JP2009508582A - 組織内のインピーダンスのドリフトを考慮に入れるためのナビゲーション信号のスケール調整方法 - Google Patents

Abstract

電気生理学研究の過程で測定されるインピーダンスをスケール調整する方法により、インピーダンスのドリフトが考慮に入れられる。インピーダンスをスケール調整することにより、以前に記録した位置情報を用いて、以前に訪れた位置に電極を正確に再配置することがいっそう確実にできるようになる。スケール係数は、幾つかの検出電極（例えば、１２、１４、１６、１７、１８、１９、または２２）の平均値に基づいたものにすることができる。あるいはまた、スケール係数は、励振電極（例えば、１２、１４、１６、１７、１９、１９、２２）のダイポールペアの向きに関して明確に計算できる。

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２００５年９月１５日出願の米国特許出願第１１／２２７，５８０号明細書（「‘５８０号出願」）の優先権を主張するものである。‘５８０号出願は、その内容全体を本明細書に記載したものとして参照により本明細書に援用される。

本発明は、患者の心臓内で電気生理学カテーテルおよびアブレーションカテーテルの位置付けおよびマッピングを行うためのシステムに関する。本発明はさらに心電計の信号の誤差訂正の方法に関する。

ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）への米国特許第５，６９７，３７７号明細書（‘３７７号特許）および同第５，９８３，１２６号明細書（‘１２６号特許）は、心臓内のカテーテルの位置または場所を特定するためのシステムを開示している。‘３７７号特許および‘１２６号特許の全体を本明細書に援用する。ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）のシステムでは、患者の表面に置かれた直交配置のパッチ電極に電流パルスが印加される。それらの表面電極は、患者の内部に軸固有の電界を作り出すのに用いられる。ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）の文献は、３つの異なる周波数（各軸に１つ）で連続的に供給される小振幅の低電流パルスが送り出されることを教示している。これらの電界中（例えば、心臓の内部）に置かれた測定電極はいずれも、各軸上のさまざまな表面電極間にあるその測定電極の場所に応じて変化する電圧を測定する。安定した位置参照電極を基準にした電界中の測定電極の電圧は、その参照を基準にした心臓内の測定電極の位置を示す。３つの別個の軸に関して電圧の違いを測定すると、測定電極の立体的な位置情報が得られる。

ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）のシステムは、安全かつ効果的なものではあるが、測定電極の位置の誤差をもたらしうる幾つかのファクターがある。インピーダンスの変化の原因として以前に明らかにされた幾つかのファクターの中には、心臓周期および呼吸が含まれる。これらの原因はどちらも、直接的なインピーダンス効果のほかに、電極の実際の物理的移動を引き起こすこともある。こうした変化要因（ｍｏｄｕｌａｔｏｒｓ）を緩和して電極位置の測定値の安定性を向上させるものとして、低域フィルター処理、心臓周期のトリガー、および呼吸の補正などがある。これまでに対処されていない１つのファクターは、生体インピーダンス（ｂｉｏｌｏｇｉｃ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）が時間の経過に伴って変化するという傾向である。生体インピーダンスの変化は、細胞化学における変化（例えば、患者への生理食塩水または他の水分補給の点滴、脱水症、または体温の変化によるもの）に起因する。

長期（すなわち、数分間または数時間）にわたって生体インピーダンスが変化する場合、電極の測定場所の見かけ上のシフトが起こりうる。心臓の内部電極を参照電極として用いる場合、こうしたシフトは無視できる。それらはほんの数パーセントのスケール係数の変化であることが明らかなためである。例えば、４．０センチメートル離れた固定参照を基準にして２パーセント変化した場合、０．８ミリメートルの誤差を示すことになるが、これは一般には容認されると見なされる。しかし、体の外部の表面電極を固定参照として使用し、心臓内の固定電極参照の要件を取り除くことが望ましい場合、２パーセントは容認できない誤差原因となりうる。例えば、参照電極がマッピング電極から「見かけ上」４０ｃｍある場合、２％のインピーダンスのドリフトに起因する誤差は８ミリメートルになるであろう。「見かけ上」という用語が用いられているのは、参照電極までの実際の距離がいくらか小さい場合でも、肺および筋肉の組織の介在生体インピーダンスは血液のそれよりも大きく、結果として大きな距離にスケール調整されるからである。

