JP2020025868A - 能動電流位置（ａｃｌ）における静電容量効果の低減 - Google Patents

能動電流位置（ａｃｌ）における静電容量効果の低減 Download PDF

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Abstract

【課題】電気カテーテルに基づいた位置測定を行うこと。【解決手段】位置追跡のための方法は、患者の臓器内の位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の第１のインピーダンス振幅を第１の電気周波数で測定することを含む。当該位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の第２のインピーダンス振幅が第２の電気周波数で測定される。測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、プローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅が推定される。臓器内のプローブの位置が、１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に基づいて推定される。【選択図】図１

Description

本発明は概して、生体内のプローブ位置を追跡することに関し、詳細には、電気カテーテルに基づいた位置測定に関する。
多くの医療処置で体内腔の空間的マッピングが必要とされる。例えば、米国特許出願公開第２０１１／０３０６８６７号は、血管体内腔に関する情報を判定するための方法及びシステムについて記載している。例示的な方法は、電気信号を生成することと、電気信号を血管体内腔の近傍の複数の励起要素に送達することと、送達された電気信号に応じて複数の感知素子から応答電気信号を測定することと、内腔寸法を決定することと、を含む。特定の実施形態は、複数周波数の電気信号を生成することを含む。別の実施形態は、複数の周波数で複数の応答信号を測定することを含む。更に他の実施形態は、励起要素の空間的多様性を使用することを含む。更に他の実施形態は、内腔寸法を決定するためにそのような測定値を較正及びディエンベディングするための方法を使用する。ガイドワイヤ、カテーテル、及びインプラントを含む、この方法を採用した診断装置も開示されている。
米国特許出願公開第２００６／００８５０４９号は、２つの電極間の組織に波形信号を印加することと、組織を通って伝達される信号の電気的特性を測定することと、を伴う、体内の組織を識別及び位置決定するためのシステム及び方法について記載している。電極の少なくとも一方は、組織の局所的な電気的特性が測定されるように領域が制約されている。このような局所的な電気的特性は、身体上を動かすことができる電極のアレイ又は電極を使用することによって対象の身体の部分にわたって決定される。コントローラがこのプロセスを実施し、測定されたデータに対して計算を実行して、測定された領域内の組織のタイプ及び位置を特定し、その結果をグラフの形で提示することができる。結果は、他の組織イメージング技術及び画像誘導システムと組み合わせることができる。
本発明の一実施形態は、患者の臓器内の位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の第１のインピーダンス振幅を第１の電気周波数で測定することを含む、位置追跡のための方法を提供する。当該位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の第２のインピーダンス振幅が第２の電気周波数で測定される。測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、プローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅が推定される。臓器内のプローブの位置が、１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に基づいて推定される。
いくつかの実施形態では、本方法は、プローブを挿入する前に、較正ツールを使用して、較正位置に配置された較正ツールと１つ以上の体表面電極との間の第１及び第２の電気周波数における一連の較正インピーダンス振幅を取得し、対応する較正位置を取得することを更に含む。取得された較正インピーダンス振幅に基づいて、較正ツールと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の較正ゼロ周波数インピーダンス振幅が推定される。プローブの位置を推定することは、プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較することを含む。
