JP2022535134A - 体内で位置特定を実行するためのシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

本明細書は、患者内で位置特定を実行するためのシステム及び方法を提供する。体内の位置特定の方法は、少なくとも１つのデータ記憶装置に結合された少なくとも１つのプロセッサを提供し、体内の位置特定座標系を、少なくとも１つのプロセッサによって第１の位置特定モードを実行することにより確立及び較正し、位置特定座標系を少なくとも１つのプロセッサによって第２の位置特定モードを実行することにより再較正し、位置特定座標系内のデバイスを、第１の位置特定モード及び第２の位置特定モードを使用し、少なくとも１つのプロセッサによって位置特定することを含む。第１の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードであり得て、第２の位置特定モードは、磁気ベースの局在化モードであり得て、又はその逆であり得る。

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、「Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｗｉｔｈｉｎ ａ Ｂｏｄｙ」と題して、２０１９年６月４日に出願された米国仮特許出願第６２／８５７，０５５号に対する優先権を主張するものであり、これは参照によりその全体が本明細書に組み込まれる。

本出願は、優先権を主張していないが、「Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｎｇ Ｐａｔｉｅｎｔ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ」と題して、２０１８年１１月９日に出願された米国仮出願第６２／７５７，９６１号に関連する可能性があり、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ」と題して、２０１８年５月８日に出願された米国仮出願第６２／６６８，６５９号に関連する可能性があり、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、優先権を主張していないが、「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｒｅｃｏｇｎｉｚｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎｓ」と題して、２０１８年１月２１日に出願された米国仮出願第６２／６１９８９７号、及び「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｉｄｅｎｔｉｆｙｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎｓ」と題して、２０１８年５月８日に出願された米国仮出願第６２／６６８，６４７号に関連する可能性があり、これらの各々は参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、優先権を主張していないが、「Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｆｏｒｃｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ」と題して、２０１７年１０月１１日に出願された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／０５６０６４号に関連する可能性があり、特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／０５６０６４号は、「Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｆｏｒｃｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ」と題して、２０１６年１０月１１日に出願された米国仮出願第６２／４０６，７４８号、及び「Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｆｏｒｃｅ Ｃｏｎｔｒｏｌ」と題して、２０１７年５月２０日に出願された米国仮出願第６２／５０４，１３９号に対する優先権を主張するものであり、これらの各々は参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１８年１０月３１日に出願された米国出願第１６／０９７，９５５号に関連する可能性があり、米国出願第１６／０９７，９５５号は「Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１７年５月３日に出願され、国際公開第２０１７／１９２７６９号パンフレットとして公開された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／０３０９１５号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、国際公開第２０１７／１９２７６９号パンフレットは「Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｄｉｓｐｌａｙ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１６年５月３日に出願された米国仮出願第６２／３３１，３５１号の優先権を主張し、これらは各々が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｔｈｅｔｅｒ，Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｓｅｓ ｏｆ Ｓａｍｅ，Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｕｓｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ」と題して２０１８年６月１９日に出願された米国出願第１６／０１２，０５１号に関連する可能性があり、米国出願第１６／０１２，０５１号は「Ｃａｔｈｅｔｅｒ，Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｓｅｓ ｏｆ Ｓａｍｅ，Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｕｓｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ」と題して２０１５年２月２０日に出願された米国特許第１０，００４，４５９号の継続出願であり、米国特許第１０，００４，４５９号は「Ｃａｔｈｅｔｅｒ，Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｓｅｓ ｏｆ Ｓａｍｅ，Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｕｓｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ」と題して２０１３年８月３０日に出願され、国際公開第２０１４／０３６４３９号パンフレットとして公開された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／０５７５７９号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、国際公開第２０１４／０３６４３９号パンフレットは「Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｄｉａｇｎｏｓｉｎｇ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｉｎｇ Ｈｅａｒｔ Ｔｉｓｓｕｅ」と題して２０１２年８月３１日に出願された米国特許仮出願第６１／６９５，５３５号の優先権を主張し、これらは各々が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ｗｉｔｈ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ Ｂｏａｒｄ（ＰＣＢ）Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐａｔｈｗａｙｓ」と題して２０１５年７月２３日に出願された米国特許出願第１４／７６２，９４４号に関連する可能性があり、米国特許出願第１４／７６２，９４４号は「Ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ｗｉｔｈ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ Ｂｏａｒｄ（ＰＣＢ）Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐａｔｈｗａｙｓ」と題して２０１４年２月７日に出願され、国際公開第２０１４／１２４２３１号パンフレットとして公開された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／０１５２６１号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、国際公開第２０１４／１２４２３１号パンフレットは「Ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ｗｉｔｈ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ Ｂｏａｒｄ（ＰＣＢ）Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐａｔｈｗａｙｓ」と題して２０１３年２月８日に出願された米国特許仮出願第６１／７６２，３６３号の優先権を主張し、これらは各々が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１８年６月２１日に出願された米国特許出願第１６／０１４，３７０号に関連する可能性があり、米国特許出願第１６／０１４，３７０号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１７年２月１７日に出願された米国特許出願第１５／４３５，７６３号の継続出願であり、米国特許出願第１５／４３５，７６３号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１５年９月２５日に出願された米国特許第９，６１０，０２４号の継続出願であり、米国特許第９，６１０，０２４号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１４年１１月１９日に出願された米国特許第９，１６７，９８２号の継続出願であり、米国特許第９，１６７，９８２号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１４年１２月２３日に発行された米国特許第８，９１８，１５８号（以下’１５８号特許）の継続出願であり、１５８号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１４年４月１５日に発行された米国特許第８，７００，１１９号（以下’１１９号特許）の継続出願であり、１１９号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２０１３年４月９日に発行された米国特許第８，４１７，３１３号（以下’３１３号特許）の継続出願であり、３１３号は「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎｉｎｇ ａｎｄ Ｐｒｅｓｅｎｔｉｎｇ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｃｈａｒｇｅ ａｎｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌｓ」と題して２００７年８月３日に出願され、国際公開第２００８／０１４６２９号パンフレットとして公開されたＰＣＴ出願第ＣＨ２００７／０００３８０号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、国際公開第２００８／０１４６２９号パンフレットは２００６年８月３日に出願されたスイス特許出願第１２５１／０６号の優先権を主張しており、これらは各々が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１８年１月２９日に出願された米国特許出願第１５／８８２，０９７号に関連する可能性があり、米国特許出願第１５／８８２，０９７号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１６年１２月２５日に出願された米国特許第９，９１３，５８９号の継続出願であり、米国特許第９，９１３，５８９号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１５年１０月１９日に出願された米国特許第９，５０４，３９５号の継続出願であり、米国特許第９，５０４，３９５号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１３年７月１９日に出願された米国特許第９，１９２，３１８号の継続出願であり、米国特許第９，１９２，３１８号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１３年８月２０日に発行され、米国特許第２０１０／０２９８６９０号（以下’６９０公報）として公開された米国特許第８，５１２，２５５号の継続出願であり、６９０公報は「Ａ Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２００９年１月１６日に出願され、国際公開第２００９／０９０５４７号パンフレットとして公開された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＩＢ２００９／００００７１号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、国際公開第２００９／０９０５４７号パンフレットは２００８年１月１７日に出願されたスイス国特許出願第０００６８／０８号の優先権を主張しており、これらは各々が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１８年３月２０日に出願された米国出願第１５／９２６，１８７号に関連する可能性があり、米国出願第１５／９２６，１８７号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１７年８月８日に出願された米国特許第９，９６８，２６８号の継続出願であり、米国特許第９，９６８，２６８号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して２０１３年９月６日に出願された米国特許第９，７５７，０４４号の継続出願であり、米国特許第９，７５７，０４４号は「Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ」と題して、国際公開第２０１２／１２２５１７号パンフレット（以下’５１７号公報）として公開された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１２／０２８５９３号の米国特許法３７１条の国内段階出願であり、５１７号は米国特許仮出願第６１／４５１，３５７号の優先権を主張したものであり、これらは各々が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｓｅｔ ｏｆ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ－Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｐａｉｒｓ ｆｏｒ ａ Ｃａｔｈｅｔｅｒ」と題して２０１７年２月６日に出願された米国意匠特許出願第２９／５９３，０４３号に関連する可能性があり、米国意匠特許出願第２９／５９３，０４３号は「Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ－Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｐａｉｒ ｆｏｒ ａ Ｃａｔｈｅｔｅｒ」と題して２０１３年１２月２日に出願された米国意匠特許第Ｄ７８２，６８６号の分割出願であり、米国意匠特許第Ｄ７８２，６８６号は「Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｕｓｅｓ ｏｆ Ｓａｍｅ，Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｕｓｅｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ」と題して２０１３年８月３０日に出願された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／０５７５７９号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１３／０５７５７９号は「Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｄｉａｇｎｏｓｉｎｇ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｉｎｇ Ｈｅａｒｔ Ｔｉｓｓｕｅ」と題して２０１２年８月３１日に出願された米国特許仮出願第６１／６９５，５３５号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ｗｉｔｈ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ Ｂｏａｒｄ（ＰＣＢ）Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐａｔｈｗａｙｓ」と題して２０１５年７月２３日に出願された米国特許出願第１４／７６２，９４４号に関連する可能性があり、米国特許出願第１４／７６２，９４４号は「Ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ｗｉｔｈ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ Ｂｏａｒｄ（ＰＣＢ）Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐａｔｈｗａｙｓ」と題して２０１４年２月７日に出願された特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／０１５２６１号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願第ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／０１５２６１号は「Ｅｘｐａｎｄａｂｌｅ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｓｓｅｍｂｌｙ ｗｉｔｈ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｐｒｉｎｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ Ｂｏａｒｄ（ＰＣＢ）Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｐａｔｈｗａｙｓ」と題して２０１３年２月８日に出願された米国特許仮出願第６１／７６２，３６３号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｇａｓ－Ｅｌｉｍｉｎａｔｉｏｎ Ｐａｔｉｅｎｔ Ａｃｃｅｓｓ Ｄｅｖｉｃｅ」と題して２０１８年８月２４日に出願された米国特許出願第１６／１１１，５３８号に関連する可能性があり、米国特許出願第１６／１１１，５３８号は「Ｇａｓ－Ｅｌｉｍｉｎａｔｉｏｎ Ｐａｔｉｅｎｔ Ａｃｃｅｓｓ Ｄｅｖｉｃｅ」と題して２０１６年７月１４日に出願された米国特許第１０，０７１，２２７号の継続出願であり、米国特許第１０，０７１，２２７号は「Ｇａｓ－Ｅｌｉｍｉｎａｔｉｏｎ Ｐａｔｉｅｎｔ Ａｃｃｅｓｓ Ｄｅｖｉｃｅ」と題して２０１５年１月１４日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１５／１１３１２号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１５／１１３１２号は「Ｇａｓ－Ｅｌｉｍｉｎａｔｉｏｎ Ｐａｔｉｅｎｔ Ａｃｃｅｓｓ Ｄｅｖｉｃｅ」と題して２０１４年１月１７日に出願された米国特許仮出願第６１／９２８，７０４号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ａｎａｌｙｓｉｓ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１６年９月２３日に出願された米国特許出願第１５／１２８，５６３号に関連する可能性があり、米国特許出願第１５／１２８，５６３号は「Ｃａｒｄｉａｃ Ａｎａｌｙｓｉｓ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１５年３月２４日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１５／２２１８７号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１５／２２１８７号は「Ｃａｒｄｉａｃ Ａｎａｌｙｓｉｓ Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１４年３月２８日に出願された米国特許仮出願第６１／９７０，０２７号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ａ Ｃａｒｄｉａｃ Ｓｕｒｆａｃｅ」と題して２０１６年３月２日に出願された米国特許出願第１４／９１６，０５６号に関連する可能性があり、米国特許出願第１４／９１６，０５６号は「Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ａ Ｃａｒｄｉａｃ Ｓｕｒｆａｃｅ」と題して２０１４年９月１０日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／５４９４２号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１４／５４９４２号は「Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｄｉｐｏｌｅ Ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ ｏｎ ａ Ｃａｒｄｉａｃ Ｓｕｒｆａｃｅ」と題して２０１３年９月１３日に出願された米国特許仮出願第６１／８７７，６１７号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｕｓｅｆｕｌ ｉｎ ｔｈｅ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ」と題して２０１７年１０月２６日に出願された米国特許出願第１５／５６９，４５７号に関連する可能性があり、米国特許出願第１５／５６９，４５７号は「Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｕｓｅｆｕｌ ｉｎ ｔｈｅ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ」と題して２０１６年５月１３日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０３２４２０号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０３２４２０号は「Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｕｓｅｆｕｌ ｉｎ ｔｈｅ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ」と題して２０１５年５月１３日に出願された米国特許仮出願第６２／１６１，２１３号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ｖｉｒｔｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｔｅｓｔ Ｔａｎｋ ａｎｄ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１７年１０月２５日に出願された米国特許出願第１５／５６９，２３１号に関連する可能性があり、米国特許出願第１５／５６９，２３１号は２０１６年５月１１日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０３１８２３号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０３１８２３号は「Ｃａｒｄｉａｃ Ｖｉｒｔｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｔｅｓｔ Ｔａｎｋ ａｎｄ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１５年５月１２日に出願された米国特許仮出願第６２／１６０，５０１号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ｖｉｒｔｕａｌｉｚａｔｉｏｎ Ｔｅｓｔ Ｔａｎｋ ａｎｄ Ｔｅｓｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１７年１０月２５日に出願された米国特許出願第１５／５６９，１８５号に関連する可能性があり、米国特許出願第１５／５６９，１８５号は２０１６年５月１２日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０３２０１７号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１６／０３２０１７号は「Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｓｅｑｕｅｎｃｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ」と題して２０１５年５月１２日に出願された米国特許仮出願第６２／１６０，５２９号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ｍａｐｐｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ」と題して２０１８年１０月３１日に出願された米国特許出願第１６／０９７，９５９号に関連する可能性があり、米国特許出願第１６／０９７，９５９号は「Ｃａｒｄｉａｃ Ｍａｐｐｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ」と題して２０１７年５月３日に出願された特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／０３０９２２号の米国特許法第３７１条に基づく国内段階出願であり、特許協力条約出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１７／０３０９２２号は「Ｃａｒｄｉａｃ Ｍａｐｐｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ｗｉｔｈ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ」と題して２０１６年１０月２６日に出願された米国特許仮出願第６２／４１３，１０４号の優先権を主張し、これは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｒｅｃｏｇｎｉｚｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎｓ」と題して２０１８年１月２１日に出願された米国特許仮出願第６２／６１９，８９７号に関連する可能性があり、それは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｉｄｅｎｔｉｆｙｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎｓ」と題して２０１８年５月８日に出願された米国特許仮出願第６２／６６８，６４７号に関連する可能性があり、それは参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、その優先権を主張していないが、「Ｃａｒｄｉａｃ Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ」と題して２０１８年５月８日に出願された米国仮出願第６２／６６８，６５９号に関連する可能性があり、それは参照により本明細書に組み込まれる。

本発明は、一般に、医療診断及び治療システム、特に、患者からの生理学的データ、例えば心臓データを記録するシステムに関する。

臨床医が診断及び／又は治療処置などの医療処置を実行するために使用するシステムは、通常、１つ以上の患者パラメータ、例えば組織の電気的及び／又は機械的特性と、医療処置の実行に有用なその他の患者情報の評価を必要とする。組織が治療される（例えば、切除される）処置は、未治療の組織（例えば、治療前）、部分的に治療された組織（例えば、治療中）、及び／又は治療された組織（例えば、治療後）の評価を含むことが多い。治療現場で評価を行うことは、限られた空間と別の理由により困難であることが多い。利用可能な評価の正確性と特異性は制限され、安全性の欠如及び／又は治療の有効性の欠如につながる可能性がある。

そのようなシステムでは、位置特定が実行されて、カテーテル及びその構成要素を患者の解剖学的構造内、例えば、心腔内で位置特定し得る。位置特定は、位置特定モードの特定の種類を実装することで実現され得る。一部の位置特定モードは、空間分布又は空間的に変化する場を使用し、それは患者の解剖学的構造に存在するか、又は患者の解剖学的構造に適用される。場合によっては、場は、解剖学的構造の１つ以上の固有の局所特性と相互作用して、空間情報をエンコードする測定可能な効果又は変化を生成してもよい。インピーダンスベースの位置特定は、使用される場合が多い１つのモードであり、そのモードでは電流場又は電圧場が身体に印加され、結果として生じる場が全身に分布し、全身の変化する局所インピーダンスにより影響を受ける。その結果、対応する電圧又は電流は位置の関数として変化する。任意の位置で電圧又は電流を測定することにより、体内の測定位置は任意の数の手段の１つによってデコードされ得る。しかし、インピーダンス測定値は、生体に関連するものなど、処置中の状態の変化の影響を受けやすい。このような変化は、空気、水分、血液伝導率などの変化を含む。これらの変化は、インピーダンス測定値に悪影響を与える場合がある。あまり一般的ではない位置特定の形式は、磁気ベースの位置特定であり、磁気要素、例えばコイルに頼って磁場を生成及び感知する。このアプローチを使用するためには、位置を特定されるデバイスは通常、磁気要素を必要とする。しかし、限られたカテーテルのみがそのような要素を有する。いずれの場合も、これらの位置特定方法のいずれかを使用することは、結果が処置の実行に関して望ましいとは言えない場合でも有用であり得る。

改善された位置特定を提供して、体内の診断及び治療処置の改善された性能を可能にするシステムが必要である。

本発明の概念の一態様によれば、提供されるのは、生理学的情報を処理する方法であり、データ記憶装置に結合されたプロセッサを提供するとともに、プロセッサに結合されて体内、身体の上、及び／又は身体の近位に配置された複数の機能要素を提供すること、位置特定座標系を、第１の位置特定モードを使用して機能要素の第１のセットからの信号の第１のセットを処理することによって、確立及び較正すること、並びに位置特定座標系を、第２の位置特定モードを使用して機能要素の第２のセットからの信号の第２のセットを処理することによって、再較正することを含んでいる。第１の位置特定モードは、第２の位置特定モードとは異なる。

いくつかの実施形態では、第１及び第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モード、磁気ベースの位置特定モード、及び超音波ベースの位置特定モードからなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、第１の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第１の位置特定モードは、磁気ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第１の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第２の位置特定モードは、磁気ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第２の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系は、三次元（３Ｄ）座標系である。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系の原点は、体内で位置を特定される。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系の原点は、身体の器官内で位置を特定される。

いくつかの実施形態では、器官は心臓である。

いくつかの実施形態では、この方法は、少なくとも１つの物体を器官及び／又は身体に挿入することを含み、少なくとも１つの物体は、複数の機能要素からの機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、少なくとも１つの物体を位置特定座標系内に、少なくとも１つの物体の機能要素からの信号、及び／又は第１のセットの信号及び／又は第２のセットの信号に基づき位置特定することを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つの物体は、カテーテル機能要素を含む少なくとも１つのカテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、第１及び／又は第２のセットの信号の少なくとも一部を生成する１つ以上の信号源を含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の超音波センサ、送信機、及び／又はトランスデューサを含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、１つ以上の磁気要素は１つ以上の磁気コイルを含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の電圧又は電位信号生成及び／又は感知要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは診断用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、位置特定座標系内に診断用カテーテルを位置特定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは心臓マッピングカテーテルであり、カテーテル機能要素は、心臓活動及び／又は位置特定に関連する電位を感知及び／又は記録するように構成された複数の電極を含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルはバスケットカテーテルであり、カテーテル機能要素は電極のバスケットアレイを含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルはラッソカテーテルであり、カテーテル機能要素は電極のアレイを含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、シースの管腔内に摺動可能なアクチュエータを含む遠位端部を有するシャフトを含んで、機能要素のアレイを体内に展開し、ここでシャフト、シース、及び／又はアクチュエータは１つ以上の機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、シャフト及びアクチュエータのそれぞれは、１つ以上の機能要素を補助電極の形態で含み、そしてこの方法は、シャフト上の補助電極とアクチュエータ上の補助電極との間の相対距離測定値をプロセッサで決定することを含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、機能要素のアレイの形状を距離測定値に基づいてプロセッサで決定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、機能要素のアレイはバスケットアレイであり、プロセッサはバスケットアレイの形状を決定する。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、少なくとも１つの別の機能要素を含み、それはシャフト上で位置を特定され、電極、コイル、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択され、ここで少なくとも１つの別の機能要素は、心臓活動マッピング、及び／又は位置特定に使用される。

いくつかの実施形態では、機能要素のアレイはバスケットアレイであり、補助電極は、アクチュエータ及び／又はシャフト上に少なくとも１つの磁気センサを含み、方法は、バスケットアレイの位置及び／又は向きを、アクチュエータ及び／又はシャフト上の少なくとも１つの磁気センサ及び磁気位置特定を使用してプロセッサで決定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、機能要素のバスケットアレイは既知の構成を有し、方法は、プロセッサで、バスケットアレイの既知の構成を使用して、バスケットアレイの機能要素の１つ以上を少なくとも１つの磁気センサの決定された位置に基づき位置特定することを含む。

いくつかの実施形態では、バスケットアレイベースの機能要素の１つ以上を位置特定することは、バスケットアレイのすべての要素の位置及び向きの推定が磁気位置特定を使用できることを含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、１つ以上の追加のデバイスの位置及び／又は向きを、磁気位置特定を使用して、１つ以上の追加のデバイスの１つ以上の要素の位置を磁気的に局所化されたバスケットアレイに対して評価、計算、及び／又は決定することによって、プロセッサで決定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、方法は１つ以上の追加のデバイスのバスケットアレイに対する相対位置を、１つ以上の位置特定方法、例えば超音波位置特定及び／又はインピーダンスベースの位置特定を使用して、プロセッサで決定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、位置特定信号を使用してデバイス内位置特定を実行することを更に含み、位置特定信号は、内部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信され、及び／又は、外部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信される。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、第２のセットのカテーテル機能要素を含んでいる第２の診断用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、第２のセットのカテーテル機能要素は、心臓活動マッピング及び／又は位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、第２の診断用カテーテルは、心臓の冠状静脈洞内に配置するように構造及び配置された冠状静脈洞マッピングカテーテルである。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、少なくとも１つのカテーテル機能要素を含み、それはカテーテルシャフト上に位置を特定され、電極、磁気要素、コイル、超音波要素、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、冠状静脈洞マッピングカテーテルを位置特定座標系内に位置特定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルはラッソカテーテルである。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは治療用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは少なくとも１つの治療機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つの治療機能要素は、少なくとも１つの切除用電極を含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、位置特定座標系内に少なくとも１つの治療要素を位置特定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、複数の機能要素は、身体の外側及び／又は身体の上に配置された外部機能要素を含み、ここで外部機能要素は、１つ以上の、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、外部機能要素は、インピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び機能要素からなる機能要素タイプのグループから選択される。

いくつかの実施形態では、機能要素タイプは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び磁気コイルからなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、この方法は、位置特定座標系内の少なくとも１つの物体を、少なくともいくつかの外部機能要素によって生成及び／又は感知された信号を使用して位置特定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つの物体は少なくとも１つのカテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの診断用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの治療用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、この方法は、少なくとも１つのウェアラブル衣服を提供することを含み、ウェアラブル衣服は、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素うちの１つ以上を含んでいる、外部機能要素の少なくともいくつかを含み、ウェアラブル衣服は、身体に対する外部機能要素の接触、圧力、及び／又は位置を維持する。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのウェアラブル衣服は、ベスト、スーツ、シャツ、ボディスーツ、又はそれらの一部の形態をとる。

いくつかの実施形態では、外部機能要素の少なくとも一部は、少なくとも１つのウェアラブル衣服から取り外し可能である。

いくつかの実施形態では、外部機能要素の少なくとも一部は、少なくとも１つのウェアラブル衣服内に埋め込まれるか、又は配置される。

いくつかの実施形態では、ウェアラブル衣服は、少なくとも２つの異なる外部機能要素を第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素うちの１つ以上として含み、それはインピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む。

いくつかの実施形態では、方法は、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素のうちの１つ以上を含んでいる、外部機能要素の少なくともいくつかを含むパッチを提供することを含む。

いくつかの実施形態では、方法は、パッチを身体の胴体に付着することを含む。

いくつかの実施形態では、パッチの１つ以上は、少なくとも２つの異なる外部機能要素を、１つ以上の機能要素の第１のセット及び／又は第２のセットとして含み、それらは磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む。

いくつかの実施形態では、方法は、生理学的データを機能要素の１つ以上の記録位置で記録し、記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で生理学的データを患者情報に変換することを更に含む。

いくつかの実施形態では、方法は、生理学的データを第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素の１つ以上の記録位置で記録することを更に含む。

いくつかの実施形態では、生理学的データの少なくとも一部は、第１のセット及び／又は第２のセットの信号で具体化される。

いくつかの実施形態では、方法は、伝達行列を１つ以上の記録位置で生理学的データに適用して、患者情報を記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で決定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、方法は、伝達行列を第１のセット及び／又は第２のセットの信号から生成することを更に含む。

いくつかの実施形態では、伝達行列を生成することは、記録位置とターゲット位置との間の組織特性を特徴付けることを含む。

いくつかの実施形態では、伝達行列はスケール行列である。

いくつかの実施形態では、スケール行列は、組み合わされたスケール行列である。

いくつかの実施形態では、組み合わされたスケール行列を生成することは、複数のスケール行列を生成することと、複数のスケール行列を組み合わされたスケール行列に組み合わせることを含む。

いくつかの実施形態では、複数のスケール行列のうちの異なるものは、位置特定座標系内の異なる位置で生成される。

いくつかの実施形態では、方法は、複数のスケール行列のうちの少なくとも２つが、少なくとも２つのスケール行列からの位置特定データを組み合わせ得るように十分に比較可能であるかどうかを決定することを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能でない場合、次に少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを調整して、それらを比較可能にする。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを調整することは、組み合わされたスケール行列のスケール推定に影響を与える少なくとも１つの位置特定パラメータ、例えばカテーテル形状、を更新することを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能である場合、次に、少なくとも２つのスケール行列を一緒にステッチングして、組み合わされたスケール行列を生成する。