本明細書の「背景技術」の節に含まれている情報は、そこに引用されている文献およびその中の記載または論議も含め、単に技術的な参考の目的のために含められているものであり、本発明の範囲を制限する内容とみなすべきでない。

本発明は、手順の過程全体を通じてスケール係数を連続的に計算してインピーダンス測定値に適用することにより、生体インピーダンスの変化および患者の内部の電極位置の測定に対するその影響の問題に対処する。細胞化学における変化（例えば、患者への生理食塩水または他の水分補給の点滴、脱水症、または体温の変化によるもの）に起因する生体インピーダンスの変化は、このようにして考慮に入れることができ、測定電極のより正確な位置の読み取り値を得ることができる。

１つの形態では、本発明は、電気生理学研究においてインピーダンス測定値をスケール調整する方法として理解できる。第１のダイポールが第１軸に沿って励振されて、患者の体を横切るような電界が作り出される。表面検出器に関してこの電界に生じる生体インピーダンスが測定される。測定される生体インピーダンスの絶対値の平均値が、時間の関数Ｐｍ（ｔ）として連続的に計算される。少なくとも１つの測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値をＰａとして保存する。その後、測定電極と参照電極との間のインピーダンス測定値にＰａ／Ｐｍ（ｔ）の比を乗じてこのインピーダンス測定値をスケール調整し、ドリフトを考慮に入れる。このスケール調整計算は、電気生理学研究システムまたは切除システムを制御するソフトウェアで実行できる。本発明はさらに、励振できる複数のダイポール軸に関して、スケール係数を成分スケールに分けることができる。この場合、軸ごとに別々の測定値を測定し、スケール係数をＰａ（ｉ）／Ｐｍ（ｔ，ｉ）（ここで、（ｉ）は測定軸を示す）で表す。

本発明の他の特徴、詳細、有用な点、および利点は、さらに添付図面で説明され添付の特許請求の範囲に記載されている、以下のより詳細な本発明のさまざまな実施態様の記載から明らかであろう。

心臓の電気生理学マッピングの主な目標の１つは、心腔内の電極の位置をある程度確実に特定することである。定電流を励振させることにより、ナビゲーション電界（ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ ｆｉｅｌｄ）を患者の体内の３つの主軸のそれぞれに作り出す。体内で測定されるインピーダンスが一定である場合、ある場所で測定される各軸での電位（静止した場所の参照電極を基準にしたもの）は、時間が経過しても一定電位のままになる。したがって、心臓内の部位の場所を記録した場合、将来、カテーテル電極を用いてその部位に戻ることができ、測定したナビゲーション電位（またはインピーダンス）が以前と同じである場合は解剖学的場所が同じであると確信できる。

図１は、例示的な電気生理学マッピングまたはアブレーションシステムの概略図を示す。患者１１は、明快にするために楕円で示してある。Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸に沿って患者１１の表面に貼り付けた表面電極（例えば、パッチ電極）の３つのセットが示されている。Ｘ軸表面電極１２、１４を、患者の胸郭領域の側面など第１軸に沿って患者に貼り付ける（例えば、患者の各腕の下の皮膚に貼り付ける）。これらは左電極、右電極と呼ぶことができる。Ｙ軸電極１８、１９を、患者の胸郭領域の胸骨および脊椎に沿った方向など、Ｘ軸に概ね直交する第２軸に沿って患者に貼り付ける。これらは胸部電極および背中電極と呼ぶことができる。Ｚ軸電極１６、２２を、患者の大腿の内側および首の領域に沿った方向などＸ軸およびＹ軸の両方に概ね直交する第３軸に沿って貼り付ける。これらは左脚電極および首電極と呼ぶことができる。心臓１０はこれらの表面電極のペアの間に位置している。追加の表面参照電極（例えば、「腹部パッチ」）２１は、システム８の参照電極および／または接地電極となる。腹部パッチ電極２１は、心臓内の固定電極３１の代わりとなるものである。さらに患者１１には、従来の心電図（ＥＣＧ）システムのリード線のほとんどまたは全部が所定の位置に取り付けられることになることも理解すべきである。図１に示されていないが、システムはこのＥＣＧ情報を利用できる。

単一の遠位測定電極１７を有する代表的なカテーテル１３も図１に示す。カテーテル１３は、測定電極１７のほかに追加の電極を有していてもよい。固定参照電極３１が、独立したカテーテル２９で心臓壁に取り付けられていてもよい。多くの場合、心臓１０内の冠状静脈洞電極または他の固定参照電極３１を、電圧および変位を測定するための参照として使用できる。較正の目的のため参照電極３１は、この手順の過程の間、心臓の壁に固定されたままである。