いくつかの実施形態では、本方法は、較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を補間して、１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に最もよく一致する１つ以上の補間されたゼロ周波数較正インピーダンス振幅を生成することを含む。
一実施形態では、本方法は、第１及び第２の電気周波数で測定された第１及び第２のインピーダンス振幅における容量性歪みを低減することを含む。
別の実施形態では、容量性歪みは、臓器内に配置された少なくとも別のプローブによって引き起こされる。
本発明の一実施形態によれば、メモリとプロセッサとを含む位置追跡システムが更に提供される。メモリは、（ｉ）患者の臓器内の位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間で第１の電気周波数で測定された１つ以上の第１のインピーダンス振幅、及び（ｉｉ）当該位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間で第２の電気周波数で測定された１つ以上の第２のインピーダンス振幅を保存するように構成されている。プロセッサは、測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、プローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定し、１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に基づいて、臓器内のプローブの位置を推定するように構成されている。
本発明は、以下の「発明を実施するための形態」を図面と併せて考慮すると、より完全に理解されよう。
本発明の一実施形態に基づく、ゼロ周波数インピーダンスに基づく能動電流位置（Active Current Location）（ＡＣＬ）追跡システムの概略描図である。 本発明の一実施形態に基づく、ゼロ周波数ＡＣＬ法の概略描図である。 本発明の一実施形態に基づく、ゼロ周波数ＡＣＬ法の概略描図である。 本発明の一実施形態に基づく、プローブの位置を推定するためのゼロ周波数ＡＣＬ法を概略的に示すフローチャートである。
概論
以下に記載される本発明の実施形態は、インピーダンスに基づくカテーテル位置追跡システム、及びインピーダンス振幅の値の偏位にかかわらず臓器内のプローブの位置を追跡することが可能な方法を提供する。インピーダンス振幅の値の偏位は、例えば、いくつかのプローブが臓器内に並列して存在する場合に生じ得、これにより、並行して容量性インピーダンスが大きくなる。これにより、測定されるインピーダンス振幅の値は、以下に述べるように、位置較正されたインピーダンス振幅の値に対して偏位する。
開示されるシステムは、偏位するインピーダンス振幅を位置較正されたインピーダンス振幅に再トレースすることにより１つ以上のプローブの位置を正確に決定することが可能である。この目的を実現するために、本システムは、以下に更に述べるように、各プローブ位置において、単一の電気的周波数ではなく、２つ以上の異なる電気的周波数におけるインピーダンス振幅を最初に測定する。
インピーダンスに基づいたカテーテル位置追跡システムの例としては、能動電流位置（Active Current Location）（ＡＣＬ）インピーダンスに基づく位置追跡方法を適用するＣａｒｔｏ（登録商標）３システム（Ｂｉｏｓｅｎｔ−Ｗｅｂｓｔｅｒ製、Ｉｒｖｉｎｅ、Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）がある。ＡＣＬ方法によれば、プロセッサは、カテーテルの遠位端に取り付けられた電極と、患者の皮膚に取り付けられた表面電極と、の間で測定される、位置を示すインピーダンス振幅を受信する。Ｃａｒｔｏ（登録商標）３システムのプロセッサは、測定されたインピーダンス振幅及び保存された位置較正されたインピーダンス振幅の両方に基づいて、患者の臓器内のカテーテルの位置を推定する。
インピーダンス振幅の位置較正は、磁気信号又はイメージングに基づくものなどの、別のより正確な位置追跡方法を用いて実行される。このような較正において、位置追跡システム（ａ）は、体内位置の一連の座標を測定し、（ｂ）較正ツールを使用して、それぞれの位置におけるそれぞれのインピーダンス振幅を測定し、（ｃ）各測定された座標を対応する測定されたインピーダンス振幅に結びつける関係式を導出する（すなわち、測定されたインピーダンス振幅をそれぞれの座標と相関させる）ことによって、測定されたインピーダンス振幅を較正し、（ｄ）較正インピーダンス振幅及びそれぞれの位置座標（以下、「較正位置」とも呼ぶ）をメモリに保存する。いくつかの実施形態では、位置追跡システムは、例えば較正ツールの遠位端に取り付けられた磁気位置センサを使用して、較正ツールを適用して工程（ａ）を実行する。