いくつかの実施形態では、スケール行列は、場の値の変化率の測定である。

いくつかの実施形態では、場の値は電圧又はインピーダンス場である。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系を較正することは、スケール行列を推定することを含む。

いくつかの実施形態では、方法は、既知の間隔を有する機能要素間の電圧差を測定することによってスケール行列を推定することを更に含む。

いくつかの実施形態では、機能要素はカテーテル上にあり、それらの寸法は予め決定される。

いくつかの実施形態では、方法は、患者の生理学的変動の特定の周期的時点で、変換及び／又は場の特性をプロセッサで推定して、場を記述することを更に含む。

いくつかの実施形態では、患者の生理学的変動は、心臓及び／又は呼吸周期を含む。

いくつかの実施形態では、患者の生理学的変動の特定の周期的時点は、場の複雑さが最小である時点であり、モデリングを単純化し、これらの特定の時点で、好ましい生理学的条件のために、印加される場は、空間的非線形性が減少し、これにより場の記述が容易になり、入力が少なくなる。

いくつかの実施形態では、これらの時点は、患者のＥＣＧ信号のＴ波及び／又はＰ波に近接して一時的に位置を特定される。

いくつかの実施形態では、より広い期間にわたって特定の時点で信号を測定することは、ソースの不変性につながり、不変性は、観察期間に一致する周期を有し、他のソースからの信号変化への寄与は、これらの測定値内で観察され得る。

いくつかの実施形態では、他のソースを記述する変換（例えば、モデル）は、観察に基づき推定され得る。

いくつかの実施形態では、信号のアーチファクトは離散インパルスを含み得て、ペーシングパルスなどの短く、高振幅の外生信号によって任意選択で引き起こされる。

いくつかの実施形態では、離散インパルスは、急勾配の前縁部及び／又は後縁部を有している「鋭い」構造を有する成分を含む波形を生成する。

いくつかの実施形態では、位置特定信号にアーチファクトが存在する場合、プロセッサは、１つ以上の記録電極の決定された位置において、短い「ジャンプ」を観察する。任意選択で、位置特定信号は、局所化される１つ以上の電極によって記録されたインピーダンスベースの位置特定信号である。

いくつかの実施形態では、方法は、非アーチファクト期間中に信号変動の観察に基づき閾値アルゴリズムを実行することを更に含み、ここで閾値アルゴリズムは、１つ以上の記録電極の位置で観察されるジャンプを制限するように構成される。任意選択で、アーチファクトを引き起こす外生信号の長さに匹敵する及び／又はそれより長いフィルタリング期間を有する信号のメディアンフィルタリングもまた、観察される位置シフトを制限するために使用される。

いくつかの実施形態では、方法は、１つ以上の追加のフィルタを、鋭い構造を有する成分を含む信号にプロセッサで適用することを更に含み、観察するのが無視できるほど十分にアーチファクトをフィルタリングすることを含む。任意選択で、記録電極の位置でのジャンプは、２つ以上のフィルタを適用した後に無視され得る。

いくつかの実施形態では、方法は、記録信号の鋭い構造を、第１のフィルタを第２のフィルタの前に適用することで制限し、そのような鋭い構造がカテーテルの局所化された位置で観察可能なジャンプとして現れるのを防止するのに役立つプロセスを更に含む。任意選択で、第１のフィルタはメディアンフィルタである。

いくつかの実施形態では、方法は、プロセッサでペーシングパルスを検出し、それに応答して、ペーシングパルスが存在する間に記録された信号を無視又はフィルタリングし、ペーシングが存在する間に局所化されている１つ以上の他の電極の位置特定に悪影響を及ぼさないようにすることを更に含む。

いくつかの実施形態では、方法は、身体に対して１つ以上の機能要素を位置特定することを更に含み、ここで位置特定は、機能要素の位置を、機能要素と、身体に対するその配置及び場の値が既知である位置との間の場の値の差を測定し、そして測定された差にスケール行列を掛けることによって推定することを含み、ここで結果として生じる出力は、既知の位置に対するセンサの位置である。

いくつかの実施形態では、位置特定信号は、心臓内の１つ以上の電極を介して記録される場合、主にコモンモード成分を有し、方法は、コモンモード信号を意図しない回路経路及び／又は相互接続システムからフィルタリングして、位置特定信号の漏れを実質的に低減することを含む。

いくつかの実施形態では、方法は、本明細書においてコモンモードフィルタ又はコモンモードチョークをプロセッサで使用することを更に含み、コモンモード信号が１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムの中に漏れることを防ぐ。任意選択で、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークは、１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムに対して高インピーダンス経路として機能する。

いくつかの実施形態では、方法は、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークで妨げられずに通過するペーシングパルスを更に含み、意図されたペーシング機能を可能にする。任意選択で、ペーシングパルスは、１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムにコモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを介して接続された電極によって記録される。

本発明の概念の別の態様によると、生理学的処理情報システムが提供され、それは、データ記憶装置に結合されたプロセッサを備え、かつプロセッサに結合されて、身体の内部、上、及び／又は近位に配置された、第１のセットの機能要素と第２のセットの機能要素を含んでいる、複数の機能要素を提供することを含む。プロセッサは、第１のセットの機能要素からの第１のセットの信号を処理し、第１の位置特定モードを使用して位置特定座標系を確立及び較正し、第２のセットの機能要素からの第２のセットの信号を処理して、第２の位置特定モードを使用して位置特定座標系を再較正するように構成され、第１の位置特定モードは第２の位置特定モードとは異なる。

いくつかの実施形態では、第１及び第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モード、磁気ベースの位置特定モード、及び超音波ベースの位置特定モードからなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、第１の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第１の位置特定モードは磁気ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第１の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第２の位置特定モードは磁気ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、第２の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系は、三次元（３Ｄ）座標系である。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系の原点は体内に位置する。

いくつかの実施形態では、位置特定座標系の原点は、体内器官内に位置する。

いくつかの実施形態では、器官は心臓である。

いくつかの実施形態では、システムは、器官及び／又は身体の中に挿入可能な少なくとも１つの物体を更に含み、少なくとも１つの物体は、複数の機能要素からの機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、位置特定座標系内の少なくとも１つの物体を、少なくとも１つの物体の機能要素からの信号、及び／又は第１のセット及び／又は第２のセットの信号に基づいて位置特定するように構成される。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つの物体は、カテーテル機能要素を備える少なくとも１つのカテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、第１及び／又は第２のセットの信号の少なくともいくつかを生成するように構成された１つ以上の信号源を含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の超音波センサ、送信機、及び／又はトランスデューサを含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、１つ以上の磁気要素は、１つ以上の磁気コイルを含む。

いくつかの実施形態では、カテーテル機能要素は、１つ以上の電圧又は電位信号生成及び／又は感知要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、診断用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、診断用カテーテルを位置特定座標系内で位置特定するように構成される。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは心臓マッピングカテーテルであり、カテーテル機能要素は、心臓活動、及び／又は位置特定に関連する電位を感知及び／又は記録するように構成された複数の電極を含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルはバスケットカテーテルであり、カテーテル機能要素は、電極のバスケットアレイを含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルはラッソカテーテルであり、カテーテル機能要素は、電極のアレイを含む。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、シースの管腔内に摺動可能なアクチュエータを含む遠位端部を有するシャフトを含み、体内に機能要素のアレイを展開し、ここでシャフト、シース、及び／又はアクチュエータは１つ以上の機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、シャフト及びアクチュエータのそれぞれは、補助電極の形態の１つ以上の機能要素を含み、プロセッサは、シャフト上の補助電極と、アクチュエータ上の補助電極との間の相対距離測定値を決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、機能要素のアレイの形状を距離測定値に基づいて決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、機能要素のアレイはバスケットアレイであり、プロセッサはバスケットアレイの形状を決定する。

いくつかの実施形態では、診断用カテーテルは、シャフト上に配置された少なくとも１つの別の機能要素を含み、それは電極、コイル、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択され、ここで少なくとも１つの別の機能要素は、心臓活動マッピング、及び／又は位置特定に使用される。

いくつかの実施形態では、機能要素のアレイはバスケットアレイであり、補助電極は、アクチュエータ及び／又はシャフト上の少なくとも１つの磁気センサを含み、プロセッサは、バスケットアレイの位置及び／又は向きを、アクチュエータ及び／又はシャフト上の少なくとも１つの磁気センサと磁気位置特定を使用して決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、機能要素のバスケットアレイは既知の構成を有し、プロセッサは、バスケットアレイの既知の構成を使用して、少なくとも１つの磁気センサの決定された位置に基づいてバスケットアレイの機能要素の１つ以上を位置特定するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、バスケットアレイのすべての要素の位置及び向きを、磁気位置特定を使用して推定し、バスケットアレイベースの１つ以上の機能要素を位置特定するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、１つ以上の追加のデバイスの位置及び／又は向きを、磁気位置特定を使用して、磁気的に局所化されたバスケットアレイに対する１つ以上の追加のデバイスの１つ以上の要素の位置を評価、計算、及び／又は決定することによって決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、バスケットアレイに対する１つ以上の追加のデバイスの相対位置を、１つ以上の位置特定方法、例えば超音波位置特定及び／又はインピーダンスベースの位置特定を使用して決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、デバイス内位置特定を、内部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信された位置特定信号、及び／又は、外部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信された位置特定信号を使用して実行するように構成される。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、第２のセットのカテーテル機能要素を含む第２の診断用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、第２のセットのカテーテル機能要素は、心臓活動マッピング及び／又は位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、第２の診断用カテーテルは、心臓の冠状静脈洞内に配置するように構造及び配置された冠状静脈洞マッピングカテーテルである。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、少なくとも１つのカテーテル機能要素を含み、それはカテーテルシャフト上に位置特定され、電極、磁気要素、コイル、超音波要素、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、冠状静脈洞マッピングカテーテルを位置特定座標系内で位置特定するように更に構成される。

いくつかの実施形態では、冠状静脈洞マッピングカテーテルはラッソカテーテルである。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、治療用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、少なくとも１つの治療用機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つの治療用機能要素は、少なくとも１つの切除用電極を含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む。

いくつかの実施形態では、治療用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、少なくとも１つの治療要素を位置特定座標系内で位置特定するように構成される。

いくつかの実施形態では、複数の機能要素は、身体の外側及び／又は身体上に配置された外部機能要素を含み、ここで外部機能要素は、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素のうちの１つ以上を含む。

いくつかの実施形態では、外部機能要素は、インピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び機能要素からなる機能要素タイプのグループから選択される。

いくつかの実施形態では、機能要素タイプは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び磁気コイルからなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、システムは、位置特定座標系内の少なくとも１つの物体を、少なくともいくつかの外部機能要素によって生成及び／又は感知された信号を使用して位置特定するように更に構成される。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つの物体は少なくとも１つのカテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの診断用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの治療用カテーテルを含む。

いくつかの実施形態では、システムは、少なくとも１つのウェアラブル衣服を更に含み、ウェアラブル衣服は、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素のうちの１つ以上を含む、少なくともいくつかの外部機能要素を含み、ウェアラブル衣服は身体に対する外部機能要素の接触、圧力、及び／又は位置を維持する。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのウェアラブル衣服は、ベスト、スーツ、シャツ、ボディスーツ、又はそれらの一部分の形態をとる。

いくつかの実施形態では、外部機能要素の少なくとも一部は、少なくとも１つのウェアラブル衣服から取り外し可能である。

いくつかの実施形態では、外部機能要素の少なくとも一部は、少なくとも１つのウェアラブル衣服内に埋め込まれるか、又は配置される。

いくつかの実施形態では、ウェアラブル衣服は、少なくとも２つの異なる外部機能要素を、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素のうちの１つ以上として含み、それらはインピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む。

いくつかの実施形態では、システムは、第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素うちの１つ以上を含んでいる、外部機能要素の少なくともいくつかを含むパッチを更に含む。

いくつかの実施形態では、パッチは、身体の胴体に付着可能である。

いくつかの実施形態では、１つ以上のパッチは、少なくとも２つの異なる外部機能要素を第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素の１つ以上として含み、それらは磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択される。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む。

いくつかの実施形態では、磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む。

いくつかの実施形態では、システムは、生理学的データを機能要素の１つ以上の記録位置で記録し、生理学的データを患者情報に、記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で変換するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、生理学的データを第１のセット及び／又は第２のセットの機能要素の１つ以上の記録位置で記録するように構成される。

いくつかの実施形態では、生理学的データの少なくとも一部は、第１のセット及び／又は第２のセットの信号で具体化される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、伝達行列を１つ以上の記録位置で生理学的データに適用して、患者情報を記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、伝達行列を第１のセット及び／又は第２のセットの信号から生成するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、記録位置とターゲット位置との間の組織特性を特徴付けることによって伝達行列を生成するように構成される。

いくつかの実施形態では、伝達行列はスケール行列である。

いくつかの実施形態では、スケール行列は、組み合わされたスケール行列である。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、組み合わされたスケール行列を、複数のスケール行列を生成することと、複数のスケール行列を組み合わされたスケール行列に組み合わせることとによって生成するように構成される。

いくつかの実施形態では、システムは、複数のスケール行列のうちの異なるものを、位置特定座標系内の異なる位置で生成するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、複数のスケール行列のうちの少なくとも２つが、少なくとも２つのスケール行列からの位置特定データを組み合わせ得るように十分に比較可能であるかどうかを決定するように構成される。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能でない場合、プロセッサは、少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを調整して、それらを比較可能にするように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを、組み合わされたスケール行列のスケール推定に影響を与える少なくとも１つの位置特定パラメータ、例えばカテーテル形状、を更新することによって調整するように構成される。

いくつかの実施形態では、少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能である場合、プロセッサは、少なくとも２つのスケール行列を一緒にステッチングして、組み合わされたスケール行列を生成するように構成される。

いくつかの実施形態では、スケール行列は、場の値の変化率の測定である。

いくつかの実施形態では、場の値は、電圧又はインピーダンス場である。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、スケール行列を推定することによって位置特定座標系を較正するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、既知の間隔を有する機能要素間の電圧差を測定することによってスケール行列を推定するように更に構成される。

いくつかの実施形態では、機能要素はカテーテル上にあり、それらの寸法は予め決定される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、患者の生理学的変動の特定の周期的時点で、変換、及び／又は場の特性を推定し、場を記述するように構成される。

いくつかの実施形態では、患者の生理学的変動には、心臓及び／又は呼吸周期を含む。

いくつかの実施形態では、患者の生理学的変動の特定の周期的時点は、場の複雑さが最小である時点であり、モデリングを単純化し、これらの特定の時点で、好ましい生理学的条件のために、印加される場は、空間的非線形性が減少し、これにより場の記述が容易になり、入力が少なくなる。

いくつかの実施形態では、これらの時点は、患者のＥＣＧ信号のＴ波及び／又はＰ波に近接して一時的に位置を特定される。

いくつかの実施形態では、より広い期間にわたって特定の時点で信号を測定することは、ソースの不変性につながり、不変性は、観察期間に一致する周期を有し、他のソースからの信号変化への寄与は、これらの測定値内で観察され得る。

いくつかの実施形態では、他のソースを記述する変換及び／又はモデルは、観察に基づいて推定され得る。

いくつかの実施形態では、信号のアーチファクトは離散インパルスを含み得て、ペーシングパルスなどの短く、高振幅の外生信号によって任意選択で引き起こされる。

いくつかの実施形態では、離散インパルスは、急勾配の前縁部及び／又は後縁部を有している「鋭い」構造を有する成分を含む波形を生成する。

いくつかの実施形態では、位置特定信号にアーチファクトが存在する場合、プロセッサは、１つ以上の記録電極の決定された位置において、短い「ジャンプ」を観察するように構成される。任意選択で、位置特定信号は、局所化される１つ以上の電極によって記録されたインピーダンスベースの位置特定信号である。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、非アーチファクト期間中に信号変動の観察に基づき閾値アルゴリズムを実行するように構成され、閾値化アルゴリズムは、１つ以上の記録電極の位置で観察されるジャンプを制限するように構成される。任意選択で、アーチファクトを引き起こす外生信号の長さに匹敵する及び／又はそれより長いフィルタリング期間を有する信号のメディアンフィルタリングもまた、観察される位置シフトを制限するために使用される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、１つ以上の追加のフィルタを、鋭い構造を有する成分を含む信号に適用し、観察するのが無視できるほど十分にアーチファクトをフィルタリングすることを含めて構成される。任意選択で、記録電極の位置でのジャンプは、２つ以上のフィルタを適用した後に無視され得る。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、記録信号の鋭い構造を、第１のフィルタを第２のフィルタの前に適用することで制限し、そのような鋭い構造がカテーテルの局所化された位置での観察可能なジャンプとして現れるのを防止又は軽減する。任意選択で、第１のフィルタはメディアンフィルタである。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、ペーシングパルスを検出し、それに応答して、ペーシングパルスが存在する間に記録された信号を無視及び／又はフィルタリングして、ペーシングが存在する間に局所化されている１つ以上の他の電極の位置特定に悪影響を及ぼさないように構成される。

いくつかの実施形態では、システムは、身体に対して１つ以上の機能要素を位置特定することを含み、機能要素の位置を、機能要素と、身体に対するその配置及び場の値が既知である位置との間の場の値の差を測定し、そして測定された差にスケール行列を掛けることによって推定することを含む。結果として生じる出力は、既知の位置に対するセンサの位置である。

いくつかの実施形態では、位置特定信号は、心臓内の１つ以上の電極を介して記録される場合、主にコモンモード成分を有し、プロセッサは、コモンモード信号を意図しない回路経路及び／又は相互接続システムからフィルタリングして、位置特定信号の漏れを実質的に低減するように構成される。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを使用して、コモンモード信号が１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムの中に漏れることを防ぐように構成される。任意選択で、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークは、１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムに対して高インピーダンス経路として機能する。

いくつかの実施形態では、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークは、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを通過するペーシングパルスが妨げられず、意図されたペーシング機能を可能にするように構成される。任意選択で、ペーシングパルスは、１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムにコモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを介して接続された電極によって記録される。

本発明の概念の態様によると、位置特定座標系を形成する方法が、示され説明されるように提供される。

本発明の概念の態様によると、位置特定座標系における物体の位置特定の方法が、示され説明されるように提供される。

本発明の概念の態様によると、位置特定座標系を確立及び較正するためのシステムが、示され、説明されるように提供される。

本発明の概念の態様によると、位置特定座標系で物体を位置特定するためのシステムが、示され説明されるように提供される。

本発明の概念の態様によると、位置特定パッチが、示され説明されるように提供される。

本発明の概念の態様によると、位置特定ウェアラブル衣服が、示され説明されるように提供される。

本明細書に記載の技術は、その属性及び付随する利点とともに、代表的な実施形態が例として説明されている添付の図面と併せて行う以下の詳細な説明を考慮して最もよく評価され理解されるであろう。

本発明の概念と一致する、身体内の装置の位置特定を実行するシステムの一実施形態の概略図を示す。 本発明の概念と一致する、位置特定に有用な図１のシステムの部分の実施形態の概略図を示す。 本発明の概念と一致する、図１のシステムの一部を形成する１つ以上のカテーテルの部分の一実施形態の図を示す。 本発明の概念と一致する、位置特定システムを初期化、較正、及び／又は補正するための方法の一実施形態のフローチャートを示す。 本発明の概念と一致する、体内の座標系を初期化する方法の一実施形態のフローチャートを示す。 本発明の概念と一致する、位置特定較正の方法の一実施形態のフローチャートを示す。 本発明の概念と一致する、組み合わされたスケール行列を生成する方法の一実施形態のフローチャートを示す。 本発明の概念と一致する、デバイスの位置を１セットの位置特定座標に転置する方法の一実施形態のフローチャートを示す。 本発明の概念と一致する、身体に適用された図１のシステムの部分の一実施形態の概略図を示す。 本発明の概念と一致する、高入力インピーダンスマッピングシステムの回路図の一実施形態を示す。 本発明の概念と一致する、コンソール及びマッピングカテーテルの一部分の概略図の実施形態を示す。

次に、本技術の実施形態を詳細に参照し、その例を添付図面に示す。同様の参照番号を使用して、同様の構成要素を参照し得る。しかしながら、説明は、本開示を特定の実施形態に限定することを意図するものではなく、本明細書に記載の実施形態の様々な変更、同等物、及び／又は代替物を含むものと解釈されるべきである。

用語「備えている(comprising)」（及び「備える(comprise)」と「備える(comprises)」など「備えている」の任意の形態）、「有している(having)」（及び「有する(have)」と「有する(has)」など「有している」の任意の形態）、「含んでいる(including)」（及び「含む(includes)」と「含む（include）」など「含んでいる」の任意の形態）、又は「含有している(containing)」（及び「含有する(contains)」と「含有する(contain)」など「含有している」の任意の形態）は、本明細書で使用する場合、記載される特徴、完全体、ステップ、動作、要素、及び／又は構成要素が存在することを明示するものであり、１つ以上のその他の特徴、完全体、ステップ、動作、要素、構成要素、及び／又はそれらのグループの存在、又は追加を排除するものではないことが理解されるであろう。

用語第１、第２、第３などが本明細書で使用されて、様々な限定、要素、構成要素、領域、層及び／又はセクションが説明されるが、これらの限定、要素、構成要素、領域、層及び／又はセクションはそれらの用語によって限定されるべきではないことを更に理解されたい。これらの用語は、１つの限定、要素、構成要素、領域、層、又はセクションを別の限定、要素、構成要素、領域、層、又はセクションから区別するためのみに使用される。したがって、以下で説明する第１の限定、要素、構成要素、領域、層、又はセクションは第２の限定、要素、構成要素、領域、層、又はセクションと用語付けされる場合があり、本発明の範囲から逸脱はしない。

ある要素が別の要素の「上に」あるか、これに「取り付けられ」、「接続され」、又は「結合され」るものとして言及される場合には、別の要素の直接上、又は上の方にあるか、これに接続又は結合されることができ、又は１つ以上の介在要素が存在し得る。対照的に、要素が別の要素の「直接上に」あるか、「直接的に取り付けられ」「直接的に接続され」又は「直接的に結合」されるものとして言及される時には、介在要素は存在しない。要素の間の関係を説明するのに使用される別の単語は、同じように解釈されるべきである（「間に」と「の間に直接」、「隣接して」と「直接隣接して」など）。

第１の要素が第２の要素の「内(in)」、「上(on)」及び／又は「内側(within)」であると言及される場合、第１の要素は、第２の要素の内部空間の内側、第２の要素の一部分の内側（例えば、第２の要素の壁の内側）に配置され得て、第２の要素の外部及び／又は内部に配置され得て、これらの１つ以上の組み合わせに配置され得ることを更に理解されるであろう。

本明細書で使用される場合、「近接(proximate)」という用語は、第１の構成要素又は位置の第２の構成要素又は位置への近接を説明するために使用されるとき、第２の構成要素又は位置に近い１つ以上の位置と、第２の構成要素又は位置内、上、及び／又は内側の位置を含むと解釈されるべきである。例えば、解剖学的部位（例えば、ターゲット組織位置）に近接して配置された構成要素は、解剖学的部位の近くに配置された構成要素、及び解剖学的部位内、上、及び／又は内側に配置された構成要素を含む。

「真下(beneath)」、「下方(below)」、「より下(lower)」、「上方(above)」、「より上(upper)」などの空間に関係のある用語は、要素及び／又は特徴の、例えば、図面に図解されているような、別の要素(複数可)及び／又は特徴（複数可）に対する関係を説明するために使用される場合がある。空間に関係のある用語が、図面に示した向きに加えて、使用中及び／又は動作中のデバイスの異なった向きを網羅することを意図していることが更に理解される。例えば、図面中のデバイスがひっくり返された場合、別の要素又は特徴の「下方」及び／又は「真下」と説明された要素は、それ故に別の要素又は特徴の「上方」に配向されることになり得る。デバイスは、そうではなく配向される（例えば、９０°又は別の向きに回転される）場合があり、本明細書で使用される空間に関係のある記述が、それに応じて解釈される。

本明細書で使用される場合、「減少する(reduce)」、「減少している(reducing)」、「減少(reduction)」などの用語は、ゼロへの減少を含む、量の削減を含むことになる。発生の可能性を減少することは、発生の防止を含むものとする。同様に、「防止する(prevent)」、「防止している(preventing)」、及び「防止(prevention)」という用語は、それぞれ、「減少する」、「減少している」、及び「減少」行為を含むものとする。

本明細書で使用される「及び／又は」という用語は、他方の有無にかかわらず、２つの特定の特徴又は構成要素のそれぞれの特定の開示として解釈されるべきである。例えば、「Ａ及び／又はＢ」は、（ｉ）Ａ、（ｉｉ）Ｂ、（ｉｉｉ）Ａ及びＢのそれぞれの特定の開示として、それぞれが本明細書に個別に記載されているかのように解釈される。

本明細書で使用される「１つ以上」という用語は、１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、又はそれ以上、任意の数までを意味し得る。

「及びそれらの組み合わせ」及び「及びこれらの組み合わせ」という用語は、それぞれ、単独で又は集合的に含まれるべき項目の列挙の後に本明細書で使用され得る。例えば、Ａ、Ｂ、Ｃ、及びそれらの組み合わせからなるグループから選択される構成要素、プロセス、及び／又は別の項目は、１つ、２つ、３つ以上の項目Ａ、１つ、２つ、３つ以上の項目Ｂ、及び／又は１つ、２つ、３つ以上の項目Ｃを含む１つ以上の構成要素のセットを含むものとする。

本明細書では、特に明記しない限り、「及び」は「又は」を意味することができ、「又は」は「及び」を意味し得る。例えば、特徴がＡ、Ｂ、又はＣを有すると記述される場合、その特徴にはＡ、Ｂ、及びＣ、又はＡ、Ｂ、及びＣの任意の組み合わせを有し得る。同様に、特徴がＡ、Ｂ、及びＣを有すると記述される場合、その特徴はＡ、Ｂ、又はＣの１つ又は２つのみを有し得る。