各表面電極は、別個に多重化スイッチ２４に接続されている。表面電極のペアは、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２１、２２を信号発生器２５に連結するコンピューター２０で実行されているソフトウェアによって選択される。表面電極の第１のペアは（例えば、Ｚ軸電極１８、１９）は、信号発生器２５によって励振される。励振された電極は、患者１１の体および心臓１０の中に電界を発生させる。この電極励振過程は、パッチ電極の代替セットが選択されるにつれ迅速かつ順次に行われ、非励振（ｕｎｅｘｃｉｔｅｄ）表面電極の１つまたはそれ以上は電圧の測定に使用される。電流パルスが送り出されている間、非励振表面電極１２、１４、１６、および２２は、参照電極３１または腹部パッチ２１のいずれかが基準として参照される。またそれぞれの電圧はこれらの非励振電極の１つまたはそれ以上で測定される。このようにして、表面電極は励振電極セットと非励振（ｎｏｎ−ｄｒｉｖｅｎ）電極セットに分けられる。

１つの電極ペアが電流発生器２５によって励振される一方、残りの非励振電極は参照として用いて直交励振軸を合成することができる。低域フィルター２７は電圧測定値を処理して、電子雑音および心臓の運動の偽信号を測定信号から除去する。フィルターにかけられた電圧の測定値は、アナログ−デジタル変換器２６によってデジタルデータに変換され、ソフトウェアの命令のもとにコンピューター２０に送信されて保存される。電圧測定値のこのコレクションを本明細書では「パッチデータ」と呼ぶ。ソフトウェアは、各表面電極ペアがそれぞれ励振されている間に、各表面電極で行われるそれぞれの個別の電圧測定にアクセスできる。このパッチデータを用いて、測定電極１７の三次元（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の相対的場所を決定する。６個の直交表面電極のそれぞれの電位は、特定の表面電極ペアが励振されている場合以外は、すべてのサンプルについて取得できる。ある表面電極が励振ペアにおいてソースまたはシンクとして機能している間のサンプリングは、通常は避けるようにする。その間に励振電極で測定される電位は、電極インピーダンスおよび高い局所電流密度の影響のために偏ることになるからである。

生物導体（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）中でのカテーテルのナビゲーションを実現するために、一般には、３つの名目上の直交電界が、一連の励振および検出電気ダイポールによって発生させられる。また、これらの直交電界は分解でき、任意の表面電極ペアをダイポールとして励振して有効な電極三角測量を行うことができる。さらに、そのような非直交的な方法はシステムの柔軟性を増大させ、生体インピーダンスの補正を局所化する機能を増大させる。任意の所望の軸について、所定の励振（ソース−シンク）構成のセットから得られる心臓内の電極１７で測定した電位を代数的に結合して、直交軸に沿って一様電流を励振するだけで得られるであろう同じ有効電位（ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）を得る。

したがって、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２の任意の２つを、基底基準（ｇｒｏｕｎｄ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）（例えば、腹部パッチ２１）に対してダイポールソースおよびドレインとして選択でき、非励振電極は基底基準を基準にして電圧が測定される。心臓１０内に置かれた測定電極１７は、電流パルスによる電界にさらされ、基底（例えば、腹部パッチ２１）を基準にして測定される。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、各電極電位を測定できる。前述のとおり、少なくとも１つの電極を心臓の内側表面に固定して、固定参照電極３１とすることができ、これも基底を基準にして測定される。表面電極および内部電極のそれぞれからのデータセットはすべて、心臓１０内の測定電極１７の場所を特定するのに使用される。この電圧測定を行った後、別の表面電極ペアが電流源によって励振され、残りのパッチ電極および内部電極の電圧測定作業が行われる。この一連の事柄は１秒間に１００回のオーダーで迅速に行われる。おおまかに言えば、心臓内の電極の電圧は、心臓内の電界を作っているパッチ電極間で位置との間に線形関係がある。補正ファクター（例えば、呼吸を補正するためのもの）は、生の場所情報に適用して場所の値の精度を向上させることができる。