その後、例えば、調査セッションの間に、プロセッサは、プローブによって測定されたインピーダンス振幅（以下、「プローブインピーダンス振幅」と呼ぶ）を、保存された較正インピーダンス振幅と相関させる（すなわち、ＡＣＬ法を使用する）ことによってプローブの位置を追跡し、保存された一連の座標に基づいて未知の位置の対応する座標を推定する。
しかしながら、場合により、従来のＡＣＬ法は、複数のプローブが並行して心臓に挿入される場合などに困難が生ずる場合がある。複数のプローブが同時に存在することで、較正ツールが曝露される電気的条件に対して、各プローブが曝露される電気的条件が変化する。具体的には、複数のプローブの挿入によって、容量性インピーダンスが並行して増加し得る。その結果、プローブのいずれかによって測定されるインピーダンス振幅は通常、較正の間に較正ツールによって測定される値よりも低い値に偏位することになる。そのような場合、プローブのいずれかの正確な位置は、（偏位している）インピーダンス振幅を較正されたインピーダンス振幅と比較することによって推定することはできない。
偏位しているインピーダンス振幅を使用して位置を追跡するために、本発明の実施形態は、インピーダンスのオーム成分（「ＤＣインピーダンス」又は「ゼロ周波数インピーダンス」とも呼ぶ）を推定し利用する。インピーダンスのどの並列容量性成分もゼロ周波数で減少する（すなわち、開回路になる）ため、ゼロ周波数のインピーダンスは、並列容量性インピーダンスの存在によって影響されない。したがって、本発明の各実施形態では、プロセッサは、ゼロ周波数プローブインピーダンスＺＰＴ（０）を、保存されたゼロ周波数較正インピーダンスＺＣａｌ（０）と相関させてプローブの位置を正確に推定する。開示される方法は、以下「ゼロ周波数ＡＣＬ」と呼称する。
上で述べたように、ゼロ周波数インピーダンスを導出するには、１つは第１の電気周波数における、もう１つは第２の電気周波数における、２つの異なる較正インピーダンス振幅を較正段階において測定する。この二重の周波数測定値を使用して、プロセッサは、例えば、インピーダンス振幅の周波数依存性をＤＣに対して外挿することによって、位置較正されたゼロ周波数インピーダンスＺＣａｌ（０）を導出する。この後、プローブ追跡段階において、プローブインピーダンス振幅も第１の電気周波数及び第２の電気周波数で測定される。これらの測定値を使用して、以下で更に説明するように、プロセッサは、プローブゼロ周波数インピーダンスＺＰＴ（０）を導出する。
一実施形態では、プロセッサは、ゼロ周波数較正インピーダンスにわたって補間を行い、ゼロ周波数プローブインピーダンスに最もよく一致する補間値を見つける。次に、プロセッサは、それぞれの測定位置にわたった補間に基づいて、プローブのそれぞれの補間された位置を推定する。任意選択的な一実施形態では、較正インピーダンス振幅及びプローブインピーダンス振幅を１つ以上の追加の周波数で（例えば、第３の周波数で）測定することで、例えば向上した精度を有するそれぞれのゼロ周波数インピーダンスが導出される。
開示されたゼロ周波数ＡＣＬインピーダンスに基づく位置追跡方法及びシステムを用いることで、プロセッサは、測定値を歪める容量効果の存在にかかわらず、臓器内のプローブの位置を正確に推定することができる。この技術は、例えば、複数のプローブが患者臓器内に同時に存在する手技において有用である。別の例として、この技術は、ケーブルパッチ間（例えば、高電圧を保持するケーブルと低電圧を保持するケーブルとの間）のグループ結合を緩和するうえで有用である。開示される技術は、更なる位置追跡技術を必要とすることなく、複数のプローブの追跡を可能とする。この利点は、心臓カテーテル法で使用されるものなどの、マルチプローブに基づく調査並びに治療システム及び手技を単純化することができる。
システムの説明
図１は、本発明の一実施形態に基づく、ゼロ周波数インピーダンスに基づく能動電流位置（Active Current Location）（ＡＣＬ）の位置検知システム３６の概略的描図である。ＡＣＬシステム３６は、挿入図２５に見られるように、シャフト２２の遠位端に取り付けられたプローブ遠位端３０の位置を決定するために使用される。遠位端３０は、医師５６によって、患者３９の心臓３８などの臓器内に挿入される。
通常、プローブの遠位端３０は、心臓内の電位をマッピングするなどの診断を実行して、不整脈が発生し得る、又は不整脈がそこを通って伝播し得る場所を特定するように構成されている。そうした目的のために、遠位端３０は、複数の遠位電極３２を備えている。遠位電極３２は、コンソール２４に含まれるプロセッサ４６に接続された駆動回路４４にシャフト２２を介して配線によって接続され、駆動回路４４は、プロセッサ４６の命令にしたがって遠位電極３２を駆動する。