本開示で使用される「構成された（又は設定された）」という表現は、例えば、「に適した」、「能力を有する」、「設計された」、「適応された」、「作られた」及び「可能な」という表現と状況に応じて交換可能に使用され得る。「構成された（又は設定された）」という表現は、ハードウェアにおいて「特別に設計された」という意味のみではない。代替的に、場合によっては、「構成されたデバイス」という表現は、デバイスが別のデバイス又は構成要素と一緒に動作「できる」ことを意味してもよい。

本明細書で使用される場合、「閾値」という用語は、所望の状態又は望ましくない状態に相関する値の最大レベル、最小レベル、及び／又は範囲を指す。いくつかの実施形態では、システムパラメータは、最小閾値より上、最大閾値より下、値の閾値範囲内及び／又は値の閾値範囲外に維持され、所望の効果（例えば、有効な治療）を引き起こし、及び／又は望ましくない事象（例えば、デバイス及び／又は臨床的有害事象）を防止又は他の方法で減少（以下、「防止」）する。いくつかの実施形態では、システムパラメータは、第１の閾値より上（例えば、組織に所望の治療効果を引き起こすために第１の温度閾値より上）及び第２の閾値より下（例えば、望ましくない組織損傷を防止するために第２の温度閾値より下）に維持される。いくつかの実施形態では、閾値は、患者の変動性、システムの変動性、許容誤差などを考慮するためなど、安全裕度を含むように決定される。本明細書で使用される場合、「閾値を超える」は、最大閾値を超える、最小閾値を下回る、閾値の範囲内及び／又は閾値の範囲外にあるパラメータに関する。

非円形の形状を説明するために本明細書で使用される「直径」という用語は、説明されている形状に近似する仮想の円の直径と見なされるべきである。例えば、構成要素の断面などの断面を説明する場合、「直径」という用語は、説明されている構成要素の断面と同じ断面積を有する仮想の円の直径を表すと解釈されるものとする。

本明細書で使用される構成要素の「長軸」及び「短軸」という用語は、それぞれ、構成要素を完全に取り囲むことができる最小容積の仮想円筒形の長さ及び直径である。

本明細書で使用される場合、「機能要素」という用語は、機能を実行するように構築及び配置された１つ以上の要素を含むと解釈されるべきである。機能要素は、センサ及び／又はトランスデューサを含み得る。いくつかの実施形態では、機能要素は、エネルギーを送達する、及び／又はそうでない場合、組織を治療するように構成される（例えば、治療要素として構成される機能要素）。代替的又は追加的に、機能要素（例えば、センサを含む機能要素）は、１つ以上のパラメータ、例えば患者の生理学的パラメータ、患者の解剖学的パラメータ（例えば、組織形状パラメータ）、患者の環境パラメータ、及び／又はシステムパラメータを記録するように構成され得る。いくつかの実施形態では、センサ又は別の機能要素は、診断機能を実行するように（例えば、診断を実行するために使用されるデータを収集するように）構成される。いくつかの実施形態では、機能要素は、治療機能を実行するように（例えば、治療エネルギー及び／又は治療薬を送達するように）構成される。いくつかの実施形態では、機能要素は、機能を実行するように構築及び配置された１つ以上の要素を含み、機能は、エネルギーを送達する、エネルギーを抽出する（例えば、構成要素を冷却するため）、薬物又は他の薬剤を送達する、システム構成要素又は患者組織を操作する、患者の生理学的パラメータ又はシステムパラメータなどのパラメータを記録又はその他の方法で感知する、及びこれらの１つ以上の組み合わせからなるグループから選択される。「機能的アセンブリ」は、診断及び／又は治療機能などの機能を実行するように構築及び配置されたアセンブリを含み得る。機能的アセンブリは、拡張可能なアセンブリを含み得る。機能的アセンブリは、１つ以上の機能要素を含み得る。

本明細書で使用される「トランスデューサ」という用語は、エネルギー又は任意の入力を受け取り、出力を生成する任意の構成要素又は構成要素の組み合わせを含むと解釈されるべきである。例えば、トランスデューサは、電極を含み得て、電極は電気エネルギーを受け取り、電気エネルギーを組織に分配する電極を含み得る（例えば、電極のサイズに基づく）。いくつかの構成では、トランスデューサは、電気信号を任意の出力に変換し、例えば、光（例えば、発光ダイオード又は電球を含むトランスデューサ）、音（例えば、超音波エネルギーを送達するように構成された圧電結晶を含むトランスデューサ）、圧力、熱エネルギー、極低温エネルギー、化学エネルギー、機械エネルギー（例えば、モータ又はソレノイドを含むトランスデューサ）、磁気エネルギー、及び／又は異なる電気信号（例えば、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ又は別の無線通信要素）に変換する。代替的又は追加的に、トランスデューサは、物理量（例えば、物理量の変動）を電気信号に変換し得る。トランスデューサは、組織にエネルギー及び／又は薬剤を送達する任意の構成要素を含むことができ、例えばトランスデューサは、組織へ電気エネルギー（例えば、１つ以上の電極を含むトランスデューサ）、組織へ光エネルギー（例えば、レーザ、発光ダイオード、及び／又はレンズ又はプリズムなどの光学部品を含むトランスデューサ）、組織へ機械エネルギー（例えば、組織操作要素を含むトランスデューサ）、組織へ音響エネルギー（例えば、ピエゾ結晶を含むトランスデューサ）、化学エネルギー、電磁エネルギー、磁気エネルギー、及びこれらの１つ以上の組み合わせのうちの１つ以上を送達するように構成される。

本明細書で使用される場合、「マッピング処置」という用語は、器官組織（例えば、脳又は心臓組織）などの患者の組織に関連する電気的活動情報を生成する、患者に対して実行される臨床処置を含むものとする。

本明細書で使用される場合、用語「位置特定手順」は、座標系を確立し、電子信号などの１つ以上の信号を使用して、その系内の１つ以上の物体又は物体の部分（本明細書では「物体」）の位置を決定するプロセスを含む。いくつかの実施形態では、位置特定プロセスが、１つ以上のソース（例えば、電極）から生成された１つ以上の信号であって、空間及び／又は時間の関数として変化する１つ以上の信号と、生成された信号を記録位置から測定するセンサ（例えば、電極）とを組み込む。センサの記録位置は、局所化されている物体上とすることができ、又は局所化されている物体とは別の位置とすることができる。測定された信号の分析及び／又は測定された信号に対する計算を使用して、生成された信号の１つ以上のソースに対するセンサ及び／又は物体の位置関係を決定することができる。位置特定の方法は、２つ以上の生成された信号を組み込むことができ、センサと信号源との間の位置関係の数、及び／又は精度を増大させる。センサ及び物体は、単一の構成要素とすることができ、及び／又はそれらは同じ位置に配置された複数の構成要素とすることができる。いくつかの実施形態では、時間及び／又は空間の関数としての信号変化は、信号と測定環境との相互作用を含む。別の実施形態では、位置特定プロセスは、物体、センサ、及び／又は測定環境の固有又は既存の特徴を、例えば、物体又はセンサ上に置かれた加速度計からの信号を測定し、加速度計の信号からの情報を分析に組み込むことによって測定する。

本明細書で使用される場合、「切除処置」という用語は、望ましくない電気的活動、例えば、心臓の不整脈（例えば、心房細動）又は脳の望ましくない状態（例えば、発作又は振戦）に関連する活動に寄与すると特定された患者組織に対して行われる切除治療処置を含むものとする。

明確にするために、別個の実施形態の文脈で説明される本発明の特定の特徴もまた、単一の実施形態において組み合わせて提供され得ることが理解される。逆に、簡潔にするために、単一の実施形態の文脈で説明される本発明の様々な特徴もまた、別個に又は任意の適切なサブコンビネーションで提供され得る。例えば、請求項のいずれかに記載されるすべての特徴（独立しているか依存しているかにかかわらず）は、任意の所与の方法で組み合わせられ得ることが理解されよう。

本発明の図面及び説明の少なくとも一部は、本発明の明確な理解に関連する要素に焦点を合わせるように簡略化されているが、明確にするために、当業者がまた本発明の一部分を含み得ることを理解するであろう別の要素を排除していることを理解されたい。しかしながら、そのような要素は当技術分野で周知であり、それらは必ずしも本発明のより良い理解を容易にするわけではないため、そのような要素の説明は本明細書では提供されない。

機能的特徴、操作、及び／又はステップが本明細書に記載されるか、そうでなければ本発明の概念の様々な実施形態に含まれると理解される範囲で、そのような機能的特徴、操作、及び／又はステップは、機能的ブロック、ユニット、モジュール、操作及び／又は方法において具体化され得る。そして、そのような機能的ブロック、ユニット、モジュール、操作及び／又は方法がコンピュータプログラムコードを含む限り、そのようなコンピュータプログラムコードは、コンピュータ可読媒体、例えば、例えば、非一時的メモリ及び媒体などに記憶され得て、少なくとも１つのコンピュータプロセッサによって実行可能である。

本明細書で提供されるのは、患者情報を計算するためのシステム及び方法である。患者の生理的データは、１つ以上の記録位置で記録され、変換、例えば伝達行列を使用して、記録位置から離れ得る１つ以上のターゲット位置で患者情報を決定する。電気的情報は、患者の皮膚上及び／又は患者内に配置された電極によって記録され得て、電気的及び／又は別の患者情報は、患者の器官（例えば、心臓又は脳）を含むターゲット位置などのターゲット位置で計算され得る。本発明の概念のシステムは、変換を決定するために使用される構成要素、例えば電極、磁石、コイル、又は別のセンサ及びトランスデューサを含み得て、記録位置とターゲット位置との間の組織特性を特徴付け、特徴付けは患者情報が計算される患者、及び／又は１つ以上の哺乳動物対象に対して実行される。

ここで図１を参照すると、本発明の概念と一致する、体内の少なくとも１つの装置の位置特定を実行するように構成されたシステム１０の一実施形態の概略図である。システム１０は、協同的に生理学的情報を記録及び分析し、生理学的状態及び／又は疾患を診断し、及び／又は生理学的状態及び／又は疾患を治療するように構成される様々な構成要素、サブシステムなどを含み得る。システム１０は、コンソール５０００を含み得て、それは１つ以上のプロセッサ、データ記憶装置、及び機能的モジュールを含み、協同的に複数の異なる外部機能要素からデータ及び情報を受信し、受信したデータ及び情報を処理し、出力、例えば１つ以上のディスプレイに示される情報を、処理されたデータ及び情報に少なくとも部分的に基づき生成する。

外部機能要素は、身体、例えば、人体又は患者Ｐなどの中に挿入するように構成された１つ以上のカテーテル１０００を含み得る。様々な実施形態において、１つ以上のカテーテルのうちの少なくとも１つは、心臓Ｈの心腔に挿入可能であり得て、システム１０は、生理学的情報を記録及び分析し、生理学的状態及び／又は疾患を診断し、及び／又は心臓Ｈに関連する生理学的状態及び／又は疾患を治療するように構成され得る。そのようなカテーテル及び／又はその機能要素は、複数の位置特定技術又はモード、例えばインピーダンス位置特定、磁気位置特定、及び超音波位置特定の組み合わせを使用して位置を特定され得る。外部機能要素はまた、電極、磁気要素、及び／又はそれらの組み合わせを含む１つ以上のパッチ５００（例えば、パッチ５１０、５２０、５５０）を含み得る。パッチは、患者の外部にあり得て、例えば、パッチ５００は、患者Ｐの胴体に貼り付けるように構成され得る。パッチ５００及びカテーテル１０００、又はそれらの構成要素は、データ及び情報をコンソールに供給し、使用される異なる位置特定モードの機能、例えば、インピーダンス、磁気、及び／又は超音波位置特定技術を実行するように構成され得る。

図１では、複数のカテーテル１０００は、１つ以上の診断、位置特定、及び／又は治療用カテーテルを含んで示される。図１Ａは、位置特定に有用な図１のシステムの一部分の概略図を示し、図２は、図１のシステムの一部を形成する１つ以上のカテーテルの部分の一実施形態の図を示す。システムは、コンソール５０００を含み得て、それは少なくとも１つの特別な目的のコンピュータの様々な処理及びデータ記憶要素又は機能的モジュールを含む。様々な異なるタイプの診断、治療、及び位置特定機能要素、例えば、内部及び外部機能要素は、患者Ｐ上又は患者Ｐと共に使用するためにコンソール５０００に結合され得る。様々な実施形態では、ディスプレイ（以下で説明する出力構成要素６０など）は、コンソールに結合され、少なくとも部分的にコンソールによって駆動され、情報、データ、ディスプレイ、画像、グラフなどを、１つ以上の外部ソース、例えば複数のカテーテル１０００及び／又は複数のパッチ５００から受信した情報及びデータの処理に基づき、出力するように構成され得る。

示される実施形態では、複数のカテーテル１０００は、少なくとも１つの診断用カテーテル、例えば診断用カテーテル１１００及び／又は診断用カテーテル１２００を含む。図２は、診断用カテーテル１１００の一部分の例示的な実施形態を示す。例として、診断用カテーテル１１００は、複数のスプライン１１５７を含むバスケットアレイ１１５０を含み得る。複数のスプライン１１５７のうちの１つ以上は、１つ以上の機能要素を含み、機能要素は心臓活動に関連する、及び／又は位置特定のための電位を感知及び／又は記録するように構成される。様々な実施形態において、アレイ１１５０は、３～８つのスプラインを含み得る。図２の特定の例では、アレイ１１５０は、６つのスプラインを含み、各スプラインは、機能要素として複数の感知、記録、及び／又は位置特定デバイスを含む。

図１、図１Ａ、及び図２に示されるように、スプライン１１５７の１つ以上は、電極１１５１の形態の機能要素を含み、それらは心臓活動マッピング、及び／又は位置特定に有用なデータを感知及び記録するように構成される。電極１１５１は、マッピング、位置特定のために、及び／又はいくつかの実施形態では、切除エネルギーを送達するために使用され得る。電極１１５１は、コンソール５０００に結合され得て、コンソール５０００は電極１１５１を駆動し、電極１１５１からデータを受信及び記録するように構成され得る。スプライン１１５７の１つ以上は、超音波トランスデューサ（ＵＳＴ）１１５３を更に含み、これは、少なくとも１つの超音波エミッタ及び超音波センサを含み得る。超音波トランスデューサ１１５３は、バスケットアレイ１１５０又は心臓Ｈ内の別のカテーテル又は要素の位置特定のために構成され得て、また心臓Ｈ又は別の解剖学的構造の画像を生成し、及び／又は更新するのに有用なデータを感知するようにも構成され得る。

カテーテル１１００は、シース１３００のシャフト１３２０内の管腔１３２５内で摺動するように構成されたカテーテルシャフト１１２０を含み、シース１３００は例えば患者Ｐ内への挿入及び並進に使用される経中隔シースであり、バスケットアレイ１１５０を心臓Ｈへ送達する。シース１３００は、少なくとも１つの機能要素１３９０を含むことができ、例えばシャフト１３２０の遠位端部に置かれた、電極、コイル、超音波トランスデューサ、及び／又は生理学的センサなどである。いくつかの実施形態では、機能要素１３９０は、上記で説明したように、１つ以上のトランスデューサを含む。患者Ｐ内でカテーテルを操縦するために使用されるハンドル１１１０は、カテーテルシャフト１１２０及びシース１３００の近位端部に置かれる。バスケットアレイ１１５０は、カテーテルシャフト１１２０の遠位端部から延びる。様々な実施形態において、アレイ１１５０は、カテーテルシャフト１１２０の遠位端部に結合された拡張可能／折り畳み可能なバスケットアレイであり得るか、又はそれを含み得る。アクチュエータ１１２１は、シャフト１１２０内で摺動可能であり、アレイ１１５０の遠位端部に結合又は係合される遠位端部を有する。様々な実施形態では、アクチュエータ１１２１は、例えばスプライン１１５７を真っ直ぐにすることによって、遠位方向に延びてアレイ１１５０を折り畳み、また、スプライン１１５７を外向きに曲げることによって、近位方向に後退してアレイ１１５０を拡張する。

様々な実施形態では、カテーテルシャフト１１２０、アレイ１１５０、及び／又はアクチュエータ１１２１は、１つ以上の機能要素を含むことができ、それらは１つ以上の位置特定方法、例えば、磁気位置特定、インピーダンスベースの位置特定、及び／又は超音波ベースの位置特定を実行するのに有用なデータを生成、感知、及び／又は記録するように構成される。図２を参照すると、アクチュエータ１１２１は、１つ以上の磁気要素１１５２を含み得て、それはコンソール５０００を介して「駆動」されて磁場を生成し得るか、又は磁場を「感知」し得る。すなわち、コンソール５０００は、磁気要素１１５２に結合され、磁気要素１１５２を駆動して、位置特定に有用な磁場を確立するように構成され得て、位置特定は例えば、アレイ１１５０、及び／又はその機能要素、アクチュエータ１１２１、及び／又は患者Ｐ又は心臓Ｈ内の別の機能要素、例えばアブレーションカテーテル又は切除機能要素の位置特定である。この実施形態では、少なくとも１つの磁気要素１１５２は、完全に伸長されたとき、又は実質的に完全に伸長されたときに、アクチュエータ１１２１の中間部分に沿って、例えば、中央又は中央近くに配置される。

１セットの補助機能要素１１５８、例えば電極は、シャフト１１２０の遠位端部に対するアクチュエータ１１２１の位置を測定するために、任意選択で含めることができる。図２の実施形態では、補助電極１１５８ａは、シャフト１１２０の遠位端部の上、中、又は遠位端部に置かれ、別の補助電極１１５８ｂ～ｃは、使用されるアクチュエータ１１２１の上、中、又はアクチュエータ１１２１に置かれる。シャフト１１２０上の補助電極１１５８ａと１つ以上の補助電極１１５８ｂ～ｃとの間の相対距離測定値は、例えば、コンソール５０００によって使用され、相対距離を決定し得る。したがって、アクチュエータ１１２１及びシャフト１１２０は、電極１１５８ａ～ｃを含み得て、電極１１５８ａ～ｃは「測定スティック」として使用されて、バスケットアレイ１１５０の形状を決定するに役立ち得る。カテーテル１１００はまた、少なくとも１つの別の機能要素１１９０を含み得て、それはカテーテルシャフト１１２０上に置かれた、電極、コイル、及び／又は生理学的センサである。いくつかの実施形態では、機能要素１１９０は、上記に説明されるように、１つ以上のトランスデューサを含む。図２には示されていないが、アクチュエータ１１２１は、様々な実施形態において、１つ以上のＵＳＴ１１５３を含み得る。いくつかの実施形態では、バスケットアレイ１１５０の位置及び向きは、本明細書に記載の磁気センサ１１５２及び磁気位置特定システムを使用して決定される。バスケットアレイ１１５０の既知の構成を使用して、１つ以上のＵＳＴ１１５３及び／又は電極１１５１は、磁気センサ１１５２の決定された位置に基づいて位置を特定され得る（例えば、バスケットアレイ１１５０のすべての要素の全体の位置及び向きは、磁気位置特定システム使用して推定され得る）。いくつかの実施形態では、１つ以上の追加デバイス（例えば、カテーテル１２００の電極アレイ１２５０）の位置及び／又は向きは、磁気位置特定システムを使用して、追加デバイスの１つ以上の要素（例えば、電極アレイ１２５０の電極１２５１）の磁気的に局所化されたバスケットアレイ１１５０に対する位置を評価することによって、決定される。例えば、バスケットアレイ１１５０に対する追加のデバイスの相対位置は、１つ以上の位置特定方法、例えば、本明細書に記載されているような超音波位置特定及び／又はインピーダンスベースの位置特定を使用して決定され得る。いくつかの実施形態では、このデバイス内位置特定は、内部に配置されたデバイス（例えば、患者内のデバイスから送受信される信号）、及び／又は外部（例えば、外部から患者へ、例えば本明細書に記載されているものと同様の１つ以上のパッチを介して送信される信号）から供給される位置特定信号を使用して達成される。

図１及び図１Ａに関して、様々な実施形態では、第２の診断用カテーテル１２００が、必要に応じて含まれ得る。カテーテル１２００は、患者Ｐの中への挿入及び心臓Ｈへの送達のためにシャフト１２２０に取り付けられ得る。例えば、いくつかの実施形態では、カテーテル１２００は、冠状静脈洞マッピングカテーテルであり得て、それは心臓Ｈの冠状静脈洞内に位置決めするように構造及び配置される。カテーテル１２００は、１つ以上の機能要素を電極１２５１、例えば、心臓活動マッピング及び／又は位置特定に使用される電極、の形態で具備している電極アレイ１２５０を含み得る。電極アレイ１２５０はまた、１つ以上の磁気要素１２５２を含むことができ、それは磁気位置特定に使用されてもよい。カテーテル１２００はまた、少なくとも１つの別の機能要素１２９０、例えばカテーテルシャフト１２２０上に置かれた、電極、コイル、及び／又は生理学的センサを含み得る。いくつかの実施形態では、機能要素１２９０は、上記で説明したように、１つ以上のトランスデューサを含む。

図１及び図１Ａに関して、様々な実施形態では、治療用カテーテル１５００はまた、例えば、患者Ｐの心臓Ｈ（又は他の解剖学的構造）の中への挿入のために、システム１０に含まれ得る。治療用カテーテル１５００は、例として、アブレーションカテーテルであり得て、例えば、無線周波数（ＲＦ）アブレーションカテーテル、代替光エネルギーカテーテル、マイクロ波治療用カテーテル、冷凍アブレーションカテーテル、又は超音波若しくは別の音響エネルギーカテーテルである。治療用カテーテルによって送達されるエネルギーは、一定のエネルギー又は直接的なエネルギー、切り替えられた、交互の、若しくはパルス化されたエネルギー、及び／又は、変調又は段階的なエネルギーとして送達され得る。カテーテルによって送達されるエネルギーの治療効果は、直接接触及び／又は間接接触によって（例えば、物理的接触なしで、場の効果などによって）送達され得る。カテーテル１５００は、その近位端部にハンドル１５１０を備えたシャフト１５２０を含み得る。シャフト１５２０の遠位端部には、少なくとも１つの機能要素１５５１を含む治療アレイ１５５０が配置される。例として、治療アレイ１５５０の機能要素は、１つ以上のタイプのエネルギー送達要素（複数可）１５５１、例えば、１つ以上のＲＦ送達電極、光エネルギーを送達するための１つ以上の光学部品、冷熱エネルギー、及び／又は超音波エネルギーを送達するための１つ以上の音響トランスデューサを含み得る。いくつかの実施形態では、電極１５５１ａ～ｄは、切除治療に使用され得るが、別の実施形態では、１つの電極（例えば、電極１５５１ａ）は切除用に使用されてもよく、残りの電極１５５１ｂ～ｃの１つ以上は、位置特定用に依然として存在することができ、例えば、アレイ１５５０が冷凍アブレーションチップを含む場合である。様々な実施形態では、機能要素１５５１ａは、治療要素（例えば、ＲＦ、ＣＲＹＯなど）であり得て、機能要素１５５１ｂ、ｃ、ｄは、治療要素１５５１ａを位置特定するための電極であり得る。別の実施形態では、アレイ１５５０は、ＲＦアブレーションのための４つの電極１５５１ａ～ｄを含む。カテーテル１５００はまた、少なくとも１つの別の機能要素１５９０を含むことができ、例えば、カテーテルシャフト１５２０上に置かれた、電極、コイル、及び／又は生理学的センサである。いくつかの実施形態では、機能要素１５９０は、上記で説明したように、１つ以上のトランスデューサを含む。

図１及び図１Ａに関して、様々な実施形態では、別のオプションの機能カテーテル１６００もまた、システム１０に含まれ得て、例えば、患者Ｐの心臓Ｈ（又は他の解剖学的構造）の中への挿入用である。オプションのカテーテル１６００は、診断用カテーテル、マッピングカテーテル、治療用カテーテル、又はそれらの組み合わせであり得るか、又は少なくともそれらを含み得る。カテーテル１６００は、その近位端部にハンドル１６１０を備えたシャフト１６２０を含み得る。シャフト１６２０の遠位端部には、少なくとも１つの機能要素を含む機能アレイ１６５０が配置される。例として、電極（又は別の機能要素）１６５１の治療アレイ１６５０の機能要素、例えば、マッピング、診断、治療、及び／又は位置特定電極若しくは要素が本明細書に開示される。いくつかの実施形態では、カテーテル１６００は、ラッソカテーテル、例えば示されるようにループ構成で付勢されたマッピングカテーテルを含む。

図１及び図１Ａを参照すると、パッチ５００は、患者Ｐの身体、例えば胴体に配置するように構成され得る。パッチ５００は、コンソール５０００に、１つ以上のケーブル又はケーブルアセンブリ５０１、あるいは別の有線又は無線のデータ転送要素又は技術を用いて結合され得る。パッチ５００は、皮膚接触パッチであり得て、患者Ｐの胴体に取り外し可能に貼り付けるための接着剤を含み、各パッチは、１つ以上のタイプの機能要素を含み得る。パッチ５００は、少なくとも１つのインピーダンスパッチ５１０（例えば電圧又は電流を測定及び／又は印加するパッチ）を含むことができ、それはパッチでインピーダンスを測定するように構成された少なくとも１つのインピーダンス機能要素、例えば少なくとも１つのインピーダンス電極５１５を有する。インピーダンス測定値は、コンソール５０００によって使用されて、インピーダンスモードの位置特定を実行し得る。パッチ５００は、インピーダンス機能要素を含み、インピーダンス場を印加し得る。パッチ５００は、少なくとも１つの磁気パッチ５２０を含むことができ、それは磁場を測定するように構成された少なくとも１つの磁気機能要素、例えば少なくとも１つのコイル５２５を有する。磁場測定値は、コンソール５０００によって使用されて、磁気モードの位置特定を実行し得る。パッチ５００は、磁気機能要素を含み、磁場を印加し得る。パッチ５００は、少なくとも１つの超音波ベースの機能要素、例えば超音波センサ及び／又は送信機を含み得る。パッチによって受信及び／又は送信される超音波信号は、コンソール５０００によって使用されて、超音波モードで位置特定を実行することができ、例えば、カテーテル又はシースなど、身体に適用又は体内に挿入された身体構造又はデバイスの存在又は位置を検出する。