電気生理学研究の際に定電流で操作を行う場合、任意の参照を基準にして得られる電位は、介在インピーダンスの関数となる。この概念は図４に概略的に示されている。遠位測定電極１７を有するカテーテル１３は、患者１１の心臓１０内に入れられている。直交する表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２のセットは、励振電極として交互にペアになっており、残りの非励振電極は検出器電極として機能できる。電極のダイポールペアによって生成される電位は体内の測定電極で測ることができ、励振表面電極とカテーテル上の遠位測定電極１７との間で体を通り抜ける電流パスは単純に回路と理解することができる。例えば、図４に示すように、左脚電極１８がソースとして励振されるとき、回路３０が左脚電極１８と心臓１０内のカテーテル１３上の測定電極１７との間に形成される。左脚電極１２の皮膚と心臓１０との間にある体の組織は、主に抵抗インピーダンスとして働き、機能的には抵抗器３２と見なすことができる。しかし、手順の間に起こる体の化学変化のせいで、この抵抗器３２の値はドリフトしうる。したがって、抵抗器３２は、より正確には描かれているように可変抵抗器と見なすことができる。組織のインピーダンスが変化すると、電圧データ、したがって各電極（参照電極、例えば、腹部パッチ電極２１を含む）の位置データも同様にドリフトすることになることは明らかである。

研究を開始して部位を記録した後でも介在インピーダンスが変化する限り、以前に訪れた場所に測定電極を配置しようとしても以前に記録した部位とは一致しないことがある。ある特定の励振表面電極ダイポールのペアのインピーダンス変化を、検出器として使用される非励振表面電極で追跡するのであれば、それらのデータを用いて各励振ダイポールでのドリフトを補正することができる。こうしたことは、表面電極パッチが励振されないタイムスライス（ｔｉｍｅ ｓｌｉｃｅｓ）で表面電極パッチを検出器として用いる場合、最もうまく達成される。電位のドリフトを考慮に入れて補正するための２つの例示的方法を本明細書で説明する。最初の方法では、生体インピーダンス（ｂｉｏ−ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）の変化が基本的に一様であると仮定している。したがって、励振ダイポールはすべて同じ割合だけ変化し、すべてのパッチデータを平均すると単一のインピーダンス指標が得られる。第２の方法ではこのような仮定は行わず、軸ごとに指標を計算する。

生体インピーダンスのスケール調整の最初の方法では、体内での生体インピーダンスの変化はいずれも基本的に均一であり、すべてのダイポールは同じ割合だけ変化し、すべての表面電極データを平均すると単一の正確なインピーダンス指標が得られると仮定している。この方法では、首、左、右、胸部、および背中の表面電極パッチが励振されていないときに、それらを検出器として使用する。左脚電極は、その検出電位が非常に小さい傾向にあるので、一般には検出には用いない。左脚のものを除外した励振表面電極のペアの場合、データに寄与する電位検出パッチが３つ存在することになる。左脚のものを含めた励振のペアの場合、４つの表面電極パッチが検出器として利用できる。表面電極検出器で測定するインピーダンスの絶対値の平均値は、時間の関数として連続的に得られる。この平均値はＰｍ（ｔ）で表すことができる。研究の開始直後に、Ｐｍ（ｔ）の初期値は初期値Ｐａとして保存される。その後のサンプルすべてで、測定電極データすべてにＰａ／Ｐｍ（ｔ）の比を乗じる。このようにして三次元のインピーダンス測定値がスケール調整されて、時間の経過に伴ってドリフトが考慮に入れられる。

例を挙げて説明すると、研究を開始した場合に、表面電極が接続されていないために誤差がないと仮定すると、表面電極は非励振状態の間にそれぞれ検出され、平均されて１０．０オームのＰａが得られ、これがコンピューター２０のソフトウェアに保存される。重要な部位を、心臓内のカテーテルの測定電極を用いて、腹部パッチ参照電極２１を基準にしてインピーダンス座標（１．０，２．０，１０．０）オームの部位として記録すると仮定する。こうしたインピーダンス座標は、名目上のスケール係数を用いて利用者のために変換して、位置座標（２５，５０，４００）ミリメートルを得る。生理食塩水の点滴または他の要因により、１時間後に患者の生体インピーダンスが２％だけ下がったと仮定する。補正を行わない場合、記録した解剖学的部位にカテーテル電極で再び戻ると、座標はここで（２４．５，４９．０，３９２．０）ミリメートルを示し、８ミリメートルのドリフトが起きているであろう。しかし、その生体インピーダンスのドリフトが、表面電極によって検出されるデータに登録されることになる。例えば、Ｐｍ（ｔ）はここで９．８オームとなる。したがって、カテーテル電極の座標データをＰａ／Ｐｍ（ｔ）（つまり、１．０２０４）だけスケール調整すると、カテーテル電極は確実にその元の正しい場所に位置付けされることになる。