挿入図２５に見られるように、心臓３８内には追加のプローブ２９が存在し、そのため、電極３２を使用して測定されたインピーダンス振幅が偏位する（例えば、較正段階において同じ位置で測定されたインピーダンス振幅よりも低くなる）。上に述べたように、より低いインピーダンス振幅（電極３２を使用して感知されたもの）は、開示されるゼロ周波数ＡＣＬ法によってゼロ周波数インピーダンスに再トレースされない場合には電極３２の誤った位置を示すことになる。
信号を受信するための６個の体表面電極が患者の皮膚に取り付けられているが、これらを以下ではＡＣＬパッチ６０、６２、６４、６６、６８、及び７０、又はまとめて以下で「ＡＣＬパッチ６０Ｐ」と呼称する。図から分かるように、ＡＣＬパッチ６０Ｐは、患者３９の胸部で心臓３８の周囲に配置されている。インピーダンス振幅を導出するための信号は、ケーブル３９を介してワイヤによってＡＣＬパッチ６０Ｐに接続された駆動回路４４に通される。いくつかの実施形態では、駆動回路４４は、２つ以上の異なる電気周波数で信号（すなわち、電流及び／又は電圧）を生成するように構成されている。遠位電極３２は、これらの信号によって、２つ以上の異なる電気周波数で駆動されるように構成されている。ＡＣＬパッチ６０Ｐは、得られた信号を受信するように構成されている。２つ以上の周波数での信号は、当該技術分野では既知の多重化及び逆多重化技術を使用して、同時に又は別々に適用及び測定することができる。
一実施形態では、６個のＡＣＬパッチ６０Ｐのそれぞれは、遠位電極３２に対するインピーダンス振幅を測定するために使用される。測定されたインピーダンス振幅は、１つ以上の遠位電極３２の位置を示す。いずれの追加のプローブ２９も存在しない場合、プロセッサ４６は、保存された一連の較正インピーダンス振幅及び測定されたそれぞれの位置に基づいて、心臓３８内の電極３２のそれぞれの位置を推定する（すなわちＡＣＬ法）。駆動回路４４は、心臓３８の内部の遠位電極３２のそれぞれの位置を示すことができるディスプレイ５２を駆動する。
追加のプローブ２９が存在する場合、測定されたインピーダンス振幅は偏位し、通常は較正されたインピーダンス振幅よりも低くなる。また、ゼロ周波数インピーダンスを偏位しているインピーダンスから導出するための開示されるゼロ周波数ＡＣＬ法を使用し、保存された一連のゼロ周波数較正インピーダンス振幅に基づいて、プロセッサ４６は、以下に述べるように、心臓３８の内部の遠位電極３２のそれぞれの位置を正確に推定する。
ＡＣＬシステム３６を較正されたインピーダンスと組み合わせて使用する電極位置検知の方法は、様々な医療用途、例えば、開示内容を参照によっていずれも本明細書に援用するところの米国特許第７，７５６，５７６号、同第７，８６９，８６５号、同第７，８４８，７８７号、及び同第８，４５６，１８２号に詳細に記載されるＢｉｏｓｅｎｓｅ−Ｗｅｂｓｔｅｒにより製造される一部のＣＡＲＴＯ（商標）システムで実施されている。ＡＣＬパッチの数は６個よりも多くてもよいが、６個のＡＣＬパッチの使用を例として説明する。
プロセッサ４６は、通常は、ＡＣＬパッチ６０Ｐ及び／又は遠位電極３２からの信号を受信するのに適したフロントエンドのインターフェース回路、並びに適切な信号処理回路を備えた汎用コンピュータである。プロセッサ４６は、本明細書に述べられる機能を実施するようにソフトウェアにプログラムされる。ソフトウェアは、例えばネットワーク上で、コンピュータに電子形態でダウンロードしてもよいし、又は代替的に若しくは付加的に、磁気メモリ、光学メモリ若しくは電子メモリなどの、非一過性の有形媒体上で提供及び／若しくは記憶されてもよい。
通常、システム３６は他の要素を含むが、それらは、簡潔にするため図には示されておらず、必要に応じて以下の説明で言及される。例えば、システム３６は、ＥＣＧ同期信号をコンソール２４に供給するために、１つ以上の体表面のＥＣＧ電極からの信号を受信するように接続されたＥＣＧモニタを含んでもよい。別の例として、システム３６は、アブレーションカテーテル及び／又は更なる検知カテーテルのような１つ以上の更なるカテーテルを含んでもよいが、これらは述べたように明瞭化のために示されていない。
図１に示されるシステム３６は、あくまで概念を明確化する目的で選択されたものに過ぎない。代替的な実施形態では、インピーダンス振幅は、例えば、対になったパッチ６０Ｐ間に電圧勾配を印加し、電極３２を使用して（例えば、Ｂｉｏｓｅｎｔ−Ｗｅｂｓｔｅｒ製のＣａｒｔｏ（登録商標）４システムの使用により）、心臓３８で誘導される電圧を測定する位置追跡システムによって導出することができる。一般に、本発明の実施形態は、位置の指標である変調された電気信号を使用する任意のカテーテルに基づいた位置検知方法に適用することができる。