いくつかの実施形態では、パッチは、ウェアラブル衣服又はその一部分、例えば、ベスト、スーツ、シャツ、ボディスーツに組み込まれるように構成され得る。衣服は、身体に対する機能要素の接触、圧力、及び／又は位置を維持する材料で作製され得る。衣服は、弾性又は圧縮特性を備えた材料を統合して、身体に対する機能要素の接触、圧力、及び／又は位置を維持し得る。衣服は、複数の層を含むことができ、１つ以上の機能要素又はその一部分は、そのような層内の間に維持され得る。衣服は、光学的、電気的、及び／又は磁気的に透過性である材料で作製され、又はそれらを含み得る。衣服は、導電性の材料で作製され、又はそれらを含み得る。衣服は、１つ以上のパッチを受容するように構成された外面を含み得る。

いくつかの実施形態では、パッチ５００のうちの１つ以上は、２つ以上の異なるタイプの機能要素を含む組み合わせ（又は「コンボ」）パッチであり得る。図１及び図１Ａは、異なるタイプのコンボパッチの実施形態を示す。例として、コンボパッチ５５０は、少なくとも１つの磁気要素及び少なくとも１つのインピーダンス要素、ならびに任意選択で別のタイプの機能要素５９９を含み得る。例えば、機能要素は、一般的に処置の間に患者に配置される１２誘導ＥＫＧ／ＥＣＧ（心電図）要素であり得る。したがって、コンボパッチ５５０は、電極５１５及び磁気コイル５２５を、それぞれパッチ５１０及び５２０と同様に含み得て、パッチ５１０及び５２０のすべての機能、ならびにＥＫＧ／ＥＣＧ機能を実行するように構成され得る。代替的又は追加的に、システム１０は、１つ以上のＥＫＧ／ＥＣＧリード線（又はパッチ）５６０を含み得る。

様々な実施形態では、パッチ５１０、５２０、及び５５０のうちの任意の１つ以上は、少なくとも１つの別の機能要素５９９を含み得る。ＥＫＧ／ＥＣＧ機能要素以上に、機能要素５９９は、例として、一般的なセンサ、トランスデューサ、及び／又は別の機能要素、例えば加速度計、汗検出器、生理学的センサ、及び／又は画像化マーカ（例えば、放射線不透過性マーカ、ＭＲマーカ、音響反射マーカ）であり得るか、又はそれらを含み得る。別の例として、いくつかの実施形態では、機能要素５９９は、マイクロ波機能要素、超音波機能要素、又はそれらの組み合わせであるか、あるいはそれらを含み得る。

いくつかの実施形態では、パッチ５００は、多孔質材料を含んで多孔質導電性パッチ５００を形成でき、それは患者の皮膚が呼吸することを可能にし、それによって発汗を軽減し、インピーダンス変動を安定化する。いくつかの実施形態では、多孔質パッチ５００を、導電性の「コーティング」材料に完全に浸漬することができ、その結果、（パッチの）構造全体は伝導し、例えば、「コーティング」は、パッチ表面上の２Ｄ層ではなく３Ｄ構造のためになり得る。いくつかの実施形態では、導電性コーティングは、同じ導電性をウェット又はドライで含み得て、パッチにヒドロゲルを含浸させて患者Ｐの皮膚との導電性を確保する必要性を回避する。

様々なカテーテル１０００及びパッチ５００は、コンソール５０００に、いくつかの有線若しくは無線デバイス及び／又は技術のいずれかを介して結合され得る。様々な実施形態では、コンソール５０００は、複数の外部ソースからデータ及び情報を受信、処理、及び／又は記憶するのに有用な１つ以上のプロセッサ及びデータ記憶装置を含み、患者Ｐの身体に対して１つ以上の装置の改善された位置特定を実行し得る。加えて、様々な実施形態では、コンソール５０００は、１つ以上の外部デバイス、例えば、心臓又は他の解剖学的構造のための診断、マッピング、及び／又は治療装置を駆動、照会、及び／又は制御するように構成され得る。

図１の実施形態では、コンソール５０００は、画像化モジュール５０１０、マッピングモジュール５０２０、治療モジュール５０３０、及びユーザインターフェースモジュール５０５０を含む。画像化モジュール５０１０は、心臓の少なくとも１つの画像又は心臓Ｈの少なくとも１つの心腔を提供、生成、取得、更新、記憶、及び維持するように構成され得る。画像化モジュール５０１０は、少なくとも１つの画像化デバイス５０から画像化情報を受信し得る。画像化デバイスは、解剖学的情報（例えば、心臓解剖学的情報）を、１つ以上の画像又は画像化ソース又はシステムから、例えば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャン、蛍光透視鏡、Ｘ線、ＭＲＩ、及び／又は超音波イメージャから収集するように構成され得る。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、画像化モジュール５０１０を含み、それは少なくとも１つの画像化デバイス５０から画像情報を受信して記憶する。画像化デバイス５０は、磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）デバイス、蛍光透視デバイス、及び／又は心臓モデルのソースのうちの少なくとも１つであり得るか、又は少なくとも１つを含み得る。画像化モジュール５０１０は、画像化デバイス５０から受信したデータ及び情報に基づいて、例えば心臓Ｈの解剖学的モデルを提供、生成、及び／又は更新するように構成され得る。

コンソール５０００は、心臓活動マッピング情報を電極（例えば、カテーテル又はパッチ電極）から受信するように構成されたマッピングモジュール５０２０を更に含み得て、心臓電気活動マップを生成し、ここで心臓活動は、電圧、表面電荷、双極子密度などの１つ以上としてのものである。

コンソール５０００は、治療モジュール５０３０を更に含み得て、それは治療用カテーテル１５００に、心臓Ｈの１つ以上の位置へ治療エネルギーを送達させる、又は送達するよう駆動するように構成され、これは、マッピング又はシステム１０によって生成された他の情報に基づく閉ループエネルギー送達であってもよい。例えば、治療用カテーテル１５００は、本明細書で言及される、当技術分野で既知の、又は今後開発される、いずれかのタイプのアブレーションカテーテルであるか、又はそれを含み得て、あるいは治療用カテーテルは、他の方法で既知の任意の他のタイプの治療装置、例えば、薬物又はデバイス送達システム又はカテーテルであり得る。

コンソール５０００は、ユーザインターフェースモジュール５０５０を更に含み得て、それは１つ以上のユーザ入力及び出力構成要素６０、例えば二次元ディスプレイ、三次元ディスプレイ、キーボード、マウス、タッチスクリーン、プリンタ、３Ｄプリンタ、通信システムなどとデータ情報を交換するように構成される。

画像化モジュール５０１０は、追加的又は代替的に、１つ以上の超音波機能要素、例えばカテーテル１１００上のＵＳＴ要素１１５３からデータ及び情報を受信するように構成され得る。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、複数の位置特定モードを確立及び維持するように構成された位置特定サブシステム５１００を含む。位置特定サブシステム５１００は、パッチ５００及びカテーテル１０００から位置特定情報を受信し、その情報を処理してデバイス位置情報を生成し得る。複数の位置特定モードは組み合わせられ得て、これらのモードは、インピーダンス位置特定モードの少なくとも１つ及び磁気位置特定モードの少なくとも１つを含み得る。いくつかの実施形態では、複数の位置特定モードは、追加的又は代替的に、少なくとも１つの超音波位置特定モードを含むことができる。様々な実施形態では、第１の位置特定モードはインピーダンス位置特定モードであり、それは患者Ｐに関連するインピーダンス値を感知するように構成された１つ以上のインピーダンス電極５１５を使用して確立される。インピーダンス値からインピーダンスの変化が決定され得る。

様々な実施形態では、位置特定サブシステム５１００は、インピーダンス位置特定モジュール５１１０を含む。インピーダンス位置特定モジュール５１１０は、インピーダンス位置特定モードを実装するための処理機能を含む。インピーダンス位置特定モジュール５１１０は、インピーダンス信号発生器５１１１を含み得て、それはインピーダンスベースの位置特定要素、例えば電極１１５１を駆動するための駆動信号を生成するように構成される。

様々な実施形態では、位置特定サブシステム５１００は、磁気位置特定モジュール５１２０を含む。磁気位置特定モジュール５１２０は、磁気位置特定モードを実装するための処理機能を含む。磁気位置特定モジュール５１２０は、磁場信号発生器５１２１を含み得て、それは内部及び／又は外部磁気コイル、例えば磁気要素１１５２を駆動するための駆動信号を生成するように構成される。コンソール５０００はまた、外部固定磁石５１２５を含むか、又はそれに結合することができる。固定磁石５１２５は、固定磁場発生器であり得て、固定座標基準を、例えば、手術室、手術ベッド、患者などに与える磁気センサの形態をとることができる。磁気位置特定モジュール５１２０は、固定座標基準などの固定磁石５１２５から、又は固定磁石５１２５に関連付けられた情報及びデータを受信し、磁気位置特定を実行し得る。

様々な実施形態では、位置特定サブシステム５１００は、任意選択で、補助位置特定モジュール５１３０を含み得る。補助位置特定モジュール５１３０は、補助位置特定モードに必要な任意の信号を駆動するように構成された補助位置特定信号発生器５１３１を含み得る。補助位置特定モードは、例として、追加の磁気位置特定モード、追加のインピーダンス位置特定モード、超音波位置特定モード、又はマイクロ波位置特定モードであり得る。

位置特定サブシステム５１００は、位置特定プロセッサ又は処理モジュール５１５０を含み得て、それはデバイス位置情報を、インピーダンス位置特定プロセッサ５１１０及び磁気位置特定プロセッサ５１２０の両方と、存在する場合は任意選択で補助位置特定プロセッサ５１３０との出力に基づいて生成する。例えば、位置特定プロセッサ５１５０は、インピーダンス位置特定及び磁気位置特定を使用して、カテーテル１０００又はその一部分を、患者Ｐ及び／又は患者Ｐの心臓Ｈ内で位置特定し得る。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、身体上、体内、及び／又は身体全体に分布（例えば、場）を生成するための１つ以上の要素と、分布の１つ以上の特性を測定するための要素を含む。例えば、分布は、電圧、電流、磁気、電磁気（例えば、ＲＦ、マイクロ波）、超音波、及び／又は圧力分布であり得る。分布が身体の体積にわたって、及び／又は体積全体に付与されると、それは空間情報をエンコードする。すなわち、分布が位置の関数として変化するため、分布の様々な特性（例えば、値、変化率、勾配、線形性、及び／又は直交性）は、体積の空間座標との関係（例えば、対応又はマップされた値）を有する。分布は、生成されたエネルギーモダリティに適用可能な対応する物理学に従う。分布を推定するために、問題の物理学に従った１つ以上の方程式のセット（例えば、マクスウェルの方程式などの場の方程式）内の未知数の解が確立され得る。これは、測定値の収集とそれに続く場の解の計算又はモデリングによって、１つ以上の場の特性又は性質の追加の制約、仮定、又は事前知識の有無にかかわらず、実現され得る。いくつかの実施形態では、デバイス位置情報を取得するための場の解の計算又はモデリングは、場の問題に対する完全な解であり得る。いくつかの実施形態では、場の解の計算又はモデリングは、部分的な解に限定され得る。例えば、部分的な解は、幾何学的又は空間領域（心腔などの解剖学的領域など）に限定され得る。別の例として、部分解は、すべての可能な場の特性のサブセットに対応する場の方程式のセットを解くことに限定され得る（例えば、場の勾配などの特性について、場の連続性に対応する偏微分方程式を解くことができるが、場の大きさを明示的に推定していない）。

いくつかの実施形態では、場の分布は、１つ以上の電気又は電磁源、例えば電圧又は電流源を印加することによって、インピーダンス位置特定モジュール５１１０により生成され得る。この印加は、１つ以上の対応する場の分布の生成、例えば空間を介して生成される電圧、電流、及び／又は磁場につながる。場の分布、又は場が印加される空間の対応する性質（患者の胴体などの体積全体の局所インピーダンスの分布など）の測定値は、場の内部の１つ以上の位置に分散された１つ以上のセンサ要素のセットを使用して実行され得る。センサ要素からの情報を組み合わせて、場とその特性（モデルなど）の定量的な説明を推定できる。例えば、同時記録を供給する少なくとも３つのセンサを使用して、３自由度の場、例えば三次元の場をモデル化し得る。

いくつかの実施形態では、必要な同時測定値の数は、場の自由度の既知の限界を利用することによって、又はセンサの数が、時間を通して、例えばセンサの制御された機械的変位（例えば、既知の一連の操作）を通して、一連の制約された、又は制御された測定値を使用する場合に減らすことができる。一例として、単一の電極を使用して、既知の距離にわたり、又は制御された方向（例えば、３Ｄデカルト座標系の場合、３つの主要な方向）での電極の移動は、短時間（秒など）で３Ｄ空間を十分にサンプリングし、場を推定し得る。別の例として、既知の間隔（例えば、ユークリッド距離、製造された間隔）を有する２つ以上の電極のセットを使用して、２つの電極は、３つ以上の方向（例えば、３Ｄデカルト座標系の場合、３つの主要な方向）に向けられるように、例えば、偏向、回転、掃引、後退、前進、又はこれらのいくつかの組み合わせにより操縦され得る。いくつかの実施形態は、電極が３つの固有の方向（３°以上離れた方向など）に配向されること、又はサンプリングされた向きのセットが３Ｄ空間に２つの固有の平面を形成するのに十分な固有の方向を含むことのみを必要とする。いくつかの実施形態では、１セットのアルゴリズムを使用して、指向性サンプリングの程度を定量化し、サンプリングされたデータセットの品質に関してユーザにフィードバックを提供し得る。フィードバックを使用して、視覚的インジケータをユーザに提供することができ、サンプリングが十分である、サンプリングが不十分である、又はユーザがサンプリングを十分なレベルまで最適又は効率的に完了し得る方法を示す。いくつかの実施形態では、上記のようなソース及びセンサは相互交換され得る（センサは静的な位置に留まることができ、その間、ソースは空間内に分散されるか、又は空間全体に移動される）。

次のセクションでは、単純な線形の場のアプローチを説明する。場のソース（複数可）（パッチなど）は、場の自由度を下げるように最適に構成され得る。例えば、測定体積に定電流を生成するパッチ構成（例えば、位置及び／又は向き）は、電流の方向に沿って（平行な等電位面を使用して）線形に変化する電圧場を生成することができ、その結果、この場の三次元の空間記述は、空間に分散された２つ以上のセンサによって完全に取得され得る。更に、生成された場は、電磁場を支配するマクスウェルの方程式を満たす。同じ手法を第２の固有の電流方向に適用するには、１つ以上の追加センサを使用することのみ必要とする。再度、第３の固有の電流方向に適用するには、合計４つ以上のセンサのみを必要として、３つの同時であるが独立した場のモデルを取得し、それぞれはマクスウェルの方程式の独立したセットを満たす。この構成は、３つの独立した場を使用する完全な三次元位置特定の１つの方法である。

次のセクションでは、一般的な場の、場の支配方程式(governing field equation)を満たすためのアプローチについて説明する。身体表面からパッチ５００に電流を印加することによって確立された場は、以下の単純化されたマクスウェルの方程式によって説明され得る。
∇・（σ∇ｖ）＝０、体積と対応する境界条件を介して
Ｊ・ｎ＝｛（０、電流源が電流密度を印加される外面に存在しない場合、パッチで）
体内の電圧場ｖの分布を提供するこの問題の完全な解は、パッチとその身体表面上の配置に依存する境界条件（Ｊ）、及び身体の導電率分布σを知ることで取得され得る。患者固有の境界条件と導電率分布に関する事前の知識は、取得が難しい場合がある。胴体の簡略化されたモデルを使用して、この問題の近似解を生成し得る。この解は、患者固有の胴体の３Ｄモデル、例えば、セグメント化されたＣＴ及び／又はＭＲＩ画像から取得されたモデルによって更に強化され得る。

いくつかの実施形態では、心臓内の電極をナビゲートするために、心臓内の場の分布を推定する必要があり、したがって、表面境界条件Ｊを知る必要性が軽減される。血液プールの導電率は空間的に一定であるため、支配方程式はラプラス方程式∇^２ｖ＝０に簡略化され、したがって導電率分布σを知る必要性が軽減される。これにより、この問題は実質的に低減され、減少されたセンサ測定値のセットを用いて解決され得る。追加的に、一部の組織構造（限定された導電率の変化の領域）は、場の偏差が無視可能となり、ラプラス方程式に依然としてフィットし得る。したがって、ラプラス方程式の解は、これらの領域にも正確に適用され得る。例えば、これらの領域は、薄い導電性組織構造（心房壁など）からなり得る。いくつかの実施形態では、ラプラス方程式の解は、グリーン関数を利用することによって分析的に近似され得る。

ここで、通常の「ｎ」を有する「表面(surface)」は、ラプラス方程式を満たす均一な導電率の「体積(volume)」を包括する。φはグリーン関数である。いくつかの実施形態では、グリーン関数の設計は、次のように定式化され得る。
∇φ＝「表面」で０、及びｖ∇^２φ≒δ
δ関数の選択は、従来のディラックのデルタ関数とは異なる場合があり、ディラックのデルタ関数は特異点を有するグリーン関数につながる。この関数の選択は、最適化されて数値安定性を供給する（特異点を排除する）のと同時に、例えばδにガウスパルスを選択することにより、場の分布の再構築の高解像度を維持することができる。ここで説明するように、グリーン関数を用いて、体積内の電圧分布を推定するための解は次のよう示すことができる。

この方程式２を用いて、及び「表面」での電圧の勾配（∇ｖ・ｎ）に基づく項の推定（又は測定）を用いて、体積内の電圧ｖの分布が取得され得る。電圧勾配（∇ｖ・ｎ）の推定は、既知の位置で「体積」内の一連の電圧を測定し、方程式２を使用して逆解を定式化することで実現され得る。代替的に、グリーン関数は定式化され得て、表面でφ＝０を確保することにより、電圧項ｖに直接作用する。これにより、電圧ｖの測定を表面で直接行うことができる。電圧の測定は、簡単な電極を用いて、電圧勾配∇ｖと比較して容易になる可能性がある。

グリーン関数の設計の制限は、１セットの分散点からの１セットの測定値（電圧又は電流などの他の場の特性も使用され得る）の関数として、所望の領域で電圧を提供する変換を推定することで回避され得る。測定値が得られる点は、所望の領域内又は所望の領域外にあり得る。適用される場の支配方程式は様々なソースで同じであるため、シミュレーション、分析解、又は１セットの制御されたソース（同じ物理学に起因する）を使用した実験から行われた一連の測定値を使用して、変換を推定し得る。変換を作成するために必要な測定値は、電圧が既知の点と、電圧を検出するのが望ましい点との両方からなる。

次に、推定された変換を使用して、所望の領域の電圧を、推定プロセスで使用される位置（電圧が既知である点）で行われた測定値から予測し得る。この変換は、同じ物理学に帰する（制御されたソースを記述する）すべてのソースで作用することができる。この方法は、電圧が測定される（既知の）点の様々な構成に、関心領域全体（予測プロセスで使用されるすべての電圧を含む）で制御されたソースによって生成された電圧を記憶することにより拡張され得る。測定された電圧を有する点の新しい構成が利用可能である場合、他のすべての位置で電圧を取得するための変換は、記憶された値から推定され得る。

線形の場のセットに対する解を簡潔化することは、場のモデルを計算するために必要とされる測定値の数が減少するため、利点である。線形の場のセットに簡潔化する１つの方法は、場の非線形性を測定し、それらを補正することである。非線形性は、本明細書に記載の方法によって推定され得る。患者に適用された複数のソースから見た非線形性は、次に数値的に組み合わせられ（例えば、加算、加重加算、及び／又は非線形の組み合わせを介して）、最小又は少なくとも低減された非線形性を備えた場を生成し得る。この方法は、次に場の非線形性の構造を正確に推定する負担を減じる。次に、場の推定の精度は、非線形性を低減するために場の組み合わせをガイドするのに必要な範囲に制限され得て、ここでプロセスは繰り返される場合がある。低減された推定の負担は、センサ測定値の数、測定値のノイズ要件などが減少することを意味し得る。様々なソースによって生成された場を数値的に組み合わせることに加えて、様々な位置での物理的パッチ（様々なサイズ及び／又は形状のパッチなど）は、この方法に基づいてガイドされ得る。

場の設定を支配する様々なパラメータの自然な変動により、時間の関数として変動する場合がある。様々なパラメータの変化は、生理学的変化、例えば、胴体のインピーダンス、胴体の形状、又はパッチと胴体若しくは胴体の動きとの間のインターフェースの変化などのアーチファクトに起因する可能性がある。様々な時点で、場の分布は変化し、その変化が大きい場合は、位置特定プロセスに影響を与える可能性がある。様々な時点で、場は異なる状態にあると言える。次に、場の記述は、様々な時間的状態に合わせて更新され得る。更新は、推定に適用される調整又は補正であり得て、又は、場の状態に基づく異なる推定であり得る。適用可能な場の調整又は時間的状態は、場、又は場が存続する媒体の様々な性質の測定値を通じて決定され得る。これらの測定値は、場の状態と相関する。様々な状態の場の間で一貫性、安定性、及び精度を作成するプロセスは、「基準(reference)」の適用と呼ばれる。様々な実施形態では、場の基準の適用は、様々な時間的状態を通して一貫性を持たせるために、センサ測定信号への調整を使用して実行され得る。調整は、様々なセンサ位置からの測定又は一連の測定からであり得る。これらのセンサからの測定値を使用して、場の変化の時間的性質に対応する調整信号を抽出し得る。２つ以上の場が印加される場合、異なる場を使用して位置特定プロセスの冗長性を高めることができ、次に様々なアーチファクトを補正するために使用され得る。例えば、インピーダンス源と磁場源の両方を適用して、各エネルギーモダリティを備えた位置特定システムが作成され得る。２つの異なるエネルギーモダリティに属する電極／磁気センサによって測定された信号は、次のように記述され得る。
Ｓ（ｔ）＝位置（ｔ）＋生理学（ｔ）＋アーチファクト（ｔ）
ここで、「Ｓ」は、測定されたセンサ信号であり、センサの位置と、場に影響を与えるその他の生理学的及び外部（アーチファクトなど）要因の関数として変化する。ここで、生理学的変化は、磁場と電場の両方によって同時に経験される（例えば、呼吸）。この影響により、２つのモダリティの間の信号の生理学（ｔ）部分を次のように記述できる。

追加的に、物理的に結合された磁気及び電気センサ（１つ以上）に対して、次を有する。

ここで［ｔｒｓ１］、［ｔｒｓ２］、［ｔｒｓ３］、［ｔｒｓ４］、及び［ｔｒｓ５］は、その時の現在の患者からのトレーニングデータから推定され得て、又は計算モデルが生成されて、これらの変換を推定し得る。計算モデルは、１人以上の患者の別のセットから事前に収集された臨床データによって、又はベンチトップ測定値を使用して推定されることもあり得る。これらの変換は、身体に印加される電場と磁場の解を表す（又はその導出可能な量である）。電場と磁場の生理学的信号は、体積導体の問題（例えば、胴体に印加される場を支配する物理学）によって接続される。次に、これらの変換により、２つの位置特定システムが同時登録される。これにより、モデルにフィットしない一つの、又は別のエネルギーモダリティベースのシステムでの外乱を排除できる。これらの変動は、例えば、生理学的ドリフト又は磁場の乱れ又は患者の動きによって引き起こされる場合がある。

様々な変換は、エネルギーモダリティ内の特定のシグニチャ（時間的／空間的／周波数）に依存することによって推定されて、様々な要因を分離し得る。例えば、臨床例で測定された信号から、周波数分離を実行して、エネルギーモダリティからの信号への個々の誘因を分離し得る。場のモデリングはまた、変換関数の作成にも使用され得る。加えて、特定のステップ、例えば、センサ又はソースの制御された動き、制御された場の外乱を実行して、変換を推定し得る。

一例として、上記で示した変換は線形結合の変換であるが、他の形態の変換も使用され得る。これらの変換は、問題の物理学によって支配される。

様々な実施形態では、場の空間記述は、センサの位置を推定するために使用され得る。場の記述は、場の特定の特性の空間分布の推定値であり、例えばインピーダンス位置特定場の電圧値である。センサ測定値は、処理によって場の特性に変換され得て、それは推定されて、センサの位置のデコードに使用される。

場を記述するためにシステム１０によって使用される変換及び／又は場の特性は、患者の生理学的変動の特定の周期的な時点（例えば、心臓及び／又は呼吸周期）、例えば場の複雑さが最小になる時点で推定され得る（例えば、モデリングを簡素化するため）。これらの特定の時点で、好ましい生理学的条件のために、印加された場は、空間的な非線形性が減少していることを示し、これにより、場の記述が簡単になり、入力が少なくなる。いくつかの実施形態では、これらの時点は、ＥＣＧ信号のＴ波及び／又はＰ波に時間的に近接して位置特定される。加えて、より広い期間にわたる特定の時点で信号を測定することは、ソースの不変性につながる可能性がある。不変には観察期間に一致する周期があり、他のソースからの信号変化への誘因は、これらの測定内で観察され得る。これらの他のソースを記述する変換（モデルなど）は、観察に基づいて推定され得る。