本発明による生体インピーダンスのシフトをスケール調整する２番目の方法は、概ね前の実施態様と同じであるが、各軸または励振電極ダイポールのペアごとに別個のスケール係数を維持する点で異なる。生体インピーダンスのドリフトは基本的に一様であることが一般に見出されているが、生体インピーダンスのドリフトが測定空間全体にわたって一様でない場合にこの方法が好ましいものとなりうる。この場合、ダイポールの組合わせのそれぞれにおける測定インピーダンスの絶対値の平均値である、時間の関数としての値Ｐｍ（ｉ，ｔ）を計算できる。この方法では、それぞれのダイポールペアのＰｍ（ｉ，ｔ）（ここで「ｉ」はダイポール番号、または「インピーダンス番号」）を、ダイポールごとに表面電極でのインピーダンス測定値を平均して計算する。注目すべき点として、ダイポールごとに軸方向インピーダンスを最適に決定する上ですべての非励振表面電極を平均する必要はない。したがって、パッチインピーダンスの初期値Ｐａ（ｉ）およびパッチインピーダンスのその後の値Ｐａ（ｉ，ｔ）は、ダイポールごとに、そのダイポールに関して図３の表に従って電極データのみを平均して測定できる。

図３に示すように、左電極と背中電極との間の第１ダイポールＸａ−Ｙａ（０）の測定インピーダンスは、右電極（Ｘｂ）と首電極（Ｚａ）のデータを平均することによって得ることができる。このダイポールを図２Ａに示す。同様に、左電極と胸部電極との間の第２ダイポールＸａ−Ｙｂ（１）の測定インピーダンスも、右電極（Ｘｂ）と首電極（Ｚａ）のデータを平均することにより得ることができる。このダイポールを図２Ｂに示す。右電極と背中電極との間の励振される第３ダイポールＸｂ−Ｙａ（２）の測定インピーダンスは、左電極（Ｘｂ）と胸部電極（Ｙｂ）のデータを平均して得ることができる。このダイポールを図２Ｃに示す。右電極と胸部電極との間の励振される第４ダイポールＸｂ−Ｙｂ（３）の測定インピーダンスは、左電極（Ｘｂ）、背中電極（Ｙａ）および首電極（Ｙｂ）のデータを合わせて平均して得ることができる。このダイポールを図２Ｄに示す。首電極と背中電極との間の励振される第５ダイポールＺａ−Ｙａ（４）の測定インピーダンスは、左電極（Ｘａ）と右電極（Ｘｂ）のデータを合わせて平均して得ることができる。最後に、左脚電極と背中電極との間の励振される第６ダイポールＺｂ−Ｙａ（５）の測定インピーダンスは、胸部電極（Ｘａ）のみのデータを記録することにより最適に得ることができる。

生体インピーダンスのスケール調整は、体の表面電極を参照電極として用いる場合のインピーダンスの変化を補正する際に最大の効果が得られることになるが、そのようなスケール調整は心臓内の参照電極が使用される場合にも適用することができることに注目すべきである。後者の場合には、補正する誤差はとても小さい。

本発明のさまざまな実施態様をある程度詳細に、あるいは１つまたは複数の個別の実施態様を参照しながら上に説明してきたが、当業者なら本発明の精神または範囲を逸脱することなく、開示されている実施態様に多数の変更を加えることができるであろう。方向に言及している場合はすべて（例えば、近位、遠位、上方、下方、上向き、下向き、左、右、横方向、前、後、上部、下部、上、下、垂直、水平、時計方向、および反時計方向）、読者が本発明を理解するのを助けるため識別の目的で用いているだけであって、それらに限定されるわけではない。特に本発明の位置、向き、または使用に関してはそうである。結合に言及している場合（例えば、取り付けられた、連結された、結合された、接合された）、それらは大まかに解釈すべきであり、特に断りがなければ、要素の集合間の中間要素および要素間の相対運動も含まれうる。したがって、結合に関する言及は、２つの要素が直接結合していて互いに固定された関係にあることを必ずしも示すものではない。上記の説明に含まれているかまたは添付図面に示されている事柄はすべて、単なる説明のためのものであって制限するものと解釈すべきでないことを意図している。添付の特許請求の範囲に記載されている本発明の基本的要素を逸脱することなく、詳細または構成の変更を行うことができる。