更なる種類のカテーテル又はその他の体内装置を、それ自体で、又は無線周波数アブレーションカテーテルのような治療装置と組み合わせて他の目的に並行して使用してもよい。
位置検知システム３６は、プローブ３０と同様のプローブとともに他の臓器で使用されてもよい。
ＡＣＬにおける静電容量効果の低減
図２Ａ及び２Ｂは、本発明の一実施形態に基づく、ゼロ周波数ＡＣＬ法の概略的描図である。説明の簡略化のため、図は、単一のインピーダンス振幅曲線の単一のゼロ周波数成分を示している。実際には、１つ以上の第１のインピーダンス振幅が、第１の電気周波数で、また、それぞれ第２の電気周波数で（例えば、ｘ、ｙ、及びｚ軸のそれぞれについて）測定される。１つ以上のインピーダンス振幅は、プローブが臓器内の位置に位置している間の１つ以上の遠位電極３２と、１つ以上の体表面電極６０Ｐと、の間で測定される。次いで、測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、プロセッサ４６は、プローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のゼロ周波数インピーダンスを推定する。最後に、プロセッサは、例えば、１つ以上のゼロ周波数インピーダンスを、保存された一連の位置較正されたゼロ周波数インピーダンスと１つずつ相関させることにより、１つ以上のゼロ周波数インピーダンスに基づいて臓器内のプローブの位置を推定する。
図２Ａは、心臓３８内の未知の位置にある遠位端３０の電極３２を使用して電気周波数ω０，｜ＺＰＴ（ω０）｜にて測定されたプローブインピーダンス振幅４０ａを示す。測定されたインピーダンス振幅は、心臓内の他のプローブの存在のため、較正の間に同じ位置で較正ツールによって測定されたインピーダンス振幅５０ａ（すなわち、｜ＺＣａｌ（ω０）｜）よりも一般的に低い。示された差｜ΔＺ｜は未知であり、したがって、単一の電気周波数における測定値から較正インピーダンス振幅５０ａにプローブインピーダンス振幅４０ａを再トレースすることはできない。
図から分かるように、インピーダンス振幅４０ａ（すなわち｜ＺＰＴ（ω０）｜）は、｜ＺＰＴ（ω）｜の周波数依存性の組織成体インピーダンス振幅曲線４０上にある。一般に、組織インピーダンス振幅曲線｜Ｚ（ω）｜は、静電容量Ｃと直列の抵抗Ｒ２と並行して接続された抵抗Ｒ１で構成された等価な電気回路を使用して概略的に示すことができる。
Figure 2020025868
ゼロ周波数及び無限周波数では、｜Ｚ（ω）｜は、静電容量Ｃとは独立しており、それぞれ、Ｒ１及びＲ１Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２）に等しい。経験的に、心臓組織のインピーダンス振幅｜Ｚ（ω）｜は、ゼロ周波数で約３００Ωから無限周波数で約１００Ωにまで低下する。したがって、生体インピーダンス振幅の対応する簡略化された表現は、例えば、下式により与えられる。
Figure 2020025868
 式中、Ｒはオーム成分であり、ωＣは生体インピーダンスの容量性成分であり、αは、上記の３００Ω及び１００Ωの値について、α＝３として経験的に決定することができる。式２によれば、｜Ｚ（ω）｜は、静電容量Ｃの単調減少関数である。したがって、任意の最終的な周波数ω＞０について、例えばより多くのプローブを挿入することによる生体環境の静電容量の増加は、｜Ｚ（ω）｜を特定の値｜ΔＺ｜だけ低下させる。図２Ａに関しては、上で述べたように、偏位するプローブインピーダンス振幅から、プロセッサが、位置較正されたインピーダンス振幅と高い信頼度で相関させることができる値を再トレースすることが課題である。
図２Ａは、心臓３８内の同じ位置ｒについて導出されたゼロ周波数プローブインピーダンス４００及びゼロ周波数較正インピーダンス５００を示している。図から分かるように、２つのインピーダンスは、ω＞０において曲線５０から曲線４０が偏位しているにもかかわらず等しい。本発明の実施形態は、上記のゼロ周波数インピーダンスＲ＝Ｚ（０）が、例えば複数のプローブの存在によって並列の静電容量が導入された場合に変化しないことを利用している。したがって、Ｚ（０）は、追跡システムが較正において、更にその後、プローブ追跡セッションにおいて導出する心臓内の特定の未知の位置ｒの再現可能な特性である。
図２Ｂは、心臓３８内の３つの異なる座標に対応する、導出されたゼロ周波数位置較正インピーダンス５００、５１０、及び５２０のいくつかの可能な値を例示したものである。未知の位置について導出されたゼロ周波数プローブインピーダンス４００は、例として、以下で更に述べるように、ゼロ周波数インピーダンス５００、５１０、及び５２０のうちの１つと相関し得る。