いくつかの実施形態では、記録された信号のアーチファクトは、離散インパルスを含み得る（例えば、短く、高振幅の外生信号、例えばペーシングパルスによって引き起こされる）。この離散インパルスは、「鋭い」構造を有する成分を含む波形（例えば、急な前縁部及び／又は後縁部を有する波形）を生成し得る。そのようなアーチファクトが位置特定信号（例えば、位置特定される電極によって記録されたインピーダンスベースの位置特定信号）に存在する場合、記録電極の決定された位置における短い「ジャンプ」がシステム１０によって観察され得る。いくつかの実施形態では、システム１０は、非アーチファクト期間中の信号変動の観察に基づく閾値アルゴリズムを含む。閾値アルゴリズムは、１つ以上の記録電極の位置で観察されるジャンプを制限するように構成され得る。例えば、アーチファクトを引き起こす外生信号の長さに匹敵する及び／又はそれより長いフィルタリング期間を有する信号のメディアンフィルタリングもまた、観察される位置シフトを制限するために使用され得る。いくつかの実施形態では、１つ以上の追加のフィルタを、鋭い構造を有する成分を含むこの信号に適用することにより、システム１０は、観察するのが無視できるほど十分にアーチファクトをフィルタリングする（例えば、記録電極の位置でのジャンプは、２つ以上のフィルタを適用した後に無視される）。記録信号の鋭い構造を、第１のフィルタ（例えば、メディアンフィルタ）を第２のフィルタの前に適用することで制限するプロセスは、そのような鋭い構造がカテーテルの局所化された位置での観察可能なジャンプとして現れるのを防止するのに役立ち得る。いくつかの実施形態では、ペーシングパルスが電極（これもまたインピーダンス位置特定を使用して局所化されている）を介して送達される場合、ペーシングパルスによって引き起こされるアーチファクトは相当なものである場合が有り、いくつかの実施形態では、このアーチファクトは位置特定記録回路を飽和させるのに十分な場合がある。記録された信号振幅のこの飽和及び／又は有意な変化は、システム１０によって使用されて、チャネル上のペーシングの存在を容易に検出でき、その結果、システム１０は、ペーシングが存在する間に記録されたそれらの信号を無視するか、又は他の方法で信号をフィルタリングし得て、ペーシングが存在する間に局所化されている１つ以上の他の電極の位置特定に悪影響を及ぼすのを回避する。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、変換（スケール行列など）５１５５を含み得て、それは生の位置特定情報を解剖学的モデル５２５５に対する位置に変換し、解剖学的モデル５２５５はまた、コンソール５０００の一部を形成することができ、又はコンソール５０００の外部にあり得る。スケール行列５１５５は、場の値の変化率（例えば、インピーダンス場の電圧の変化率）の測定であり、位置特定プロセスで使用され得る場の特性の特定の例である。スケール行列を使用した位置特定のプロセスにより、センサの位置を推定するための単純な線形演算子が可能になる。単純な線形演算子により、計算プロセス内での数値的安定性をより良くできる。センサの位置を推定するプロセスは、センサと位置（例えば、解剖学的構造及び場の値に対する配置が知られている位置）との間の場の値（例えば、電圧）の差を測定することを含む。次に、測定された差にスケール行列が乗算され、結果として生じるプロセスの出力は、既知の位置に対するセンサの位置となる。スケール行列５１５５は、本明細書で詳細に説明されているように、少なくとも１つの基準点又は基準フレームに基づいて調整又は補正され得る位置特定データから形成される。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、解剖学的サブシステム５２００を含み得て、それは診断用カテーテル１１００から解剖学的情報を受信し、心臓Ｈ又はその一部分の解剖学的モデルを生成する。生成された解剖学的モデルは、いくつかの実施形態では、外部画像化デバイス５０から画像化モジュール５０１０を介して受信された情報を含み得る。解剖学的サブシステム５２００は、解剖学的モデルをリアルタイムで、ほぼリアルタイムで、又は時々更新するように構成され得る。様々な実施形態では、解剖学的サブシステム５２００は、超音波モジュール５２１０及び超音波信号発生器５２１１を含み得る。超音波モジュール５２１０は、第１の診断用カテーテル１１００の超音波トランスデューサを駆動／記録するように構成され得て、システム１０の他の任意の超音波トランスデューサ要素、例えば、機能要素１１５３を駆動し得る。超音波モジュール５２１０は、超音波信号発生器５２１１を使用して、超音波駆動信号を生成し、カテーテル１１００、より一般的にはシステム１０の超音波トランスデューサを励起し得る。

解剖学的サブシステム５２００は、任意選択で、解剖学的インポートモジュール５２２０を含み、それは外部イメージャ５０から解剖学的情報を受信し、その情報を超音波モジュール５２１０からの情報と「結合」して、例えば改良された精度及び／又は解像度を備える「強化された」解剖学的モデル５２５５を作成する。

図３は、本発明の概念と一致する、位置特定システムを初期化、較正、及び／又は補正するための方法７１００の一実施形態のフローチャートを示す。方法７１００の様々なデータ記憶、処理、及び生成部分は、図１のコンソール５０００、又はその構成要素によって実行され得る。

ステップ７１１０では、外部構成要素が配置され、１つ以上のカテーテル１０００が患者Ｐの中に挿入される。様々な実施形態では、第１の位置特定モードが初期化され、座標系が確立され、次に第２の位置特定モードが初期化され、座標系が第１及び第２の位置特定モードを使用して再較正される。座標系が確立されて、患者Ｐ内のデバイスを位置特定するための基準フレームを提供する。

例えば、一実施形態では、第１の位置特定モードは、インピーダンス位置特定モードであり得て、第２の位置特定モードは、磁気位置特定モードであり得る。インピーダンス位置特定モードを初期化することは、外部パッチ５００を患者Ｐの胴体に貼り付けることを含み得て、パッチ５００は、少なくともインピーダンス電極５１５を含む。次に、第２の位置特定モードである磁気位置特定モードが設定され得る。磁気位置特定モードを初期化することは、外部パッチ５００を患者Ｐの胴体に貼り付けることを含み得て、パッチは、少なくとも磁気要素５２５を含む。すなわち、様々な実施形態では、インピーダンスパッチ５１０、磁気パッチ５２０、及び／又はコンボパッチ５５０が使用され得る。固定磁石５１２５はまた、患者Ｐを支持するテーブルの下などに配置され得る。ステップ７１００はまた、カテーテル１０００の１つ以上を患者Ｐの中に挿入することを含み得て、ここでそのようなカテーテルは、２つの位置特定モード、例えば、インピーダンス及び磁気のうちの少なくとも１つを確立するのに有用な要素を含む。例えば、診断用カテーテル１１００／１２００のいずれか一方、又は両方を患者Ｐの身体の中に挿入して、１つ以上の位置特定モードを初期化及び較正することができる。

ステップ７１２０では、物理的パッチ５００及びカテーテル１０００が適所にある状態で、第１の位置特定モードが初期化される。第１の位置特定モードの初期化は、様々な位置特定構成要素、例えば、インピーダンス位置特定モード用の電極５１５又は磁気位置特定モード用の磁気要素５２５を活性化して、患者Ｐ内の座標系を確立することを含む。すなわち、パッチ５００を使用して、三次元座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を確立する信号を生成し得る。座標系は、患者Ｐ内のカテーテル及びカテーテルの要素の位置を決定するために、すなわち、位置特定するために確立される。図４は、ステップ７１２０を実現するために使用され得る方法７２００の一実施形態を提供する。

ステップ７１３０では、座標系は、第１の位置特定モードと、挿入されたカテーテル、例えばバスケットアレイ１１５０を有するカテーテル１１００を使用して較正される。図４は、ステップ７１３０を実現するために使用され得る方法７２００の一実施形態を提供する。この方法によると、確立された座標系は最初に較正されて、位置特定が実行され得る。較正は、座標系のＸ、Ｙ、Ｚ軸の初期スケールと座標系の原点を、センサの位置特定が適用される領域（例えば、心腔内）の初期評価を用いて決定するために使用され得る。

ステップ７１４０では、第２の位置特定モード、例えば、磁気位置特定モードが初期化され得る。このステップで第２の位置特定モードを初期化することは、患者Ｐに対する磁気要素、例えばパッチ５００の磁気要素５２５の物理的配置が、ステップ７１１０で実現されたことを前提とする。しかしながら、第２の位置特定モードを実行するために必要な磁気要素の配置が実現されていない場合、それらはこのステップで実現され得る。磁気要素は、磁気位置特定モードを初期化するために活性化又は通電される。図４の方法７２００は、磁気位置特定モードを初期化するように適合され得る。

両方の位置特定モードが初期化された状態で、座標系は、ステップ７１５０において、第１及び第２の位置特定モードを使用して再較正される。すなわち、座標系は、第１の位置特定モードを用いて、次に第２の位置特定モードを用いて較正され得る。２つの較正間の差は数学的に解決され得て、座標系の単一の較正を生成し得る。更に、固定磁石５１２５を使用して、空間(room)（又は他の体積）に対する基準点又は固定磁場を確立することができ、それは患者Ｐの位置に依存しない座標系を確立する。固定システムからの情報を使用して、患者の胴体上のパッチにより座標系設定の調整を確認し得る。これらの調整により、処置全体を通じて位置特定の較正を維持する。一例として、そのような調整の必要性は、患者の胴体の形状が、処置の間に、例えば呼吸によって変化するためであり得る。

ステップ７１６０において、座標系は、第１及び第２の位置特定モードを使用して既に確立され、較正されている。したがって、プロセスは、ステップ７１６０で実行されて、座標系内のデバイス（例えば、カテーテル１０００）を、単一の位置特定モードを使用して及び／又は両方の位置特定モードを使用して位置特定し、デバイスを位置特定する。ステップ７１６０は、サブステップ７１６１及び７１６２を含む。サブステップ７１６１は、単一の位置特定モード、すなわち、インピーダンス位置特定又は磁気位置特定を使用してカテーテルを位置特定することを含む。サブステップ７１６２は、カテーテル１０００の少なくとも１つを、２つの位置特定モード、例えば、インピーダンス位置特定及び磁気位置特定を使用して位置特定することを含む。これは、二重モード位置特定と呼ばれる場合がある。いずれの場合も、カテーテルを位置特定することは、患者Ｐ内及び基準フレームとしての座標系内のカテーテル又はその機能要素の位置を決定することを含む。カテーテルを位置特定するために、カテーテルの機能要素を使用して信号を記録する。例えば、サブステップ７１６１のように、カテーテル又はシース上の電極を使用して、インピーダンス位置特定のための１つ以上のパッチ５００によって患者Ｐに放出されている位置特定信号を記録し得る。カテーテル又はシース上の少なくとも１つの磁気要素を使用して、例えば１つ以上のパッチ５００によって生成されている磁場を記録（又は感知）し、磁気位置特定を使用してカテーテルを位置特定することができる。代替的又は追加的に、カテーテルを位置特定するために、カテーテル又はシースの機能要素を通電して信号源とすることができる。例えば、カテーテル上の電極は、サブステップ７１６１のように、インピーダンス位置特定を使用して位置特定され得る電圧源と見なし得る。カテーテル上の少なくとも１つの磁気要素は、通電されて磁場を生成し、磁気位置特定を使用して位置特定され得る。インピーダンスと磁気機能要素の両方が有効にされるカテーテルの場合、サブステップ７１６２のように、両方の位置特定モードを使用して、同じカテーテルを同じ座標系に関して位置特定し得る。

２つのモードを使用する位置特定（又は二重モード位置特定）に関して、磁場ベースの位置特定モードは、身体のインピーダンスの変動によって影響を受けない。本発明の概念の態様によれば、少なくともインピーダンスベースの位置特定システムを増強する手段として磁気位置特定を有することが望ましい。様々な実施形態では、磁気位置特定モードは、インピーダンス位置特定で使用されるものとは異なる電子サブシステム又は構成要素を必要として、磁場を生成及び測定し得る。

様々な実施形態では、インピーダンス場を生成する電流は、パッチ５００とインラインで（例えば、パッチ電極５１５とインラインで）作成されたコイル５２５を介して流されて磁場を生成することができ、次に、電子機器のインピーダンス場を測定するための同じ方法を使用して、磁場を測定することもできる。

磁気センサ（例えば、バスケット１１５０の１つ以上のコイル１１５２）は、位置特定されているデバイスに含有され得る。駆動コイル／センサは、感度を向上させるために追加された磁性材料（フェライト）を含み得る。インピーダンス電極５１５とインラインで作成された様々なコイル５２５は、身体内のデバイス（例えば、バスケットアレイ１１５０）の位置特定用の最適な感度のために身体上に構築され得る。

依然としてインピーダンス電極５１５で使用されるのと同じ受信方法を使用して、磁場を生成する駆動コイル５２５は、より高い電流で駆動されて、磁気位置特定に対する改善された感度を達成し得る。この方法は、コイル５２５に印加されるより高い電流、及びインピーダンス位置特定パッチ電極５１５に印加されるより低い電流を生成し、これは、コンソール５０００のドライバ電子機器からの電力出力を分割するか、又は第２のドライバ電子機器を有することによって実現され得る。電力分割方式は、コイル、パッチ、及び／又はこれらの要素を接続するインターフェースのインピーダンスの設計に基づき得る。これらの方法は、場の周波数、及び／又はコイルのインピーダンスに対する公称胴体インピーダンスの測定の組み合わせ（電力分割プロセスを最適化するために結合回路で拡張されることもできる）に基づいて、様々な要素へ出力電力を配向し得る。

ステップ７１７０では、コンソール５０００は、サブステップ７１６２の結果の間、例えば、インピーダンス及び磁気位置特定の両方を使用して位置特定されたカテーテルの位置特定結果の間の一貫性をチェックする。不一致は、各位置特定モードから決定された座標系内のデバイス又は機能要素の位置を評価することによって決定され得る。ステップ７１７０で決定された不一致がある場合、方法は、ステップ７１７５に移動して再較正手順が実行され、これは、ステップ７１３０又はステップ７１５０に戻って座標系を再び較正することを含み得る。しかし、不一致がない場合、又は不一致が許容範囲内若しくは確立された閾値を下回る場合、システム１０を使用して、処置、例えば、診断及び／又は治療処置を、診断及び／又は治療処置で使用されるデバイス用のインピーダンス及び磁気の位置特定モードを用いて実行し得る。両方の位置特定モードを使用した位置特定は、このような処置の間も継続し得る。

図４は、本発明の概念と一致する、患者Ｐの体内の座標系を初期化する方法７２００の一実施形態のフローチャートを示す。方法７２００の様々なデータ記憶、処理、及び生成部分は、図１のコンソール５０００、又はその構成要素によって実行され得る。図４の方法７２００を使用して、図３の方法７１００の方法ステップ７１２０を実施し得る。図４の方法は、インピーダンス位置特定モード（ステップ７１２０）又は磁気位置特定モード（ステップ７１４０）に使用され得る。

ステップ７２１０では、パッチ５００などの外部構成要素は患者Ｐ上に配置され、１つ以上のカテーテル１０００は患者Ｐの中に挿入される。様々な実施形態では、位置特定パッチ５００は、患者Ｐの身体上に置かれることが意図され、結果として得られる場のベクトルのセットはほぼ直交し、右手（ＲＨ）座標系を形成する。パッチ５００が胴体に貼り付けられると、ＲＨシステムは測定された電圧から確立され得る。生成された電圧は、印加されたソースの時間的パターンに従い、それはＤＣ、ＡＣ、及び／又はパルス場（ＤＣ／ＡＣ）ソースであり得る。電圧測定法は、測定値の符号を決定し得る。例えば、ＡＣ場の場合、生成されたＡＣ電圧の測定値は、測定が行われる印加された波形の位相に基づいて正又は負のいずれかになり得る。電圧の符号の変化は、生理学的座標系に関して軸を反転させ得る。患者に対する位置特定システムの方向を計算で決定するプロセスは、自動方向付け(auto-orientation)と呼ばれる。自動方向付けの第１の部分で、電圧の符号が確立され、所望の軸方向が作成される。この自動方向付けは、次のステップに従って実行され得る。位置特定軸に対して既知の方向に配置された電極対の間の電圧の変化の方向を使用して、軸の方向を確立できる。ＥＣＧリード線は、心臓に対して身体の様々な固定位置に配置され得る。この配置により、電極の集合に心腔に対する既知の向きが付与される。この方向は、座標軸の方向を確立するために使用され得る。現在の実装では、位置特定Ｘ軸は身体の左右方向に広がり、ＥＣＧリード線Ｖ５及びＶ６は心腔の左側にある。次に、これらのリード線からの電圧は心臓体積からの電極の電圧と比較されて、Ｘ軸の方向を確立する。

位置特定システムのための基準電極／パッチの位置は、腰部上で、Ｙ軸を作成する複数のパッチのうち１つの隣にある。この配置により、腰部上でＹ軸の原点が固定される。この位置の電圧はゼロであってもよく、そして、心臓の近くに配置されたカテーテルからの電圧との比較から、この軸の方向が確立され得る。

互いに対する様々な内部電極の位置もまた使用され得る。例えば、下大静脈(lower IVC)の単極電極の位置は、心臓に対して下方向に沿う。

パッチ間の電圧差は、復調された電流の方向及びインピーダンスの関数である。この電圧差を観察することにより、軸の方向が確立され得る。

右手の法則を満たす空間座標系が使用され得る。この法則は、座標系の方向を確立するための追加の条件を提供する。パッチ間を流れる電流はパッチの向きの方向を示し、パッチの向きは位置特定軸の方向を確立する。本実装において、右手系の条件は、Ｚ軸の方向を固定するために、心腔内の３つの軸からの電流の推定された方向と共に使用される。

大きさの反転を決定する追加のアプローチは、方向を決定するために使用されるバスケット１１５０上の事前にグループ化された電極１１５１上の電圧ベクトルに基づき得る。上に示したように、バスケット電極１１５１は、スプライン１１５７の底部からスプライン１１５７の上部へのＺ軸方向として見ることができる。この方向は、各スプライン１１５７上の第１及び最後の電極１１５１の対、及びバックアップのための各スプライン１１５７上の第２及び最後の第２の対によって表される。Ｚ軸に垂直なＸ－Ｙ平面について、選択されたスプライン１１５７上の４つの対称で対向する電極１１５１がグループ化されて、Ｘ方向及びＹ方向を表し、それぞれが１対の電極１１５１を有する。Ｚ方向を計算するために、互いに最も離れた１対の電極１１５１を使用することが一般に好ましい。

例えば、Ｘ軸及びＹ軸方向の２対の電極１１５１の探索は、底部（スプライン１１５７の底部）から上へ開始し得る。これらの４つの電極１１５１が良好なノードであるときはいつでも、それらは方向の決定のために選択される。すなわち、底部の４つの電極１１５１が良好なノードである場合、それらは計算に使用される。場合によっては、これらの電極１１５１が互いに近接すると、ノイズが計算を分かり難くする場合がある。コンソールは、（各スプライン１１５７の）中央から上下に２対の電極１１５１を検索するように、代替的には、すべて良好なノードである電極１１５１を見つけ、それらの電極対を使用してＸ方向及びＹ方向を決定するように構成され得る。このようにして、互いに最も離れた２対の良質の電極１１５１が方向を計算するために使用され、ノイズの可能性を軽減するよりロバストなアプローチをもたらす。

ステップ７２２０では、カテーテル、例えば、カテーテル１１００が、位置特定場を初期化するために選択される。すなわち、いくつかの実施形態では、単一のカテーテル、例えば、診断用カテーテルを使用して、較正場を初期化し、位置特定に使用される座標系を確実に確立し得る。このカテーテルは、心臓Ｈ内で位置を特定されると、座標系の原点を設定する。次に、このシステムを使用して、追加のカテーテルが心臓の近くにあるかどうかを決定し得る。この予備カテーテルから、場の初期較正も確立され得る。初期較正には、スケール行列５１５５の推定が含まれる場合がある。その結果、カテーテルの初期スケールと公称予想形状を更に使用して、追加のカテーテルが関心領域にあるかどうかを検出し得る。

ステップ７２４０において、コンソールは、関心領域内、例えば、初期化された座標系内で追加のカテーテルが検出されるかどうかを決定する。別のカテーテルが検出された場合、方法はステップ７２４５に進み、そこで較正は、検出されたカテーテルを使用して継続される。較正は、適切に機能していない、又はまったく機能していないカテーテル上の電極を排除するために実行され得る。追加のカテーテルが検出されなかった場合、方法は直接ステップ７２５０に進む。方法はまた、実行された場合、ステップ７２４５の完了からステップ７２５０に進む。ステップ７２５０は、もしあれば、追加のカテーテル情報に基づいて座標系を微調整することを含む。

図５は、本発明の概念と一致する、位置特定較正の方法７３００の一実施形態のフローチャートを示す。方法７３００の様々なデータ記憶、処理、及び生成部分は、図１のコンソール５０００、又はその構成要素によって実行され得る。コンソール５０００は、例えば、異なるバスケットアレイ又は他のカテーテルタイプ用に、事前定義されたカテーテル構成への局所又は遠隔アクセスを有し得る。一例として、デバイスは、カテーテル１１００のバスケットアレイ１１５０であり得て、それは複数の電極１１５１を含む。コンソール５０００は、カテーテルのための既知のデバイス構成、例えば、バスケットアレイ１１５０を選択してもよい。

電極１１５１の少なくとも２つを位置特定することにより、カテーテルが特定のバスケット構成を有することを確認し得る。ステップ７３１０では、システム１０は、デバイスの少なくとも２つの電極を位置特定する。

スケール因子などの場の特性を生成するための位置特定プロセスは、バスケットの寸法及び形状（例えば、カテーテル１１００のバスケットアレイ１１５０）に依存し得るが、製造の差異及びシースのたわみ（例えば、シース１３００）により、実際の形状がデフォルトの形状から変更されてもよい。デバイスの形状が既知でない場合、位置特定の結果に悪影響を及ぼす。加えて、様々なセンサの（相互又は解剖学的構造に関する）位置の信頼できる知識に依存するシステム出力もまた、位置特定及びデバイス形状モデルの誤差に悩まされる場合がある。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、１セットの所定の又は既知のカテーテル形状（例えば、バスケットアレイ１１５０の形状）を有し、方法は、既知のバスケット形状のどれか１つがシステム性能を最適化するかを見つけることによってスケール因子を推定することを含む。したがって、位置特定のためのバスケット１１５０の形状とスケール因子の最適化が決定される。

スケール行列５１５５は、位置特定電圧から空間位置への変換のために使用され得る。スケール行列は、既知の間隔を有する電極間の電圧差を測定することによって推定され得る。これは、その寸法が予め決定され得るカテーテルの電圧を測定することによって実現され得る。例えば、既知の形状を有するマッピングカテーテル１１００はこの目的のために使用され得る。しかしながら、スケール行列５１５５の推定は、所定のカテーテル形状と使用されている実際のカテーテルとの違いの影響を受けやすい。

一連のスケール因子は、最初に推定され得る。例えば、一連の所定のカテーテル形状を使用して、一連のスケール因子を生成し得る。補正スケール因子を使用すると、カテーテルの信頼性の高い位置特定を有することに依存する様々なシステム出力の誤差を最小限に抑えることができる。この誤差を使用して、使用される最適なスケール因子を決定し得る。使用され得るシステム出力の例は、以下に従い、（１）既知の間隔を有するカテーテル又は電極の形状及び／又は寸法、例えば、折り畳まれたバスケットアレイ１１５０は、既知の電極間の間隔を有し得る、（２）超音波点群、及び、（３）焦点源（超音波又は電気）の画像化における一貫性、である。

更に超音波ベースのバスケット形状検出を使用して、バスケット１１５０の形状を決定し得る。超音波点群は、三次元空間での超音波値の表現であり、値は３Ｄ空間内の特定の点の物体の有無を示し得る。カテーテルの形状（例えば、バスケット１１５０の形状）の測定は、様々な測定された信号の空間的変動を理解するために必要である。これらの信号は、生体電位又は位置特定信号などの電気信号であり得る。例えば、位置特定内では、カテーテルの形状を使用してスケーリング（スケール行列５１５５）を確立し、これにより、電圧場から空間分布への変換が行われる。カテーテルの形状を予測する際の誤差は、スケール因子の影響により、カテーテルの位置特定の誤差につながる場合がある。

超音波トランスデューサ（例えば、バスケット１１５０上の超音波トランスデューサ１１５２）を有するカテーテルを使用して、カテーテルの形状を測定し得る。これは、別のトランスデューサからの超音波パルスを測定することによって行うことができる。トランスデューサ１１５２が互いに反対を向いている場合（完全に反対でない状態でも）、バックプレーンから漏れる超音波信号は、トランスデューサ１１５２によって測定され得る。低周波数の超音波信号もまた、このために使用され得て、超音波信号を減衰させるバックプレーンの効率が周波数とともに低下するためである。これにより、バックプレーンを介した信号の検出が容易になる。トランスデューサ１１５２の位置の推定の解像度は、方法が単一のソースを含むために、より低い周波数になりながらも維持され、ソースの、バックプレーンを介した時間的／空間的伝達関数は、既知であり、及び／又は測定される。ソースの位置を検出する解像度は、より低い周波数でさえも、位相ロック検出、及び／又は予測される伝達関数とのテンプレートマッチングなどの方法を使用して高くなり得る。

カテーテルの形状はまた、様々な電極にソースを適用することによって決定され得る。これらのソースは、特定の電極（例えば、少なくとも１つの電極）に適用される電気／電磁ソースであり得る。これらのソースは、明確な場の構造を生成する。この場の構造を使用して、カテーテルの形状を決定し得る。更に、既知の位置を有する電極によるこの場の測定は、追加の独立した入力を供給することによって推定プロセスを強化し得る。これらの電極からの測定は、カテーテルの形状の推定をガイドするための基準として使用され得る。

加えて、電極の状態に関する情報は、追加の測定を行うことによって決定され得る。電極の状態は、例えば、物体又は構造（組織など）との接触、物体との接触の欠如、物体との断続的な接触、物体に対する電極の向き、及び／又は近傍の構造の全体的若しくは詳細な形状を含む。いくつかの実施形態では、この決定は、１つ以上の電極にソースを適用し、近傍の電極又は近傍の電極間の特性の変化（インピーダンス変化、電場電位、又は電流振幅若しくは密度など）を測定することによって達成され得る。例えば、システムは、電極がある瞬間に組織と接触していることを、電極から電流を供給し、隣接する電極で電流をシンクするのと同時に、各電極の電圧を測定して電極間のインピーダンスを決定することによって決定し得る。いずれかの電極が物体又は組織などの構造に接触すると、インピーダンスは変化する。電極間のインピーダンスの変化の検出は、組織との接触を示し得る。更に、ソースが２つの電極の間に適用されると、ソースによって生成される場の分布は、媒体のインピーダンス分布に依存する。上記のように、いくつかの位置で場を測定することにより、場の分布の推定が得られる。次に、この情報を拡張して、媒体のインピーダンス分布を推定し得る。代替的に、媒体のインピーダンス分布はまた、測定値から直接推定され得る。インピーダンスの分布が推定されると、インピーダンスの変化を示す組織構造も同様に再構築され得て、組織構造への電極の近接性などの有用な情報が決定され得る。