１つまたは複数の電極の場所を特定して記録できる、心臓の電気生理学的検査または切除の手順を実行するためのシステムの概略図である。 ２Ａ〜２Ｄは、励振表面電極のダイポールペアの概略図である。 表面電極の特定のダイポールペアが励振されるときに検出器として使用される表面電極を示している表である。 電気回路として描かれた生体インピーダンスのドリフトの概略図である。

Claims (19)

1. 電気生理学研究においてインピーダンス測定値をスケール調整する方法であって、
   第１軸に沿って第１ダイポールを励振して患者の体を横切るように電界を形成し、
   前記電界に生じる少なくとも１つの生体インピーダンスを少なくとも１つの表面検出器に関して測定し、
   前記少なくとも１つの測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数Ｐｍ（ｔ）として連続的に計算し、
   前記少なくとも１つの測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値をＰａとして保存し、
   測定電極と参照電極との間のインピーダンス測定値にＰａ／Ｐｍ（ｔ）の比を乗じる、方法。
2. 前記少なくとも１つの表面検出器が複数の表面検出器を含み、
   前記計算ステップが、前記複数の表面検出器のそれぞれにおける前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として計算することをさらに含み、
   前記保存ステップが、前記複数の表面検出器のそれぞれにおける前記測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値を保存することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記励振ステップが、患者の体を横切る第２軸に沿って第２ダイポールを励振することをさらに含み、
   前記計算ステップが、前記第１ダイポールと前記第２ダイポールの両方に関して、前記少なくとも１つの表面検出器における前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として別々にＰｍ（ｔ，ｉ）として計算することをさらに含み、
   前記保存ステップが、前記第１ダイポールおよび前記第２ダイポールのそれぞれに関して、前記測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値を別々にＰａ（ｉ）として保存することをさらに含み、
   前記乗算ステップが、前記第１ダイポールおよび前記第２ダイポールのそれぞれに関して、前記測定電極におけるインピーダンス測定値にＰａ（ｉ）／Ｐｍ（ｔ，ｉ）のそれぞれの比を乗ずることをさらに含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記少なくとも１つの表面検出器が複数の表面検出器を含み、
   前記計算ステップが、前記複数の表面検出器のそれぞれにおける前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として計算することをさらに含み、
   前記保存ステップが、前記複数の表面検出器のそれぞれにおける前記測定された生体インピーダンスの絶対値の前記初期計算平均値を保存することをさらに含む、請求項３に記載の方法。
5. 前記第１軸および前記第２軸が互いに概ね直交している、請求項３に記載の方法。
6. 前記励振ステップが、患者の体を横切る第３軸に沿って第３ダイポールを励振することをさらに含み、
   前記計算ステップが、前記第１ダイポール、前記第２ダイポール、および前記第３ダイポールのそれぞれに関して、前記少なくとも１つの表面検出器における前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として別々にＰｍ（ｔ，ｉ）として計算することをさらに含み、
   前記保存ステップが、前記第１ダイポール、前記第２ダイポール、および前記第３ダイポールのそれぞれに関して、前記測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値を別々にＰａ（ｉ）として保存することをさらに含み、
   前記乗算ステップが、前記第１ダイポール、前記第２ダイポール、および前記第３ダイポールのそれぞれに関して、前記測定電極におけるインピーダンス測定値にＰａ（ｉ）／Ｐｍ（ｔ，ｉ）のそれぞれの比を乗ずることをさらに含む、請求項３に記載の方法。
7. 前記少なくとも１つの表面検出器が複数の表面検出器を含み、
   前記計算ステップが、前記複数の表面検出器のそれぞれにおける前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として計算することをさらに含み、
   前記保存ステップが、前記複数の表面検出器のそれぞれにおける前記測定された生体インピーダンスの絶対値の前記初期計算平均値を保存することをさらに含む、請求項６に記載の方法。
8. 前記第１軸、前記第２軸、および前記第３軸が互いに概ね直交している、請求項６に記載の方法。
9. 前記励振ステップが、患者の体上にある表面電極のペアを電気的に励振してそれぞれソースおよびドレインとして機能するようにすることを含む、請求項１に記載の方法。