ゼロ周波数インピーダンス５００、５１０、及び５２０は、プロセッサにより、較正段階においてそれぞれのインピーダンス曲線５０、５１、及び５２上にみられる２つの異なる周波数ω０及びω１で測定されたインピーダンスを代入し、２つの変数を有する２つの方程式のセットを解くことにより式２から導出される（グローバルパラメータαは経験的に求められる）。
上に述べたように、プロセッサは、プローブ位置の座標がゼロ周波数較正インピーダンス５００に対応する位置座標と同じであると結論付ける。これにより、プロセッサは未知の位置ｒを容易に特定し、位置ｒにゼロ周波数較正インピーダンス５００とともに保存された正しい座標を割り当てる。
任意選択的な一実施形態では、較正されたインピーダンス及びプローブインピーダンスは、αの先験的な値を求めることなく式２を解くために、１つ以上の追加の周波数で（例えば、第３の周波数で）測定される。いずれにしても、プロセッサは、対応する曲線｜Ｚ（ω）｜を計算し（式２を解く）、その後、式２にω＝０を代入することによってゼロ周波数インピーダンス値を導出する。
図２Ａ及び図２Ｂに示される例は、あくまで概念を明確化する目的で選択されたものに過ぎない。追加的な又は代替的な計算工程を行ってもよい。例えば、任意選択的な一実施形態では、プロセッサは、ゼロ周波数プローブインピーダンスＺＰＴ（０）に最もよく一致する１つ以上の補間されたゼロ周波数較正インピーダンスＺ＊ Ｃａｌ（０）を計算して、未知の位置ｒに、正しい補間された対応する位置を割り当てる。
図３は、本発明の一実施形態に基づく、プローブの位置を推定するためのゼロ周波数ＡＣＬ法を概略的に示すフローチャートである。このプロセスは、ゼロ周波数ＡＣＬ較正段階９０で開始し、その後、システムはゼロ周波数ＡＣＬ追跡段階９２で作動される。
いくつかの実施形態では、追跡を行うためのプローブを挿入する前に較正ツールが挿入され、較正位置に配置されている較正ツールと、第１及び第２の電気周波数における１つ以上の体表面電極６０Ｐと、の間の一連の較正ゼロ周波数インピーダンス振幅、並びに対応する較正位置を取得する。
プロセッサ４６は、取得された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、較正ツールと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のゼロ周波数インピーダンス振幅を推定する。
較正段階９０では、プロセッサ４６は、一連のゼロ周波数インピーダンス｛ＺＣａｌ（０）｝位置と心臓３８の一連の対応する位置とを相関させる（すなわち、それぞれの測定された位置でのゼロ周波数較正インピーダンスを導出することによって）。
較正段階９０は、位置追跡システム３６が、位置測定工程７２において心臓３８内の位置を正確に測定することで開始する。これと並行して、システム３６は、インピーダンス取得工程７４において、その位置で、２つの周波数におけるそれぞれの較正インピーダンス振幅を測定する。較正インピーダンス振幅に基づいて、プロセッサ４６は、インピーダンス導出工程７６において、複数の対応するゼロ周波数較正インピーダンス｛ＺＣａｌ（０）｝を導出する。次に、プロセッサ４６は、インピーダンス較正工程７８において、導出された複数のゼロ周波数較正インピーダンスを対応する位置と相関させる。保存工程８０において、プロセッサ４６は、複数のゼロ周波数較正インピーダンスを、測定された位置の対応する座標とともにメモリ内に保存する。このプロセスは、心臓３８の一部分が位置較正されるまで、異なる較正された位置に関して繰り返される。
追跡段階９２では、臓器内に複数のプローブが存在し、これによりプローブ３０によって測定されるインピーダンスが低下する。このインピーダンスの低下（すなわち、偏位）は、プローブインピーダンス振幅の測定工程８２において２つの周波数で再び測定される。次いで、プロセッサ４６は、導出工程８４において、測定されたプローブインピーダンス振幅から、ゼロ周波数プローブインピーダンス｛ＺＰＴ（０）｝を導出する。次いで、プロセッサ４６は、位置取得工程８６において、較正結果の中で特定の未知の位置のインピーダンス振幅と最も相関したゼロ周波数インピーダンスを有する位置を見つける。そのために、プロセッサ４６は、ゼロ周波数プローブインピーダンスを、工程８０においてメモリに保存されたゼロ周波数較正インピーダンスと相関させて、｛ＺＰＴ（０）｝と最もよく相関した（すなわち、一連の｛ＺＰＴ（０）｝の各成分についてＺ＊ Ｃａｌ（０）≒ＺＰＴ（０）を有する）ゼロ周波数較正インピーダンス｛Ｚ＊ Ｃａｌ（０）｝，｛Ｚ＊ Ｃａｌ（０）｝⊆｛ＺＣａｌ（０）｝位置を見つけ、次いで、｛Ｚ＊ Ｃａｌ（０）｝に対応する測定位置を取得する。最後に、プロセッサ４６は、位置表示工程８８において、較正結果に基づいて未知の特定の位置を推定する。一実施形態では、｛Ｚ＊ Ｃａｌ（０）｝は、一連の｛ＺＣａｌ（０）｝位置に含まれる値の間の補間の結果であり、プロセッサ４６は、測定された位置の間で対応する補間位置を計算する。任意選択的な一実施形態では、プロセッサ４６は、工程８８において推定されたプローブ３０の位置をディスプレイ５２上に表示する。