更に、いくつかの電極のセットの間にソースシンク方式を適用することによって（例えば、連続的又は反復的に、同時に又は順次に）、システムは、セット内の各電極における組織接触の状態を動的に決定し得る。いくつかの実施形態では、インピーダンス測定値のセットを使用して、１つ以上の電極と組織との直接接触のみでなく、電極の組織への近接性も計算し得る。いくつかの実施形態では、組織接触又は組織近接性の状態を使用して、ユーザにフィードバックを提供することができ、あるいはシステムの他の機能と組み合わせて使用して、システムによって計算された、又はユーザに提示された情報を微調整又は増強し得る。いくつかの実施形態では、組織接触を使用して、同時状態情報、例えば、組織との接触を有する電極からの解剖学的データのみを使用することによって、又はそのような状態情報を欠く解剖学的データを拒否することによって、解剖学的物体の表示を確立又は微調整することができる。いくつかの実施形態では、解剖学的構造の作成は、電極のネットワークからの組織近接性検出を使用して確立され得る。

いくつかの実施形態では、ソースシンク方式は、１つ以上の状態の感度又は特異性が周波数の関数として変化する場合、複数の周波数で実行され得る。例えば、２つの異なる組織タイプが１つの周波数に同様に応答するが、第２の周波数に対しては異なる場合、２つの組織タイプとの接触又は近接は、両方の周波数での応答を評価することによって区別され得る。２つの周波数は、同時に又は順次、伝送され得る。加えて、すべての組織タイプはインピーダンスに対して容量性及び抵抗性の構成要素を有するため、容量性部分は異なる周波数に対して異なる応答を示し、これを使用して、異なる状態間のコントラスト特性として、例えば組織への近接性としてインピーダンスを使用することによって抽出された情報を更に改善し得る。

この方法は、ステップ７３２０に移り、ここで、ステップ７３１０からのデバイス構成が、電極の位置特定に基づいて確認されるべきかどうかの決定がされる。肯定的な表示は、プロセスをステップ７３２５に送る。ステップ７３２５では、電極間構成テストを実行して、デバイス構成、例えば、バスケットアレイ１１５０の形状を確認し得る。追加的又は代替的に、超音波又は他の構成テストは、上記で説明されるように、ステップ７３２５で実行され得る。ステップ７３２５の一実施形態では、バスケット１１５０の直近のカテーテルシャフト上の１つの電極１１５８ａ、及びバスケットアクチュエータ１１２１上に置かれた２つの電極１１５８ｂ、ｃ（すなわち、バスケットを拡張又は折り畳むシャフト）は、バスケットの伸長状態及び形状が推定され得る（図２に示されるように）ことによって、位置特定場におけるルーラとして役立ち得る。アクチュエータ１１２１上の２つの電極１１５８ｂ、ｃは、この実施形態では、アクチュエータ１１２１が線形であり、比較的剛性であるため、常に固定された距離だけ離隔される。これらの電極間の電圧オフセットＶ（１、２）は、アクチュエータ電極１１５８ｂ、ｃの１つとシャフト電極１１５８ａとの間の電圧オフセットＶ（１、３）と比較される。アクチュエータ電極１１５８ｂ、ｃの既知の分離を電圧Ｖ（１、３）対電圧Ｖ（１、２）の比によってスケーリングすることは、カテーテルシャフト１１２０に対するアクチュエータ１１２１の位置の推定を提供する。バスケット形状対アクチュエータ伸長の表を補間して、任意の伸長状態でのバスケット１１５０の形状（電極１１５１の位置、超音波トランスデューサ１１５３の位置、及び超音波ベクトルの向きを含む）を提供し得る。同等に、カテーテルシャフト上の２つの固定電極及びアクチュエータ１１２１上の単一の電極は、同じ目的を果たし得る。

ステップ７３２５の様々な実施形態では、それらの位置の特定の結合された態様を有するセンサのグループからのセンサ測定を使用して、測定又は測定のサブグループの品質を決定し得る。測定の品質に基づいて、センサからのデータは、更なる位置特定処理で使用される。センサの測定品質は、印加された位置特定場が、特定のセンサ構成のための可能な測定の限られたグループにつながる空間特徴を含むために、確認され得る。例えば、位置特定空間内の特定の領域にわたって、線形になるように設計された電圧場は、分散されたセンサグループでのみ線形の電圧変動を生成し得る。この例の場では、電圧を測定する３Ｄセンサ分布を備えたカテーテルは、一次空間関数によって完全に表され得る。この一次構造から偏向する電極は、更なる分析から排除され得る。空間関数は球面調和関数のセットであり得て、これにより、問題の物理学もまたこのプロセスで満たされることが保証される。この場の設定で特定の実用的な非線形変動を可能にするために、二次関数を場の記述に追加し得る。二次関数のエネルギーは、場の予想される非線形性の理解に基づいて制御され得る。場の非線形性のこの理解は、履歴データ又は実験とシミュレーションから測定され得る。加えて、線形場内で、互いに平行に、又は互いに特定の既知の角度で物理的に設定された電極グループは、既知の比率メトリック測定関係を有する。これを用いて、電極測定の品質をテストし得る。更に、隣接又は現在の領域からの較正プロセス（例えば、スケール因子）を使用して、一連のセンサ（例えば、既知の位置関係を有する１つ以上のセンサ）からの測定のフィットの一貫性をチェックし得る。

ステップ７３２５に続いて、方法は、ステップ７３２６に進み、デバイス構成が確認されたかどうかを決定する。確認されていない場合は、アラートがステップ７３２７で生成され得る。しかし、構成がステップ７３２６で確認された場合、方法はステップ７３３０に進む。方法は、ステップ７３２０からステップ７３３０に進むこともできる。

ステップ７３３０では、デバイス構成は、位置特定結果と比較され、ステップ７３４０において、ミスマッチが存在するかどうかの決定が行われる。位置特定場は、ステップ７３４５で、既知のデバイス構成に基づいて較正される。ステップ７３４０からかステップ７３４５かに関わらず、方法は、図３の方法７１００のステップ７１４０に続く。

図６は、本発明の概念と一致する、組み合わされたスケール行列５１５５を生成する方法７４００の一実施形態のフローチャートを示す。方法７４００の様々なデータ記憶、処理、及び生成部分は、図１のコンソール５０００、又はその構成要素によって実行され得る。様々な実施形態では、コンソール５０００は、デバイス又はデバイスの機能要素の生の位置特定情報を解剖学的モデル５２５５の相対位置に変換するためのスケール行列５１５５を含み得る。様々な実施形態では、スケール行列５１５５は、少なくとも１つの基準点又は基準フレームに基づいて調整又は補正され得る位置特定データから形成され得る。

ステップ７４１０では、カテーテル１１００のバスケットアレイ１１５０などのデバイスは、患者Ｐ内、例えば、位置特定領域又は関心領域と呼ばれ得る心臓Ｈの心腔内に配置される。前述のように、デバイスの構成は既知である。デバイスを使用して、位置特定情報は、関心領域内の特定のデバイス位置に対して記録される。例えば、バスケットアレイ１１５０の電極１１５１は、各電極１１５１の位置特定情報を決定するために使用される電圧を記録し得る。

ステップ７４２０では、第１のスケール行列５１５５は、既知のデバイス構成及びステップ７４１０からの記録された位置特定情報に基づいて、関心領域内の特定のデバイス位置に対して生成され得る。ステップ７４３０では、デバイスは、関心領域内に再配置され、追加の位置特定情報が記録される。ステップ７４４０では、新しいデバイス位置のための第２のスケール行列が生成される。第２のスケール行列は、既存の（又は第１の）スケール行列と比較される。

ステップ７４５０では、第２の既存のスケール行列がステップ７４４０で比較可能であるかどうかについての決定がなされる。ステップ７４５０で、コンソール５０００は、２つのスケール行列からのスケールが、位置特定データを組み合わせ得るのに十分に類似するかどうかを決定する。スケールが十分に比較可能でない場合、方法はステップ７４６０に進み、スケールの一方又は両方が調整されて、それらを比較可能にする。様々な実施形態において、第２のスケールは、第１のスケールに匹敵するように調整される。スケールの調整は、例えば、カテーテル形状などのスケール推定に影響を与える位置特定パラメータの更新を含み得て、この更新は、本明細書に記載の様々な方法に基づいて実行され得る。スケールが匹敵すると見なされると、方法はステップ７４７０に移り、そこで、第２のスケール行列と既存の（例えば、第１の）スケール行列がステッチングされて、組み合わされたスケール行列が生成される。このプロセスは、ステップ７４３０に戻って、ステップ７４７０で、サンプリングされた体積、例えば、心腔のすべて又は実質的にすべての組み合わされたスケール行列を生成することによって繰り返され得る。

図６の方法７４００は、１つ以上の異なるタイプのカテーテル（例えば、バスケットアレイ１１５０及び／又はラッソ形状のカテーテル１２００を有するカテーテル１１１０）を用いて実装され得る。方法７３２５は、カテーテルの形状（バスケット又はラッソの形状など）とアブレーションカテーテルの品質を出力し得て、場の較正に適した電極を推定する。次に、これらのカテーテル測定値を使用して、本明細書に記載されるように、カテーテル形状及び場の推定モデルからスケールを推定し得る。様々な実施形態では、カテーテル上に供給された内部ソース（例えば、電極のソース）は、カテーテルの形状を検出し得て、及び／又は超音波トランスデューサを使用して、カテーテルの形状又は他に対する電極の位置を検出し得る。

カテーテルの形状は、カテーテルの物理的構造を形成する電極の様々なサブセット上の電圧分布の一貫性をチェックすることによって更に確認され得る。例えば、ラッソアレイ及び／又はバスケットアレイは、平行線及び／又は平面、及び／又は垂直線及び／又は平面のセットで構築された電極から構成され得る。ラインは２つ以上の電極で構成され、これらのラインの長さは比率メトリックに関連され、測定された電圧の比率メトリック関係につながる。この比率メトリック動作を研究するために、電流は方向に対して垂直に流れるように設計でき、ライン上の電流によって降下する電圧はラインの長さに依存する。これにより、様々なラインが相互に適切な電圧測定値の比率を示しているかどうかに基づいて、カテーテルの品質をチェックし、又はカテーテルの形状を決定し得る。ある方向に流れる電流の設計は、印加された位置特定電流の計算上の組み合わせを含む。更に、定電流による電圧の、平面内の電極からなる円の上への射影は、測定された電圧の正弦波パターンを生成する。したがって、ほぼ一定の電流を有する場（上記のパッチからの場）に配置された異なる方向を向く等しい長さのセグメントで構成されるカテーテルは、これらのセグメントの集合全体にわたって正弦波にフィットされ得る電圧を測定する。フィットの品質に基づき、電極の品質が確認され得る。また、バスケットの品質又は形状は、同様の方法で決定され得る。更に、線形領域からなる場を使用して、一次球面調和関数は場を記述し得る。一次関数へのフィットを使用して、局所場を推定し、フィットから偏向している電極を決定して、電極の品質をチェックし得る。ある程度の非線形性が予想される領域では、最大二次関数も使用され得る。

代替的に、バスケット形状が決定されるとき、上記のステップを使用して、電極の集合から関心領域のスケール行列を推定し得る。特定の実施形態では、カテーテル（例えば、ラッソ、アブレーション、及び／又はバスケットカテーテル）からの電極を備えたセグメントの集合を使用して、ラインに沿った電流のスケール行列が最初に決定され得て、次に平面上のスケールが決定され得る。平面上のスケールを決定するために、２つの電流のスケールが推定される。これらの電流は一般的に互いに非直交である。スケールは、セグメントの集合を使用し、各電流の電圧に正弦関数をフィッティングすることによって推定され得る。代替的に、スケール推定を安定化するために（例えば、特に、セグメントの制限された分布が利用可能であり、正弦関数へのフィッティングが困難な場合）、様々なセグメントは、正弦関数の比率メトリック構造を利用するように構築され得て、また電流を組み合わせて直交電流の対を作成し、それによって個々のスケールが安定して決定され得る。直交化プロセスとスケールの安定した推定は、特定の方向に沿った適切なセグメントを選択することを含み、例えば、電流の方向に沿ったセグメントは、その電流のスケールを提供し、電流の方向と等しく反対の角度にあるセグメントを使用して二次直交電流を作成し得る。次に、このプロセスを１つの追加平面に対して繰り返して、２つの平面に沿ったスケールを取得し得る。次に、平面上のこれら２つのスケールを組み合わせて、完全な三次元スケールを作成し得る。

空間におけるスケール変化の測定は、線形の場領域を用いて更に実現され得て、これは、単純な位置特定電流の設計により、心腔内のサブ領域を記述し得る。線形の場は、上記のように、サブ次元カテーテル（例えば、ラッソ、アブレーション、及び／又はバスケットカテーテル）を用いて容易に特徴付けされ得る。単純な位置特定電流の例は、患者Ｐの表面に貼り付けられたパッチ５００によって心臓に生成されるものである。場は空間全体で滑らかになり、心臓内の区分線形仮定によって推定され得る。ある場領域から次の場領域への変化は、既知の寸法のカテーテルがラインに沿って長さを変えるか、又は円弧軌道に沿ってフィットから正弦関数に偏向するときに確認され得る。一次球面調和関数によって完全に記述され得る領域は、線形領域と見なすことができ、一次フィットからの偏差を使用して、領域内の位置特定場を記述するために必要な場推定の複雑さを決定し得る。

スケールの変化が観察されると、スケールは拡大され得る。カテーテルが新しい場所に移動すると、スケールの連続性が予測される。これにより、アブレーションカテーテルなどの一次元（１Ｄ）カテーテルを使用してもスケールを拡大できる。場のステッチングプロセスは、隣接する領域の新しいスケールを推定し、既知の領域との統合された場を作成することを含む。スケール情報の連続性と場の予想される滑らかさを支配するパラメータは、履歴データから推定され得る。これにより、セットパラメータを付与して、場のステッチングプロセスの品質をガイドし得る。

そのようなパラメータの１つは、２つの隣接する位置の間での予想されるスケール変化の量である。これを使用して、新しく推定された場が妥当な推定であるかどうかを確認し得る。場が妥当である場合、それは推定された場の集合にステッチされる。更に、以前の隣接する場を使用して、位置特定での使用に適しているカテーテルの形状と品質を評価し得る。これにより、滑らかで一貫性のある場が生成される。加えて、場は、推定された場をステッチすることを可能にするパラメータを制御することにより、呼吸周期の特定の点から調整され得る。様々な場又は場の補正はまた、このタイプのゲーティングプロセスによって生成され得る。

履歴データから推定され得るパラメータのいくつかの例は、空間的、生理学的変動による場内の分布、及び／又は静脈などの特定の領域における場の特徴的な構造を含む。代替的には、履歴データを使用して、場の構造を記述するテンプレートを推定し、実際のカテーテルからの測定値を使用して、次に所与の患者の関心領域にある場を表すことができるテンプレートのパラメータを推定し得る。

いくつかの実施形態では、場の特性は、バスケットアレイ１１５０の可能な電極対のすべてを使用することによって得ることができ、その結果、連立方程式（４８^２×３）の高度な過剰決定系がもたらされる。このような場合、スケール行列の公式化は、場が線形であると想定され、スケール行列の公式化方法では、重心位置について平均スケール行列５１５５が、以下のように、

バスケットアレイ１１５０の所与の時間に対して検出され、これは、バスケット領域の近くの場の全体像を表していない可能性がある。

より良い場の特性を有するために、システム１０は、４７×３の連立方程式を解くことによって、各電極１１５１の位置で上記のスケール行列５１５５を計算し得る。これにより、４８のスケール行列５１５５が得られ、これは、３Ｄ空間内の４８の異なる位置の場を、バスケットアレイ１１５０の所与の時間における重心位置について特徴付ける。これは、重心のみでなく、バスケット領域の位置（すなわち、電極１１５１の場所）の近くの場の全体像を表さない可能性があり、したがって、所与の時間フレームに対して電極固有のスケール行列５１５５を有する。

上記のスケール行列５１５５の定式化アプローチでは、場が線形の場であると想定する。しかし、線形の仮定からの偏差は、位置特定の誤差の原因となる場合がある（実際、位置特定場は非線形の場であり得る）。

システム１０は、場の曲率をキャプチャする方法を実装するように構成され得て、スケール行列５１５５は、場の曲率を特徴付けることができる項を備え得る。高次の項を有するスケール行列により、場は線形から偏向できるが、同時にその非線形性を特徴付けることができ、次の式によって与えられ得る。

様々な実施形態では、システムは、電極固有のスケール行列計算に加えて、場がどのように変化するかについてのより良い像を描写するように構成され得る。高次項を計算するのに十分な測定値があるため、曲率とスケール因子は決定され得る。

様々な実施形態では、サブ次元電極アレイを使用する電場（Ｅ場）推定のための２段階の予測子修正子法が実装され得る。方法は、カテーテル１１００のバスケット電極アレイ１１５０によってサンプリングされていない領域における電場ベクトルの推定値を取得することを含み得て、これは、既知の電極間距離を有する電極のいくつかのセットを用いたサンプリングを必要とする。一般に、関心領域（例えば、静脈又は心耳）は、バスケット１１５０でのサンプリングがその収縮状態であっても、不可能である可能性があるという意味で制約され得る。この場合、１つ又は２つの空間次元にまたがるラッソカテーテル１６００及び／又はアブレーションカテーテル１５００などのサブ次元電極アレイを使用して電位測定値を取得することが実行可能である。ラッソは、名目上円形のカテーテルの周辺に配置された電極１６５１のセットを示し、一方、アブレーションカテーテル１５００は、典型的には、線形アレイ内の３つの（有用な）電極１５５１を示す。両方の場合で、隣接する電極間の物理的な分離は既知である。

両方のカテーテルは可撓性であり得るが、隣接する電極の対への注意を制限し、電極間の分離は、関連付けられたカテーテル形状の歪みがあってもほぼ一定のままであり得る。関連付けられた電極アレイの減少した次元を補償するために、カテーテルは、３つの空間次元すべてがサンプリングされるような方法で、空間内で（例えば、オペレータによって、又はシステムによるロボット的に）方向付け又は移動される必要がある。更なる複雑性は、電極の位置を物理座標に関連付けるための事前の方向情報がないために生じる。言い換えると、電極と電極対との間の物理的分離は十分に制約されている場合があるが、任意のセグメントの軸方向の射影（つまり、セグメントの長さの、グローバル座標のｘ、ｙ、ｚ軸への射影）は不明である。

２段階の予測子／修正子法が開発されて、上記の困難を克服する。Ｅ場ベクトルは直交基底を形成すると想定され得て、次に隣接する電極間の既知の長さｌを有する任意のカテーテルセグメントは、長さ、場の強度、及び電位差に関連する制約を次のように提供し、

ここで、例えば、ｄｘ／ｄＶｘは、∇Ｖｘの方向のＥ場ベクトルの「ｘ」成分である。Ｅ場ベクトルが直交基底を形成するという仮定を呼び起こして、上記の３つの成分は、アレイの列によって与えられる局所Ｅ場を（上記の仮定の範囲内で）完全に記述する。

ここで、空間座標は３つの場の勾配に整列されることに留意する。すべての有効な電極の対（つまり、物理的な分離がカテーテルの変形とは無関係に既知であるすべての対）について、サンプリング時間間隔にわたって、上記の関係を表すことにより、３つの場のベクトル成分の過剰決定系の連立方程式を、局所場の勾配に整列された基底で取得する。他の登録情報の欠如のため、これらのベクトルは、Ｅ場ソースパッチによって形成されるグローバル座標の「パッチ」基準フレームに平行であると仮定される。加えて、サンプリングされた場は、サンプルを取得するために必要な時間にわたって均一で一定であると暗黙的に仮定される。次に、上記で取得した場の成分を位置特定の基準フレームに回転させて、次の「予測」スケール因子のアレイを生成し、これにより、電位差は物理ベクトルに変換され得る。

補正ステップは、場のベクトル／スケール因子のセットを、上記のスケール因子のセットによって生成された各セグメントの方向が正しいと仮定することによって一般化する。２つの電極間のセグメントの軸方向の射影は次の式で与えられ、

Ｌとｌはそれぞれ、実際のセグメント長と計算されたセグメント長であり、ΔＸとΔｘは、「補正され」、計算された、この場合は前後（ＡＰ）ｘ軸へのセグメントの射影である。計算された射影は、再度、一連の予測子スケール因子を用いて取得される。ここで、所望の（ＡＰ）基準フレーム内の各カテーテルセグメントの３つの軸方向射影を用いて、９つの場のベクトル成分（ＡＰ空間内）を測定された電位差に関連付ける方程式のセットを次のように取得し、

ここで、例えば、ΔＸとΔＶｘは、軸方向射影とサンプリングカテーテル全体で測定された電位差のすべての実現可能な１Ｄ（一次元）アレイである。結果として得られる３つの連立方程式は、９つの「修正子」スケール因子について解かれ、これらの因子は、続いてサンプリングされた領域に導入される電極の位置特定に使用される。

スケール因子の「修正子」セットを使用した電極の位置特定は、サンプリングカテーテルの特性に応じて２つの方法のいずれか一方で進めてもよい。複数の電極を備えたカテーテルの場合、電極アレイの重心は、平均測定電位と積分の２点近似を用いて位置特定され得る。

ここで、点１と２はそれぞれ、コアと所望の周辺点のいくつかの既知の基準位置を表し、∇ｘはスケール因子のアレイである（これは、基準点と周辺点との間で必然的に可変である）。電極アレイの中心が位置を特定されると、局所化された中心に対する各電極の位置は、周辺のスケール因子のみを使用して取得される。空間的に接続されていない個々の電極の場合（例えば、単一の電極を使用して、特徴付けられた空間を短い時間間隔でサンプリングする場合）、各測定は、上記の２点近似を使用して、いくつかの基準点に対して位置を特定され得る。代替的に、電極データの「群」の中心は、２点近似を使用して局所化され、個々の測定は、周辺場の推定のみを使用して中心に対して局所化されてもよい。

方法は、ロバストに定義された１０Ｄ（１０次元）誤差面を下る共役勾配降下による周辺場の推定を含め得る。バスケットカテーテル１１００によってサンプリングされたコア体積の周辺又は外部の領域における場のベクトルの推定は、周辺領域をサンプリングするカテーテル（例えば、ラッソカテーテル１２００、１６００）の向きが、既知の座標基底に関連し得る情報がないために複雑である。進行する１つの方法は、周辺場が既知のコア場の摂動として表される可能性があると想定し、九次元（９Ｄ）の「スケール因子」空間で誤差関数を定義することであり、これは共役勾配法の手段によって照会され得る。反復は、誤差が十分に小さい値と仮定するまで、結果として生じる１０Ｄ誤差面に沿って共役勾配方向に初期推定を移す。考えられる誤差関数の１つは、サンプリングカテーテル（例えば、ラッソカテーテル１６００）の電極支持セグメントの既知の（物理的）長さと、場のベクトルの現在の推定を用いて局所化された隣接する電極間のユークリッド距離の合計との差の大きさの２乗である。最も便利な初期推定は、関心領域に「近い」コア場のサブセットから取得された平均スケール行列５１５５である。以下では、これを「基準」場と呼ぶ。

提案された誤差関数は次のように定義される。

ここで、ｉは隣接する電極間のｎ個のカテーテルセグメントすべてのセットを示し、Ｄ_ｉは各セグメントの既知の物理的長さであり、ΔＶ_ｉはｉ番目のセグメントの境界となる２つの電極間の電位差（の三重化）である。この方式の目的は、既知のセグメントと局所化されたセグメントとの間の長さの差の合計を最小化することである。

９つのスケール因子λ_ｋ，ｌに関する誤差関数の勾配は次のようになる。

ここで、ｉは隣接する電極間のｎ個のカテーテルセグメントすべてのセットを示し、Ｄ_ｉは各セグメントの既知の物理的長さであり、ΔＶ_ｉはｉ番目のセグメントの境界となる２つの電極間の電位差（の三重化）である。この方式の目的は、既知のセグメントと局所化されたセグメントの間の長さの差の合計を最小化することである。

９Ｄスケール因子λ_ｋ，ｌに関する誤差関数の勾配は次のようになる。

ここで、

及び、

９つの勾配項は、スケール因子空間の局所方向であり、それに沿って誤差が最も急速に増加する。勾配アレイの各項の方向を反転すると、共役勾配が生じ、それはより小さな誤差に向かう最急降下の方向である。

初期推測（つまり、基準場を定義する９Ｄスケール因子項）から、９つの勾配項が繰り返し計算され、誤差が十分に小さい値と仮定されるまで基準場が順次修正される。最終的な９Ｄスケール因子は、基準場の座標基底で、カテーテルの既知の物理的次元と比較して最小の長さ誤差でサンプリングカテーテルの位置特定を許可するものである。

誤差関数の代替式は次のように与えられる。

以前のように定義された項と下付き文字を使用する。この誤差関数を用いて、目的は、既知のセグメントと局所化されたセグメントの合計の長さの差を最小限に抑えることである。これは、以前の関数とは対照的に、よりグローバルなアプローチであり、以前の関数は個々のセグメントの差の合計を最小化しようとする。勾配項はわずかに異なるが、結果として生じる方式は明らかであり、解法の処置は同じである。

もう少し複雑なアプローチは、２つの方式の誤差関数を順次に適用し、後続の反復で一方から別の方に切り替えることである。この方法論は、セグメントの長さの差の合計と、同時にセグメントの長さの合計の差の両方を最小化することを試み、カテーテルの全長と各セグメントの長さの両方を制御する（試みる）ことを目的とする。