10. 患者の体内の少なくとも１つの測定電極の位置を特定する方法であって、
    患者の体の表面に複数の表面電極を配置し、
    前記患者の体上にある前記複数の表面電極の第１ペアを電気的に励振してソースおよびドレインとして機能するようにし、
    前記励振された表面電極ペアの１つではない、前記複数の表面電極の少なくとも１つにおいて少なくとも１つのインピーダンス値を検出し、
    前記少なくとも１つの測定電極と参照電極との間のインピーダンスを測定することと、
    前記表面電極の第２ペアおよび前記表面電極の第３ペアに関して、励振、検出、および測定の各ステップを繰り返し、
    検出および測定の各ステップにおいて前記表面電極の少なくとも１つで検出されたインピーダンスを、
    前記少なくとも検出されたインピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数Ｐｍ（ｔ）として連続的に計算し、前記少なくとも１つの検出されたインピーダンスの絶対値の初期計算平均値をＰａとして保存し、前記少なくとも１つの測定電極と前記参照電極との間の前記インピーダンス測定値にＰａ／Ｐｍ（ｔ）の比を乗ずること、
    によりスケール調整し、
    前記患者の体内の前記少なくとも１つの測定電極の位置を前記スケール調整されたインピーダンスの関数として特定する、
    方法。
11. 前記計算ステップが、前記表面電極の前記第１ペア、前記表面電極の前記第２ペア、および前記表面電極の前記第３ペアのそれぞれに関して、前記少なくとも１つの表面検出器における前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として別々にＰｍ（ｔ，ｉ）として計算することをさらに含み、
    前記保存ステップが、それぞれについて前記測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値を別々にＰａ（ｉ）として保存することをさらに含み、
    前記乗算ステップが、前記表面電極の前記第１ペア、前記表面電極の前記第２ペア、および前記表面電極の前記第３ペアのそれぞれに関して、前記測定電極におけるインピーダンス測定値にＰａ（ｉ）／Ｐｍ（ｔ，ｉ）のそれぞれの比を乗ずることをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
12. 表面電極の第１ペア、第２ペア、および第３ペアのそれぞれの間のそれぞれの軸が互いに概ね直交している、請求項１０に記載の方法。
13. 前記検出ステップが、励振された電極ペアの１つではない前記複数の電極のそれぞれにおいてインピーダンス値を検出することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
14. 前記検出ステップが、前記励振された電極ペアの１つを含まない前記複数の電極のサブセットにおいてインピーダンス値を検出することをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
15. 前記参照電極が前記患者の体の中にある、請求項１０に記載の方法。
16. 前記参照電極が前記患者の体の表面にある、請求項１０に記載の方法。
17. 前記位置付けステップが、
    前記複数の電極を２つまたは３つの電極ペアに分類し、各電極ペアの電極間の軸が他の電極ペアの電極間の軸に概ね直交するように各電極ペアを配向する、
    ことをさらに含む、請求項１０に記載の方法。
18. ステップを実行するためのコンピューター実行可能命令を含むコンピューター読取可能媒体であって、
    ダイポール励振電界の影響下で患者の体の表面の少なくとも１つの検出電極で見られる少なくとも１つの生体インピーダンス測定値を保存するステップと、
    前記少なくとも１つの測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を連続的に時間の関数Ｐｍ（ｔ）として計算するステップと、
    前記少なくとも１つの測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値をＰａとして保存するステップと、
    測定電極と参照電極との間のインピーダンス測定値にＰａ／Ｐｍ（ｔ）の比を乗ずるステップと、
    を含む、コンピューター読取可能媒体。
19. 前記計算ステップが、複数のダイポール励振電界に関して、前記少なくとも１つの表面検出器における前記測定された生体インピーダンスの絶対値の平均値を時間の関数として別々にＰｍ（ｔ，ｉ）として計算することをさらに含み、
    前記保存ステップが、前記複数のダイポール励振電界のそれぞれに関して、前記測定された生体インピーダンスの絶対値の初期計算平均値を別々にＰａ（ｉ）として保存することをさらに含み、
    前記乗算ステップが、前記複数のダイポール励振電界のそれぞれに関して、前記測定電極におけるインピーダンス測定値にＰａ（ｉ）／Ｐｍ（ｔ，ｉ）のそれぞれの比を乗ずることをさらに含む、請求項１８に記載のコンピューター読取可能媒体。

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