図３に示されるフローチャートの例は、あくまで概念を明確化する目的で選択されたものに過ぎない。例えば、追跡中の信号の取得及びそれらの分析は、少なくとも部分的に並行して実行することができる。
上に述べた実施形態は例として挙げたものであり、本発明は上に具体的に示し説明したものに限定されない点が理解されよう。むしろ、本発明の範囲は、上述の様々な特徴の組み合わせ及びその一部の組み合わせの両方、並びに上述の説明を読むことで当業者により想到されるであろう、また従来技術において開示されていないそれらの変形及び修正を含むものである。参照により本特許出願に組み込まれた文献は、いずれかの用語がこれらの組み込まれた文献において、本明細書で明示的又は暗示的になされた定義と矛盾して定義されている場合には、本明細書における定義のみを考慮するものとする点を除き、本出願の不可欠な一部とみなすものとする。
〔実施の態様〕
（１） 位置追跡方法であって、
患者の臓器内の位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の第１のインピーダンス振幅を第１の電気周波数で測定することと、
前記位置に配置された前記プローブと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の第２のインピーダンス振幅を第２の電気周波数で測定することと、
前記測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、前記プローブと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定することと、
前記１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に基づいて、前記臓器内の前記プローブの前記位置を推定することと、を含む、方法。
（２） 前記プローブを挿入する前に、較正ツールを使用して、較正位置に配置された前記較正ツールと前記１つ以上の体表面電極との間の前記第１及び第２の電気周波数における一連の較正インピーダンス振幅を取得し、更に、対応する較正位置を取得することと、
前記取得された較正インピーダンス振幅に基づいて、前記較正ツールと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を推定することと、を含み、
前記プローブの前記位置を推定することが、前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較することを含む、実施態様１に記載の方法。
（３） 前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較することが、前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を補間して、前記１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に最もよく一致する１つ以上の補間されたゼロ周波数較正インピーダンス振幅を生成することを含む、実施態様２に記載の方法。
（４） 前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定することが、前記第１及び第２の電気周波数で測定された前記第１及び第２のインピーダンス振幅の容量性歪みを低減することを含む、実施態様１に記載の方法。
（５） 前記容量性歪みが、前記臓器内に配置された少なくとも別のプローブによって引き起こされる、実施態様４に記載の方法。
（６） 位置追跡システムであって、
（ｉ）患者の臓器内の位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間で第１の電気周波数で測定された１つ以上の第１のインピーダンス振幅、及び（ｉｉ）前記位置に配置された前記プローブと前記１つ以上の体表面電極との間で第２の電気周波数で測定された１つ以上の第２のインピーダンス振幅を保存するように構成されたメモリと、
プロセッサであって、
前記測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、前記プローブと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定し、
前記１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に基づいて、前記臓器内の前記プローブの前記位置を推定するように構成された、プロセッサと、を含む、位置追跡システム。