様々な実施形態では、システム１０は、位置平面性評価アルゴリズムの高性能実装を実装し得る。アルゴリズムの目的は、補助カテーテル（１２００、１５００、１６００など）が較正プロセスの間、空間に十分に分布しているかどうかをチェックすることであり、その結果、データは最適なスケール行列５１５５フィッティングに使用され得る。

アルゴリズムは、心房内の１０００の位置を表すデータ、例えば、１０００のデータのフレームを調べることである。補助カテーテル上の選択された３つの電極（例えば、１２５１、１５５１、１６５１）で電圧が調べられる。電圧データの各フレームは、電極１から電極３、及び電極２から電極３の２つの位置ベクトルにそれぞれ転送される。

ここで、

複数の位置を評価するために、すべての関連する位置ベクトルが分析される。

アルゴリズムは、
１）様々な数の位置を選択して分析すること、
２）位置の共分散を計算すること、
３）特異値分解（ＳＶＤ）を実行して、平面空間の次元と変換位置をチェックすること、
４）平面性の更なる評価、を含む。
一般に、共分散は次のように計算される（例えば、Ｔｈｅ ＭａｔｈＷｏｒｋｓ、Ｉｎｃによる、ＭａｔＬａｂ（登録商標）を使用する）。

同じことは、Ｃ＋＋を使用したアイゲン(Eigen)で実行され得る。

ただし、これは最も効率的なアプローチではない。位置の組み合わせは数百又は数千にも及ぶため、位置の様々な組み合わせを様々なサイズの行列に構築し、行列の転置及び乗算を実行するプロセスは、演算集約的となり得る。これはまた、多くのメモリ負荷を意味する。

特定のアルゴリズムでは、カテーテルの位置ごとに２つのベクトルがある。Ｎ個の位置の１つの組み合わせは、２Ｎ×３のサイズの位置行列を有する。また、共分散行列は３×３対称行列となり得る。

共分散計算の冗長性を取り除くために、各カテーテル位置内の共分散が最初に計算される。

位置の様々な組み合わせの共分散の計算は、乗算ではなく合計になり得て、余分なメモリは消費されない。

対称行列の場合、特異値は固有値と同じであるため、固有位分解がよりコストのかかるＳＶＤの代わりに使用され得る。

また、行列Ｘ［Ｍ，Ｎ］の場合、特異値はＸ^＊ＸのＮ×Ｎ行列の固有値の平方根である。同じ戦略がここでも適用される。次の式を使用して、２×２行列の逆行列を計算し得る。

我々の場合、更に特殊なケース、ｂ＝０を有し、したがって、

図７は、本発明の概念と一致する、デバイスの位置を位置特定座標のセットに転置する方法７５００の一実施形態のフローチャートを示す。方法７５００の様々なデータ記憶、処理、及び生成部分は、図１のコンソール５０００、又はその構成要素によって実行され得る。

ステップ７５１０では、第１のデバイス、例えば、カテーテル１０００の１つは、一次位置特定座標系内に局所化される。カテーテルは、本明細書で論じられるように、インピーダンス及び／又は磁気位置特定モードを使用して局所化され得る。ステップ７５２０では、補助位置特定信号は、補助機能要素１１９０などの第１のデバイスの電極から生成され、例えば、電極、磁気コイル、超音波トランスデューサ、又は生理学的センサであり得る。

ステップ７５３０において、第２のデバイスは、第１のデバイスに対して補助座標系内で局所化される。ステップ７５５０では、第２のデバイスの位置は、補助座標系から一次位置特定座標系に転置される。したがって、第１及び第２のデバイスは、一次位置特定座標系内で局所化される。

コンソール５０００、及びその構成要素は、処置、例えば、診断又は治療処置中に位置特定を提供するように更に構成され得る。しかし、ターゲット体積（左心房など）の不十分なサンプリングは、コンパクトに分散される場の推定値を生じる場合がある。したがって、バスケットアレイ１１５０が解剖学的スキャン（例えば、解剖学的モデル５２５５の構築）の間、滑らか、かつ連続的に動かされない場合、各離散重心位置で作成される場の推定は、クラスタ化され、その結果、有意なギャップが存在し、場の推定が明示的に利用できない。このギャップにわたって移動する電極（例えば、カテーテル１５５０の電極１５５１）は、場がクラスタ間の移行を推定する際に、位置特定の不連続性を経験する可能性がある。

様々な実施形態では、コンソール５０００は、重心クラウド全体の周りに凸包を構築するように構成される。凸包内で、コンソールは共形直交格子を構築する。ここで、共形とは、格子が凸包の境界まで外側に伸びることなく、凸包の体積を充満することを意味する。この格子では、各座標軸上の指定された間隔で、コンソールは、各格子点を重心クラウドのドロネー三角形分割の要素に割り当てることにより、ＩＱ電位と場のスケール因子を補間する。コンソール５０００は、コーナー点から格子点に、例えば、重心補間を使用して補間する。位置特定は、次に、既知の格子位置と補間されたＩＱ電位及びスケール因子を使用して、最も近い格子点のセットからの距離を平均化することによって実行される。平均化は、境界のドロネー体積要素のコーナーを構成する４つの重心からの補間における固有の不確実性のために有利である。

別の問題は、電気生理学（ＥＰ）処置中の導電性流体（例えば、生理食塩水）の連続注入による血液導電率の変化が、インピーダンスベースの位置特定に悪影響を及ぼす場合があることである。しかしながら、本発明の概念によれば、既知の電極間間隔及び構成を有するカテーテル（例えば、電極１１５１を備えたカテーテル１１００）は、インピーダンスを測定するように構成され得て、そのインピーダンスから所望の周波数での導電率が計算され得る。これは、処置中に間隔をおいて実行され得て、解剖学的構造の構築中に計算されたスケール因子を補正する。補正されたスケール因子は、例えば、補助ＥＰ電極アレイ（例えば、治療用カテーテルアレイ１５５０）の改善された位置特定を可能にする。

コンソール５０００、及びその構成要素は、処置、例えば、診断又は治療処置中に解剖学的構造を構築又は更新するように更に構成され得る。アレイ１１５０を有するカテーテル１１００を使用して解剖学的構造（解剖学的モデル５２５５）を生成するアルゴリズムステップは、補助位置特定（例えば、システム１０で使用される１つ以上のカテーテル１０００の位置特定）とは十分に異なり、その結果、ミスマッチが、従来のカテーテルのナビゲーションと解剖学的構造の表面（解剖学的モデル５２５５）との間で発生する可能性がある。この潜在的なミスマッチは、カテーテル１５００がアブレーションカテーテルである場合には特に望ましくない。

本発明の概念の態様によれば、コンソール５０００は、潜在的なミスマッチの問題に対処するように構成され得る。解剖学的構造をスキャンする（解剖学的モデル５２５５を作成する）プロセスの間、バスケットアレイ１１５０のすべての機能する電極１１５１（例えば、図２の４８個の電極１１５１）のいわゆる「生の」位置特定データが、記録プロセス全体を通して連続的に利用可能である。スキャニングの間、スプライン電極１１５１は、心腔全体の周りで広く操作され、広範囲で心内膜表面に到達する可能性が高い。すべての電極１１５１の軌道を、解剖学的構造をスキャニングする全時間を通してプロットすることを想像すると、スプライン電極１１５１の外側境界としてアルゴリズム的に定義することができる表面を描写することは容易であり、その軌道は心内膜表面によって制限される。軌道面と生成された解剖学的表面との間にミスマッチが生じる可能性があり、これは、少なくとも部分的に、補助カテーテルナビゲーションと生成された解剖学的表面との間のミスマッチと相関し得る。したがって、解剖学的モデル５２５５は心周期にわたる心腔サイズの平均であるため、心腔の「外側」として「位置を特定」する位置が記録される場合があり、例えば、電極が拡張期に心内膜表面に置かれる場合である。しかし、生のスプライン電極１１５１位置特定ドメインは、少なくとも部分的に、補助位置特定ドメインと相関する必要があり、例えば、解剖学的構造の作成中に任意の電極１１５１のすべての点を囲む体積が更に、その後、任意の位置特定された電極を囲む必要がある。

この特性は、位置特定ドメインを体積的にスケーリングして、解剖学的ドメインに最適にフィットさせるために適用され得る。解剖学的構造５２５５の補助ナビゲーションの効果的な改善を達成するために適用され得るいくつかのアルゴリズム的高度化がある。このようなアルゴリズムは、限定するものではないが以下を含む。
１）各位置が特定された点から解剖学的表面への解剖学的重心に対する、ｘ、ｙ、ｚ値の放射状射影。
２）３つの要素に基づいた、位置特定ドメインから解剖学的ドメインへのベストフィットの体積のアフィン変換。
３）９つの要素に基づいた、位置特定ドメインから解剖学的ドメインへのベストフィットの体積のアフィン変換。
４）中間処理ステップを適用した後に、位置特定ドメインから解剖学的ドメインに変換することもできる。例えば、「アンチジッタ」フィルタをスキャニング中に取得した位置特定データに適用して、スプライン電極１１５１の次元ダイナミクスを補助電極（例えば１５５１）に更に厳密に一致させることができる。
５）オンラインスキャニングツールを更新して、フィードバックをオペレータに提供し、スプライン電極１１５１がスケールマッチングの目的で心内膜表面を十分にサンプリングすることを確実にし得る。

コンソール５０００は、例えば、バスケットアレイ１１５０の超音波トランスデューサを使用して、解剖学的モデル５２５５を構築するように構成され得る。しかし、固定原点からの半径方向平均化によって作成された解剖学的構造（解剖学的モデル５２５５）は、半径方向ベクトルにほぼ平行な構造のシャドウイングと不適切な平均化を受ける。ただし、開始点として半径方向平均化によって作成された解剖学的構造５２５５を使用して、各表面要素に関連付けられた直角柱内にあるすべての超音波ヒットを識別して平均化する。得られた点は、要素の法線に沿って要素の中心から平均距離に配置される。新しい頂点座標は、隣接する要素にわたって平均化することによって生成され、元の要素／頂点マップを保持する。

また、処置中に、位置特定の精度は、処置の間の診断用カテーテル１１００のサイズ及び形状（例えば、バスケット１１５０の形状）をより良く推定することによって、改善され得る。これを行う１つの方法は、カテーテル電極１１５１の間に位置特定信号を生成して、場を作成し、場を使用して、電極１１５１の間の距離、局所場定数、及び心臓壁からの距離を推定し得ることである。別の方法は、外部磁場を作成することであり、外部磁場はカテーテル１１００と物理的に接触するコイル１１５２によって感知され得る。

局所場は、２つの別個のカテーテル電極１１５１の間に位置特定周波数で差動電場を生成することによって、又は遠隔電極（皮膚パッチ５００など）と局所受信機、例えばカテーテル自体に配置されたコイル１１５２との間にシングルエンド磁場を生成することによって設定され得る。

補助電極（例えば１５５１、１６５１）の位置特定に更に関して、そのような位置特定は、位置特定ソースフィールドが十分に特徴付けられている領域（すなわち、バスケット１１５０重心によって占められる「コア」領域）から、バスケットアレイ１１５０によってサンプリングされていない周辺領域の中への外挿によって達成され得る。したがって、「コア」領域の外側の場の曲率は、補助電極の物理的位置に関連する位置特定誤差を招く場合がある。

静的スカラ場と見なされる各位置特定ソースフィールドは、調和的で電荷がないため、場の変動はラプラス方程式を満たす。「コア」領域の外部の場の外挿は、したがって、球面調和関数近似を使用して実現され得て、補助カテーテル（１５００、１６００など）は、外挿された場を使用して位置を特定されてもよい。周辺電極の場の推定と位置特定は、次のように進む。

バスケット重心を各フレームで位置特定し、好ましくは、各バスケット１１５０の位置で３つのソースフィールドの測定された特性を利用する補助位置特定集積化技法を使用する。各重心位置は、各ソースフィールドの平均電位に関連付けられる。

重心クラウドと大部分は一致する解剖学的構造５２５５の内部の表面を構築する。実際には、非構造化の三角格子でメッシュされた球殻で十分であるが、高次サーフェイス、例えば対称楕円又は一般化された楕円もまた使用され得る。メッシュの各ノードで、３つのソース電位は、「コア」ベースの補助位置特定手順の逆を使用して補間される。

ここで、ｎはある数の重心であり（複数の重心は、ソースフィールド測定値に存在する任意の誤差と周期性を平均化するために使用される）、ｃは重心値（つまり、位置またはソース電位）を示す。∇ｘは「ソース電位に対する位置の勾配」として解釈される。

球殻にソースフィールド値が取り込まれると、球面調和係数ａ_ｌ，ｍのセットが計算され、以下と一致する。

ここで、ｎはユーザ指定の次数、ｒ、θ及びφはメッシュ上の点の球面極座標、そしてＹ_ｌ ^ｍは球面調和基底関数又は次数(order)ｌと位数(degree)ｍである。上記の方程式は、メッシュ上の各点の座標と電位を使用して、係数ａ_ｌ，ｍのＬＬＳの概念で解かれる。各ソースフィールドは独立的に調和するため、空間内の点での関連付けられたソースフィールドの電位は、計算された係数と当該の点の座標に関連付けられた基底関数を使用して取得される。

３セットの係数のＬＬＳ問題の解は、考慮される基底関数の次数（上記のｌ）を指定する必要がある。基底関数の総数は、次数に１を加えて２乗したものである。そのため、例えば、３つの次数は１６の合計基底関数を供給し、この例では３つの電位分布のそれぞれの角度変化を記述する。大まかなルールは、角度分解能が約ｐｉ／ｌで与えられるため、任意の半球経線に沿って３つの異なる領域が認識され得ることである。高次（つまり３より大きい）を指定すると、不十分な設定逆問題が発生することが多く、特異値分解の「Ｓ」成分の条件数が増加し、ノイズ又は非物理的変動に関連する固有値が支配的になる。実際には、要求された次数を変え、実行可能な条件数を用いて分解を取得することが可能な場合がある。

球面調和関数変換は、位置（座標γθ及びφに関して）から電位への非線形変換である。そのため、位置特定は、ソースフィールドに対して３つの測定値に基づく位置の決定であり、分析的に表現できない逆変換を要する。代わりに、位置の推定を、「ｃｕｒｒｅｎｔ ａｕｘ ｌｏｃ」手順を使用して取得し、位置の更新を、（球面調和関数変換を介して）更新された位置に関連付けられた電位が測定された電位と一致するまで反復する。単純なニュートン反復で十分で有り、各サンプル点での勾配は、球面調和関数の基底関数で計算された電位から構築された一連の差分項で近似される。

代替的に、球面調和係数が計算されると、ソースフィールドが拡張され、コア領域の内部と外部の両方の格子上で一覧表示され、位置がルックアップテーブルを使用して電位から得られる。任意の精度は、必要に応じて、格子状データのトライリニア補間とともに、十分に細かい格子を構築してサンプリングすることにより取得できる。

球面調和関数外挿による位置特定は、重心の位置と電位が正確に再現されず、これは係数が平均化された重心電位から計算されるため（球面メッシュに入力される「位置が特定された」電位を介して）であることに留意する。したがって、球面調和関数場は、ターゲット体積内の「平均化された」電位を表す。

更に、問題は、重ね合わされた離散高調波場の積分による補助位置特定で発生する場合がある。すなわち、中央に配置された電極アレイ（例えば、バスケット１１５０）から得られた場の推定値を使用した心房の周辺領域における電極の位置特定は、場の曲率によって混乱する可能性がある。例えば、左心房の中心にある位置特定場は、ＰＶ口又は他の構造の近くの電位勾配を正確に記述していない可能性がある。場の推定が、位置特定が必要となり得る全体積にわたって利用可能でない限り、サンプリングされた体積から離れた電極は不正確に位置を特定される場合がある。したがって、全体積にわたって場の推定を取得することが望ましく、関心領域内に電荷がないと仮定すると、高調波ソースフィールドの仮定が有利に使用され得る。

しかしながら、システム１０は、様々な位置特定方法を実行することによってこれに対処し得る。マッピングカテーテル１１００によって測定された電位を満たす全体的な調和場は、１セットの点の存在を仮定することによって構築され、解剖学的構造５２５５に外接する球面上に、典型的にはほぼ均一に分布され得る。各点で、電荷が配置され、その電荷によって誘導される空間内の任意の点の電圧は、次の式で与えられるクーロン電位である。
φ＝Ｋ／γ
ここで、Ｋは電荷に比例する定数であり、γは電荷と関心点との間のユークリッド距離である。

表面上に分布する電荷の組み合わせによって生成される場の重ね合わせは、次のようになる。

重心位置（すなわち、位置特定電位が既知であるバスケットアレイ１１５０の位置）の集合で誘導される電位は、現在未知の電荷の関数として、マトリックス形式で次のように書くことができる。

ここで、ｎは電位が既知の点の数、ｍは外接面上に分布された電荷の数である。ｎ＞ｍの場合、系は、表面上は過剰決定であるが、単純な方法で進行すると、最小の固有値の増幅に起因するノイズの支配を生じる可能性が高い。

したがって、ほとんどの場合、次のような正則化を採用する必要がある。
Ｋ＝［Ａ^ｔＡ＋λ^２Ｉ］^－１Ａ^ｔφ
ここで、Ａは上記のｎｘｍ行列であり、λは正則化パラメータであり、それは高次の寄与を減衰させるために選択され、双極子場に近似する低次の寄与によって支配される分布を残す。電荷分布が決定されると、位置特定電位は空間の任意の点で計算され得る。

いくつかの実施形態では、システム１０は、位置特定のためのスケール行列の正確な計算を達成するための方法を実装するように構成され得る。バスケット１１５０及び別のＥＰカテーテル（例えば、１２００、１５００、１６００）の位置特定はすべて、スケール行列５１５５に依存し、それは電圧を位置にマッピングする。この行列５１５５を計算するための現在の方法は、完全に線形の電圧場を有するという仮定の下にあり、したがって、線形性からの逸脱は位置特定に誤差を招き、それは例として肺静脈の近くで起こり得る。１ｍｍの位置特定精度に到達することを目標に、スケール行列５１５５を計算する別の方法の実現可能性を考慮することが不可欠である。電圧の線形性は、位置特定場の一部の領域では適切な仮定となるが、カテーテルが肺静脈の近くで操作される心房全体ではそうではない。

バスケット１１５０の電位は、それらが配置されている領域から優れたサンプリング情報を供給する。これを使用して、バスケットアレイ１１５０の領域における電圧場を特徴付け得る。様々な実施形態では、システム５０００は、既知の高次の非線形分析関数を使用して、電極の電位（例えば、電極１１５１）にフィットし得る。実際、この機能は、バスケット１１５０によって囲まれた領域内の電圧変動を特徴付ける。例として、完全な三次多項式は、次のように、バスケット１１５０の電圧にフィットするように選択され得る。

ここで、ｘパッチ、ｙパッチ、及びｚパッチ（インピーダンスパッチ５１０など）によって生成された場の場合、ｉ＝１，２，３である。ｃ_１係数は、標準バスケット定義（座標）ならびに電極１１５１の測定された電圧を利用することによって、各パッチ５１０について方程式の過剰決定系を解くことにより取得され得る。上記の関数の特別な場合は、球面調和関数である。場が調和的であると仮定すると、推定された場が問題の物理学、つまり一定インピーダンス領域（血液プールなど）の場のラプラス方程式を満たすことを保証する解のグループに、上記の方法を制約し得る。

スケール行列５１５５を計算する別の方法と比較して、上記の方法は、グラウンドトルース（例えば、心臓組織の実際の電気生理学的活動）に関してより良い一致で場を特徴付ける。

様々な実施形態において、空間にわたる電圧分布が生成されると、測定された電位は、既知の位置から（例えば、電位が既知である重心位置から）の積分によって、以下のように位置を特定され得る。

ここで、

ｐとｃは、それぞれ、位置特定が必要とされる電位と、既知の位置と電位を有する基準点を示す。積分は、例えば、二次のルンゲクッタ法又は任意の別の離散近似によって行われ、必要な精度が得られる。これは、ｃｕｒｒｅｎｔ ａｕｘ ｌｏｃ手順を表す。

１セットの基準重心上で積分位置を平均化して、重心位置又は電位のノイズが補助電極位置に持ち越されないようにすることが有利であり得る。

場の記述が確立されると、センサは、場の空間エンコーディングに基づいて位置特定され得る。電圧から空間座標へのマップは、この目的のために使用され得る。補間関数が作成され得て、このマッピングを実行し得る。スケール行列の生成は、上記のように電圧と空間との間の区分線形変換を生成し得る方法である。スケール行列ベースの方法は、計算が単純であるため（数値安定性、計算資源のニーズ）有利であり、区分線形又はほぼ線形場で機能するが、電圧から空間座標へのマッピングは、より一般的な場で機能する。

様々な実施形態では、空間全体の電圧分布が生成されると、電圧は、位置（球面座標の座標γθ及びφに関して、又はデカルト座標のｘ，ｙ，ｚに関して）から電位への非線形変換である。そのため、位置特定は、ソースフィールドに対して３つの測定値に基づく位置の決定であり、分析的に表現できない電圧から位置への逆変換を要する。様々な実施形態において、位置の推定は、ｃｕｒｒｅｎｔ ａｕｘ ｌｏｃ手順を使用して取得され、その後、位置は、（球面調和関数変換を介して）更新された位置に関連付けられた電位が測定された電位と一致するまで、繰り返し更新される。単純なニュートン反復で十分で有り、各サンプル点での勾配は、球面調和関数の基底関数で計算された電位から構築された一連の差分項で近似される。

代替的に、電圧場を推定する方法が確立されると、ソースフィールドが拡張され、コア領域の内部と外部の両方の格子上で一覧表示され、位置がルックアップテーブルを使用して電位から得られる。任意の精度は、必要に応じて、格子状データのトライリニア補間とともに、十分に細かい格子を構築してサンプリングすることにより取得できる。

電極電位の位置特定は、ターゲット心腔内の連続的であるが（恐らく）湾曲した電場ベクトルの固有関数である。スケール因子の単一のセット（つまり、場のベクトル）を使用して、関連する有効領域から遠くの電位を位置特定すると、「真の」（しかし未知の）位置からのオフセットが生じるであろう。ターゲット電位に近い領域から得られた１セットのスケール因子の使用は、異なるスケール因子が異なる電極に使用された場合、位置を特定された電極間に非物理的オフセットが生じる場合がある。

様々な実施形態では、システム１０は、この問題に対処するように構成された方法を実行し得る。方法によれば、位置を特定されたバスケットアレイ１１５０の位置のグループ内の各重心は、位置がいくつかの任意の原点に対して既知である場合、ターゲット心腔内の連続的な「平均化された」位置特定場の単一の実現を定義する。その場が分析的又は数値的に記述され得る場合、任意の電極は、測定された電位と一致する場の内で座標を単純に計算することによって明らかに簡単に位置を特定され得る。

位置を特定されたバスケットアレイ１１５０のセットの既知の位置と電位に一致する連続場を見つけるために、ターゲットマニホールドの関数形を指定する。ここでは、一般化された二次形式を想定する。
α_ｉｊＶ_ｉＶ_ｊ＋β_ｉＶ_ｉ＋γ_ｉ
ここで、インデックスは３つの位置特定ソースフィールドを指す。当業者は、任意の適切な関数形が同様に使用され得ることを理解するであろう。

次に、位置が特定された各重心の位置は次のように近似される。

位置が特定された各重心に対する上記の表現は、方程式のセットを生じ、それは係数α、β、及びγについて、位置が特定された重心が１０個を超えると仮定して、線形最小二乗法（ＬＬＳ）の意味で解くことができる。

３つの座標次元のそれぞれに関連付けられた係数が利用可能になると、位置特定は、単に、電極から得られた電位を上記の二次方程式に代入し、適切な合計を計算するのみである。

場ベースの位置特定の別の実施形態では、二次成分を無視すると、各ＩＱ軸上に３つの線形項（及び定数）が残る。組み合わされた９つの線形項は、バスケットアレイ１１５１によってサンプリングされた領域にわたって平均化されたスケール行列に相当する。これらの項を使用すると、最初のフレームでサンプリングされた変則的な挙動を平均化することで、「単一の中央スケール因子」手法よりも利益が得られる場合がある。

電極のグループの信頼できる位置特定を生成する際に、電極の第２のグループの位置は、電極の組み合わされた第１及び第２のグループの構造モデルを、電極の第１のグループの局所化された位置にフィッティングすることによって確立され得る。最小二乗フィット、ＳＶＤベースのベストフィットは、ここで使用され得る方法の一部の例である。これにより、位置特定場測定が利用できないセンサの位置を特定することを可能にする。

本発明の概念の態様によれば、システム１０は、ＲＦ送達中のアブレーションカテーテルの第１及び第２の電極の電圧を予測する方法を実装するように構成され得る。アブレーションカテーテル１５００の電極１５５１ａ（先端）及び１５５１ｂ（第２の電極）のインピーダンスは、治療送達によって、ならびにカテーテルに接続された電気生理学（ＥＰ）装置（電子機器変調）によって著しく影響を受ける場合がある。これは、電圧を破壊し、その結果、電極１５５１ａ及び１５５１ｂの位置をシフトさせることにつながる。

電極１５５１ｃ及び１５５１ｄ（第３及び第４の電極）での電圧測定は、例えば、ＲＦエネルギーが先端電極１５５１ａを通して送達されている場合、著しく影響を受けにくい。これらの２つの電極１５５１ｃ、ｄを使用して、第２の電極１５５１ｂ及び先端電極１５５１ａの両方の真の電圧と、したがってそれらの位置を予測し、それらの位置特定を改善し得る。アブレーションカテーテル１５００は、線源のない環境で動作するため、その電極の電圧分布は調和特性を有する必要があり、線形場は調和条件を満たし、アブレーションカテーテルの電圧は次のように表し得る。

