METHODOFSCALINGNAVIGATIONSIGNALSTOACCOUNTFORIMPEDANCEDRIFTINTISSUEと題する米国特許出願公開第2007/0060833A1号明細書に対する参照により閲覧できるEnSiteTMElectroAnatomicalMappingSystem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。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EnSiteNAVXTMNavigationandVisualizationSystem。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。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、14X軸、2電極18、19Y軸、及び3電極16、22Z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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。1X軸は右から左2Y軸は背中から胸へ3Z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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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、100Hz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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。この方法は、ステップ62に進む。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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、100mm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。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。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。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。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。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。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。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。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。"