（７） 前記プロセッサが、
前記プローブを挿入する前に、較正ツールから較正位置に配置された前記較正ツールと前記１つ以上の体表面電極との間の前記第１及び第２の電気周波数における一連の較正インピーダンス振幅を取得し、更に、対応する較正位置を取得し、
前記取得された較正インピーダンス振幅に基づいて、前記較正ツールと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を推定し、
前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較することにより、前記プローブの前記位置を推定するように構成されている、実施態様６に記載のシステム。
（８） 前記プロセッサが、前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を補間することによって前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較して、前記１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に最もよく一致する１つ以上の補間されたゼロ周波数較正インピーダンス振幅を生成するように構成されている、実施態様７に記載のシステム。
（９） 前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定するうえで、前記プロセッサが、前記第１及び第２の電気周波数で測定された前記第１及び第２のインピーダンス振幅の容量性歪みを低減するように構成されている、実施態様６に記載のシステム。
（１０） 前記容量性歪みが、前記臓器内に配置された少なくとも別のプローブによって引き起こされる、実施態様９に記載のシステム。

Claims (5)

  1. 位置追跡システムであって、
    （ｉ）患者の臓器内の位置に配置されたプローブと１つ以上の体表面電極との間で第１の電気周波数で測定された１つ以上の第１のインピーダンス振幅、及び（ｉｉ）前記位置に配置された前記プローブと前記１つ以上の体表面電極との間で第２の電気周波数で測定された１つ以上の第２のインピーダンス振幅を保存するように構成されたメモリと、
    プロセッサであって、
    前記測定された第１及び第２のインピーダンス振幅に基づいて、前記プローブと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定し、
    前記１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に基づいて、前記臓器内の前記プローブの前記位置を推定するように構成された、プロセッサと、を含む、位置追跡システム。
  2. 前記プロセッサが、
    前記プローブを挿入する前に、較正ツールから較正位置に配置された前記較正ツールと前記１つ以上の体表面電極との間の前記第１及び第２の電気周波数における一連の較正インピーダンス振幅を取得し、更に、対応する較正位置を取得し、
    前記取得された較正インピーダンス振幅に基づいて、前記較正ツールと前記１つ以上の体表面電極との間の１つ以上の較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を推定し、
    前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較することにより、前記プローブの前記位置を推定するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
  3. 前記プロセッサが、前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅を補間することによって前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を前記較正ゼロ周波数インピーダンス振幅と比較して、前記１つ以上のプローブゼロ周波数インピーダンス振幅に最もよく一致する１つ以上の補間されたゼロ周波数較正インピーダンス振幅を生成するように構成されている、請求項２に記載のシステム。
  4. 前記プローブゼロ周波数インピーダンス振幅を推定するうえで、前記プロセッサが、前記第１及び第２の電気周波数で測定された前記第１及び第２のインピーダンス振幅の容量性歪みを低減するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
  5. 前記容量性歪みが、前記臓器内に配置された少なくとも別のプローブによって引き起こされる、請求項４に記載のシステム。
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