標準的なアブレーションカテーテル、例えば２－５－２カテーテルの場合、

である。

次に、これらの推定値を使用して、測定された電圧の代わりにカテーテルを位置特定し得る。

したがって、この方法は、ＲＦ送達中のアブレーションカテーテル１５００の第１及び第２の電極（１５５１ａ、ｂ）の電圧を予測することを提供する。アブレーションカテーテルの位置の元の推定に組み込まれた方程式は次のとおりであった。
Ｖ２＝Ｖ３＋（Ｖ３とＶ４から導出されたスケール因子）×（Ｖ３とＶ２との間の距離）
次のように記述され得る。
Ｖ２＝Ｖ３＋（（Ｖ３－Ｖ４）／Ｄ３４）×Ｄ２３＝Ｖ３（１＋Ｄ２３／Ｄ３４）－Ｖ４（Ｄ２３／Ｄ３４）

同じ概念を適用して、第３の電極１５５１ｃから遠位先端１５５１ａまでの距離を使用して遠位先端位置を取得した。
Ｖ１＝Ｖ３＋（（Ｖ３－Ｖ４）／Ｄ３４）×（Ｄ２３＋Ｄ１２）

Ｖ１推定の方程式から開始し、Ｖ２推定の方程式に代入すると、それは、Ｖ３及びＶ４に基づくＶ１の上記の推定に正確に減少する。

様々な実施形態では、システム１０は、反復最接近点（ＩＣＰ）を実現するための方法を実装し得て、それは異なる軸方向範囲を有する幾何学的に類似した点セットの位置合わせのためのスケーリングを伴う。異なる方法論を介して、例えば、関心表面と接触するカテーテル（１１００、１２００、１５００、１６００など）の局所的な経路を追跡することによって、又はシステム（例えば、バスケット１１５０）で行われるように局所的な位置のセットから投影される超音波によって、生成された解剖学的構造は、異なる数のメッシュノード、異なる原点、異なる方向、及び異なるサイズを有し得て、恐らく各座標軸に沿った異なるスケールを含み得る（特許では「解剖学的モデル（複数可）５２５５」として）。ＩＣＰの標準的な手法は、サイズの違いによって混乱する場合があり、同心円状の位置合わせの代わりに、別のすべての領域での相関性が低いという犠牲の下で、解剖学的構造の一部が密接に一致する結果となる。

システム１０は、ＩＣＰの複数の実行をスケーリング操作と組み合わせることによってそのような問題に対処することができ、異なる解剖学的メッシュ（モデル５２５５）間の位置合わせは、「最良」状態に繰り返し改善され得て、そこでは対応する点／特徴間のＲＭＳオフセットが効果的に最小化される。この記述の目的上、超音波の解剖学的構造は「固定」の解剖学的構造（５２５５_Ｆ）と呼ばれ、一方、接触の解剖学的構造は「可動」の解剖学的構造（５２５５_Ｍ）と呼ばれる。手順は次のように実装される。
１）標準ＩＣＰ手順を実行する。ＩＣＰ出力を使用して、可動の解剖学的構造を回転及び並進する。
２）位置合わせされた解剖学的構造間の軸比（例えば、３つの座標軸のそれぞれに沿った可動の解剖学的構造に対する固定の解剖学的構造の比率）を決定し、可動の解剖学的構造をスケーリングする。
３）ステップ１と２を合計３回実行する。

反復ＩＣＰ手順の出力は、３セットの回転、並進、及びスケーリング行列（位置特定で使用される５１５５とは異なるスケーリング行列）であり、これは、超音波解剖学的構造の空間への変換を目的として、可動（接触）の解剖学的構造上の任意の点に適用され得る。

最良の結果は、拡張構造、例えば、静脈及び付属体をトリミングして可動の解剖学的構造と接触の解剖学的構造を一致させ、外れ値を削除してバイアスを軽減する場合に得られる。

３つのＩＣＰ位置合わせステップのそれぞれから取得した並進、回転、及びスケーリング行列を使用して、位置を可動接触の解剖学的構造の空間から固定の超音波解剖学的構造の空間に変換する。

ここで、Ｒは回転であり、Ｔは並進であり、Ｓはスケーリングを表す（各ＡＰ軸に依存しない）。Ｐ_ｃは、「接触」戦略（「可動」戦略、同じこと）を介して取得された物理的な位置であり、Ｐ_ｕｓは、超音波解剖学的構造の空間に変換された位置である。

スケーリングステップは次のように実装される。

ここでは、アインシュタインの縮約は示唆されない。

図８は、本発明の概念と一致する、生体内／生体外ハイブリッド試験方法の設定の概略図を示す。１つ以上のインピーダンスパッチ５１０は、被検者Ｓの上に配置され、例えば、被検者Ｓの前面に示されるパッチ５１０ａ、及び被検者Ｓの背面に示されるパッチ５１０ｂである。試験設定は、例えば示されるように、被検者Ｓの胴体の周りに配置されたＥＫＧ／ＥＣＧタイプのリード線５６０のアレイを含む。

図８の試験設定を使用して、電圧（又はインピーダンス）場は、生きている被検者について評価され得る。例えば、パッチ５１０間で駆動されるインピーダンス場は、複数の因子によって影響を受ける可能性があり、パッチサイズ、パッチインピーダンス、及び被検者Ｓ内の解剖学的構造を含む。パラメータ、例えばパッチ５１０のサイズを変えることにより、分散電極の乱れは、様々な解剖学的構造、例えば様々な被検者Ｓで、パッチの特徴付けとシミュレーションの相関関係について、評価された位置特定信号（電圧場）を用いて再現され得る。示されるように、例えば、パッチ５１０ｂの表面積は、（例えば、パッチ５１０ｂの一部分を折り畳むか又は剥がして、パッチの一部分のみが被検者Ｓの皮膚と接触するようにすることによって）減少させることができ、またこの表面積の減少の効果は、周囲のＥＫＧ／ＥＣＧリード線５６０によって測定され得る。

いくつかの実施形態では、ＥＫＧ／ＥＣＧリード線５６０は、シミュレーション相関のために、既知の距離で電圧場の軸に沿って等間隔に配置され得る。この設定は、パッチ５１０のパラメータ変化（サイズ、形状など）に関連する電圧場の変化の詳細な評価を可能にする。

図９は、高入力インピーダンスマッピングシステムの回路図を示す。インピーダンス位置特定の安定性は、マッピングシステムの入力インピーダンスと相関する。高入力インピーダンスは最適である。マッピングシステムのネイティブ入力インピーダンスは、周辺機器、例えば、刺激装置、記録システム、及び／又は別の３Ｄマッピングシステムを相互接続することによって低下する場合がある。例示された図は、入力インピーダンスを戦略的に保護するのと同時に、電極への刺激の供給を可能にするように構成される。

回路は、補助インターフェースボックス内、例えば、図１の患者Ｐとコンソール５０００との間のインターフェース内に存在する（図９に示されるピンボックス）。ペーシング刺激は、図９に表されるプローブによって、ノードＡ１とＡ２との間に検出され得る。プローブは、ペーシングチャネルが有効になると、印加された電気パルスをノードＡ１に印加し、信号がＡ２に表示され、これにより、正しいスイッチ構成が可能になり、パルスが伝送可能になる。代替的に、プローブ信号の印加は排除され得て、ペーシングパルスは検出されてスイッチを制御し得る。Ａ２で検出された第１のペーシングパルスにより、正しいスイッチ構成が可能になり、後続のペーシングパルスが伝送可能になる。

ペーシングパルスの検出において、Ｂ１が閉じ、Ｂ２が開いたスイッチ構成は、信号が、入力インピーダンスを保護するバッファ回路をバイパスすることを可能にする。ペーシングパルスが検出されない場合（通常の動作）、スイッチＢ１が開き、Ｂ２が閉じ、これにより、外部経路を介した漏れから位置特定信号をバッファリングし、電圧変動を作成する。

代替的に、信号は、信号の振幅と周波数に基づき、様々な経路を介して指向され得る。結合回路は、様々な信号機能を利用して、異なる経路が信号によって選択され、最適なシステム機能を実現できるように設計され得る。例えば、ペーシング信号は、絶縁回路、例えば、バッファ回路の周りで、ダイオードなどの様々な半導体デバイス特性を利用する様々なＰ－Ｎ接合半導体デバイスを使用して、バイパスされ得る。これにより、様々な信号を適切にルーティングするために必要な検出及び(又は）切り替え方法を使用する負担が軽減される。いくつかの実施形態では、信号は、差動及びコモンモード成分を含み得る（例えば、電気システムの２つ以上のチャネルで担持される信号は、コモン及び差動成分を含み得る）。信号のこのコモンモード及び差動性質を使用して、１つ以上の信号（例えば、１つ以上の信号の１つ以上の成分）が、意図しない回路経路、例えば、刺激装置、記録システム、及び／又は３Ｄマッピングシステムなどの周辺機器に接続された経路を介して漏れるのを防ぐ（例えばフィルタする）ことができる。本明細書に記載されるように、位置特定信号は、心臓内の１つ以上の電極を介して記録される場合、主にコモンモード成分を有する。これらの意図しない回路経路からのコモンモード信号をフィルタリングすることで、位置特定信号の漏れが大幅に減少する。いくつかの実施形態では、コモンモードフィルタ（本明細書ではコモンモードチョークとも呼ばれる）を使用して、コモンモード信号が相互接続された電子システム（例えば、１つ以上の意図しない回路経路）に漏れるのを防ぎ得る。コモンモードチョークを、位置特定信号を担持するチャネルと相互接続された電子システムとの間に実装することにより、コモンモードチョークは相互接続システムへの高インピーダンス経路として表示され、これらの相互接続システムからのコモンモード位置特定信号をブロックする。加えて、差動信号、例えばペーシングパルス（例えば、コモンモードチョークを介して相互接続されたシステムに接続された電極によって記録されたペーシングパルス）は、妨げられることなくコモンモードチョークを通過し、意図されたペーシング機能を可能にする。

図１０は、電極及び超音波トランスデューサを含む、コンソール及びマッピングカテーテルの一部分の概略図を示す。位置特定の精度は、手順中にアレイ１１５０のサイズ及び形状をよりよく推定することによって改善され得る。これを行うための１つの方法は、身体の上又は体内の電極、例えば、アレイ１１５０の電極１１５１間に位置特定信号を生成することである。いくつかの実施形態では、位置特定信号は、１つ以上の電極を介して伝送され得て（体内又は身体の上で、後続の例は、それらが体内で同じカテーテル上にあると仮定する）、カテーテルの近傍に場を作成するのに使用され得る。カテーテル１１００の１つ以上の電極１１５１を使用して、空間内の１つ以上の位置で生成されたインピーダンス場を、同時に又は連続して測定し得て、インピーダンス場の特性、例えば、幾何学的特性、例えばスケーリング、スキュー、及び／又は非線形性を計算するために使用され得る。いくつかの実施形態では、計算された特性は、時間的に変化し得る（生理学的プロセスから生じ得る経時的な漸進的ドリフト又は追加の設備の相互接続から生じ得る急性シフトなど）。

いくつかの実施形態では、生成されたインピーダンス場の測定は、生成された位置特定信号を伝送するために使用されなかった電極を含む電極のセットから行われる。このような「パッシブ」電極を使用して、カテーテルの近くの場を空間的にサンプリングし得る。数学モデルは、「パッシブ」電極によって行われる一連の測定に「フィット」して、カテーテルの近くのインピーダンス場特性の推定値又は近似値を作成し得る。いくつかの実施形態では、「フィッティング」の方法は、最適化方法（最小二乗法など）又は主成分分析であり得る。いくつかの実施形態では、フィッティングの方法は、履歴情報（同じ被検者及び／又は別の被検者からの）を開始点として利用でき、例えば、重み付けによって、現在の測定値に計算的に適合させ得る。計算適応は、フィットの精度を記述する一連の基準に基づいて順次改善又は最適化され得て、それによって現在の測定値と以前の測定値との間の対応を「学習」する。特に、個々の電極に付与されるこれらのソースは、空間内の場分布のような点ソースを作成する。ソースが組織から離れている場合、組織からの場のようなこの点ソースの歪みは無視できる。組織の近位では、組織の狭い領域は場の分散を作成するであろう（組織インターフェースでのインピーダンス変化とインターフェースでのソースによる電流密度に依存する）。電流密度はソースに最も近くで最も高いため、ソースに最も近い組織領域が歪みの最も重要な部分を生成する。この領域はサイズが小さく、ソースが組織に近接している場合にのみ存在し得るため、結果として得られる場は、点ソースと同様の構造を有する。場の空間分布関数に関するこの知識を使用して、上記のようにモデルをセンサ測定値のグループにフィッティングすることにより、場分布を推定し得る。次に推定された場は、様々な位置特定プロセスに使用され得る。例えば、これらは、カテーテルの形状、別のカテーテルに対するカテーテルの位置を推定することができ、ソース電極の位置を特定することを含んでいる。

この位置特定方法の更なる精度のために、組織による歪みは、反復プロセスによって更に低減され得て、反復プロセスは、近くのインピーダンス変化（組織構造）の存在を説明し得る場モデルを推定する間に使用される。カテーテルの上の複数のソース又は胴体表面に適用された複数のソースは、この目的に使用されて、印加された場と相互作用する組織の存在及び構造を解読し得る。

更に、カテーテルの近傍の組織の存在を検出することができるアプリケーションは、位置特定において表示されたミスマッチの測定値を取得することであり得て、電極が解剖学的構造と接触するとき、解剖学的表面からの電極の分離を示す。次に、この解剖学的表面のカテーテルミスマッチの測定値は、ミスマッチの近くにおける位置特定又は解剖学的構造の調整のために補正され得る。いくつかの実施形態では、ユーザは、ソフトウェア入力を介して、位置特定と解剖学的構造との間に局所ミスマッチが存在することを示すこともできる。このユーザフィードバックは、ミスマッチを考慮して調整を設定するためにも使用され得る。

別のアプリケーションでは、隣接する組織の構造は、上記の方法を使用して決定され得て、カテーテルと組織との接触（結合）の表示は、この情報を使用して作成され得る。

いくつかの実施形態では、位置特定信号を使用して、電極間の距離を、例えば、電流が１つ以上の電極を介して体内に供給され、身体、例えば血液のインピーダンスを介して伝導し、かつ１つ以上の電極を介して戻る（「吸い込まれる」）ときの電極間の電位（電圧）の差を測定することによって、直接測定される。

いくつかの実施形態では、電極で印加されたソースを使用して、電極からの意図しない漏れ電流の影響を測定し得る。漏れ電流は、電極に取り付けられた様々な電子機器の入力インピーダンスが低いために発生する可能性がある。漏れ電流は、印加された位置特定場の実際の測定を歪める可能性のある場分布を生成する。点ソースは、漏れ電流と同じ場分布を生成する。したがって、漏れ電流の測定（又は電極での測定へのその影響）を、印加されたソースによって推定された歪みの場パターンと組み合わせて使用することで、測定の誤差を補正し得る。代替的に、印加されたソースを使用して、電極から出る漏れ電流の量を一致させることによって漏れ電流をキャンセルし得る。これにより、測定値の補正を作成する際の計算負荷（精度に影響を与える）を軽減し得る。

以下は、前述の位置特定信号を、本明細書に記載されるようなシステム１０の既存の電子機器のコンテキスト内で生成及び伝送するための、システム及び／又は方法の説明である。位置特定信号の生成、伝送、及び測定に加えて、システム１０は、例えば１０ＭＨｚで超音波情報を生成及び受信し、生体電位記録（心臓活動の電気的記録）を測定及び記録する。

システム１０は、シングルエンドのスイッチド超音波送信機を含み得て、それは１０ＭＨｚのパルスを生成して、カテーテルの上のトランスデューサを励起するように構成される。例として、スイッチＡ１とＢ１を閉じると（図１０に示すように）、１０ＭＨｚのパルスがラベルの付いたトランスデューサを通過し、上の図のように共通導体に戻る。このシングルエンドシステムへの簡単な変更により、同じ送信機が、共通伝導経路上の各トランスデューサに隣接する電極間で異なる位置特定信号（１０～１００ｋＨｚの周波数間、好ましくは１５～４０ｋＨｚの間）を駆動できる。上の図では、これは、スイッチＡ１と別の｛Ａ２、Ａ３、Ａ４｝スイッチのいずれかを閉じて、閉じたスイッチと一致する各電極からの場を供給及び吸い込むことによって実現される。具体的には、広帯域送信機は、単極高エネルギー高周波パルスを超音波結晶（心臓表面に測距するための標準動作モード）に局所ＲＦグラウンドを介して、又は２つのカテーテル電極間の差動低電流低周波数電流（電極間の距離を測定するための代替モード）のいずれかを送信するように構成され得る。

コンソール５０００は、信号結合回路を含み得て、例えば、図１０に示されるようなＲＣフィルタ及び変圧器を含む信号結合回路である。代替的又は追加的に、コンソール５０００は、代替信号結合回路を含み得て、それは本明細書に記載の多重化伝導経路に接続するように構成される。次に、適切な信号結合経路を組み合わせて、特定のタイプの信号（例えば、周波数に基づいて結合されたペーシング信号）を最適に伝送し得る。これにより、スイッチング設定で、追加のスイッチングハードウェアを必要とすることなく、様々な信号を処理することが可能となる。

いくつかの実施形態では、超音波モジュール５２１０は、本発明の概念のカテーテルの磁場生成コイルからの磁気信号（例えば、高周波磁気信号）を検出するように構成され得て、例えば、そのカテーテルの位置（例えば、患者の心腔内の位置）を決定する。システム１０は、広帯域発生器を含み得て、シングルエンド及び／又は差動広帯域及び／又は狭帯域信号、例えば、周波数が１．５ｋＨＺ～１０ＭＨｚ、又は１０ｋＨＺ～１０ＭＨｚの信号を生成する。これらの駆動信号は、任意の複雑さであり得て、超音波送信パルス、磁場発生器（例えば、高周波磁場発生器）、及び／又は差動電場発生器として構成され得る。これらの駆動信号は、超音波モジュール５２１０の同じ送信回路を使用して、例えば超音波モジュール５２１０の出力回路上の信号経路スイッチングを介して、供給され得る。これらの駆動信号は、システム１０の外部に配置されたコイル及び／又はアンテナ（本明細書では「コイル」）に印加されて、局所化されるカテーテルのコイルによって感知され得る外部磁場を作成し得る。代替的又は追加的に、これらの駆動信号は、遠隔電極（例えば、システム１０の皮膚パッチ）と、局所化されるカテーテル上に配置された局所受信機（例えば、コイル）との間にシングルエンド磁場を生成するように構成され得る。代替的又は追加的に、これらの信号は、システム１０の遠隔電極と、局所化されるカテーテル上に配置された局所受信機との間にシングルエンド磁場（例えば、高周波磁場）を生成するように構成され得て、これらの駆動信号は、超音波トランスデューサ１１５３（例えば、超音波測距用）に供給されるシングルエンドバースト（例えば、高エネルギーバースト）を更に含み得る。

心臓Ｈ内のデバイスを位置特定するために使用される周波数は、様々な課題を克服するために選択される必要がある。低周波数（例えば、１ｋＨｚ＜ｘ＜２０ｋＨｚ）は、局所化されたデバイス間の相互作用を減らすのに役立つ高入力インピーダンスを可能にする。１Ｈｚ～１ＫＨｚの範囲の周波数は生体電位測定の一部であり、この範囲で印加される外部信号は、生体電位の信頼性の高い測定に影響を与える。しかし、これらの信号は高入力インピーダンスの利点も提供し、生体電位測定に干渉しないスキーム（例えば、５ミリ秒未満の短時間のパルス）でデバイスを位置特定するためにも使用され得る。１ｋＨｚ～１０ｋＨｚの間の周波数は、組織インピーダンスの変動性のために追加の課題を加える場合がある。周波数が高いほど、インピーダンスフィールドがより線形になる傾向があり、スケーリングと測定が容易になる。いくつかの実施形態では、より高い周波数は、より低入力インピーダンスを有するシステム増幅器によって感知され、これは、局所化されたデバイス間のクロストークをもたらす場合がある。しかしながら、低周波数と高周波数をインターリーブする又は同時に印加することにより、システム１０（又はコンソール５０００）は、性能を低下させることなく、より高入力インピーダンス、線形場、及び適切なサンプリングレートの両方を利用することができる。例えば、電子機器の一部が、患者に取り付けられて、低周波数と高周波数で入力インピーダンスが異なる場合、補正項を適用して、２つの周波数で測定された差に基づく位置特定信号の変化を説明し得る。同様に、組織インピーダンスには抵抗ターム(resistive term)と容量ターム(capacitive term)の両方があり、その結果、組織インピーダンスに依存する場の分布は、２つのタームに依存する位相変動を示す。容量タームの影響は周波数によって変化し、これにより、異なる周波数の場を組み合わせることにより、場の分布に対する組織のインピーダンスの影響を減じることが可能となる。より複雑さの低い場の分布は、本明細書に記載されているように、それを用いて電極を位置特定する能力を向上させる。インターリーブ信号のスキームでは、高周波数と低周波数の間の比率は、実装要件に応じて変化し得る。

上記の実施形態は、例示的な例としてのみ提供すると理解されるべきであり、更なる実施形態が想定される。任意の１つの実施形態に関して本明細書に記載の任意の特徴は、単独で、又は記載された別の特徴と組み合わせて使用されてもよく、また、別の任意の実施形態の１つ以上の特徴と組み合わせて、又は別の任意の実施形態の任意の組み合わせと組み合わせて使用してもよい。更に、添付の特許請求の範囲で定義される本発明の範囲から逸脱することなく、上記に記載されていない同等物及び変更を使用することもできる。

前述のものは、最良のモード及び／又は別の好ましい実施形態であると考えられるものを説明したが、その中で様々な変更を行うことができ、本発明又は複数の発明を様々な形態及び実施形態で実装してもよく、それらは多くの用途に適用されてもよく、その一部のみが本明細書に記載されていることが理解される。以下の請求項は、文字通りに記載されているもの、及び各請求項の範囲内にあるすべての変更及び変形を含む、それに相当するすべてのものを請求することを意図している。

明確にするために、個別の実施形態の文脈で説明されている本発明の特定の特徴もまた、単一の実施形態で組み合わせて提供され得ることが理解される。逆に、簡潔にするために、単一の実施形態の文脈で説明される本発明の様々な特徴はまた、別個に又は任意の適切なサブコンビネーションで提供され得る。

例えば、請求項のいずれかに記載されているすべての特徴（独立しているか又は依存しているかにかかわらず）は、任意の所与の方法で組み合わせられ得ることが理解される。

Claims (236)

1. 生理学的情報を処理する方法であって、
   データ記憶装置に結合されたプロセッサを提供するとともに、前記プロセッサに結合されて体内、身体の上、及び／又は身体の近位に配置された複数の機能要素を提供することと、
   位置特定座標系を、第１の位置特定モードを使用して前記機能要素の第１のセットからの信号の第１のセットを処理することによって、確立及び較正することと、
   前記位置特定座標系を、第２の位置特定モードを使用して前記機能要素の第２のセットからの信号の第２のセットを処理することによって、再較正することと、を含み、
   ここで前記第１の位置特定モードは前記第２の位置特定モードとは異なる、
   方法。
2. 前記第１及び第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モード、磁気ベースの位置特定モード、及び超音波ベースの位置特定モードからなるグループから選択される、請求項１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
3. 前記第１の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである、請求項２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
4. 前記第１の位置特定モードは、磁気ベースの位置特定モードである、請求項２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
5. 前記第１の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである、請求項２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
6. 前記第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである、請求項２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
7. 前記第２の位置特定モードは、磁気ベースの位置特定モードである、請求項２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
8. 前記第２の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである、請求項２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
9. 前記位置特定座標系は、三次元（３Ｄ）座標系である、請求項１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
10. 前記位置特定座標系の原点は、前記体内で位置を特定される、請求項９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
11. 前記位置特定座標系の原点は、前記身体の器官内で位置を特定される、請求項１０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
12. 前記器官は心臓である、請求項１１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
13. 少なくとも１つの物体を前記器官及び／又は前記身体に挿入することを含み、前記少なくとも１つの物体は、前記複数の機能要素からの機能要素を含む、請求項１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
14. 前記少なくとも１つの物体を前記位置特定座標系内に、前記少なくとも１つの物体の機能要素からの信号、及び／又は前記第１のセットの信号、及び／又は前記第２のセットの信号に基づき位置特定することを含む、請求項１３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
15. 前記少なくとも１つの物体は、カテーテル機能要素を含んでいる少なくとも１つのカテーテルを含む、請求項１４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
16. 前記カテーテル機能要素は、前記第１及び／又は第２のセットの信号の少なくとも一部を生成する１つ以上の信号源を含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
17. 前記カテーテル機能要素は１つ以上の超音波要素を含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
18. 前記カテーテル機能要素は１つ以上の超音波センサ、送信機、及び／又はトランスデューサを含む、請求項１７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
19. 前記カテーテル機能要素は１つ以上の磁気要素を含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
20. 前記１つ以上の磁気要素は１つ以上の磁気コイルを含む、請求項１９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
21. 前記カテーテル機能要素は、１つ以上の電圧又は電位信号生成及び／又は感知要素を含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
22. 前記少なくとも１つのカテーテルは診断用カテーテルを含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
23. 前記診断用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
24. 前記診断用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
25. 前記診断用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
26. 前記位置特定座標系内に前記診断用カテーテルを位置特定することを更に含む、
    請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
27. 前記診断用カテーテルは心臓マッピングカテーテルであり、前記カテーテル機能要素は、心臓活動及び／又は位置特定に関連する電位を感知及び／又は記録するように構成された複数の電極を含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
28. 前記診断用カテーテルはバスケットカテーテルであり、前記カテーテル機能要素は電極のバスケットアレイを含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
29. 前記診断用カテーテルはラッソカテーテルであり、前記カテーテル機能要素は電極のアレイを含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
30. 前記診断用カテーテルは、シースの管腔内に摺動可能なアクチュエータを含む遠位端部を有するシャフトを含んで、機能要素のアレイを前記体内に展開し、ここで前記シャフト、シース、及び／又はアクチュエータは１つ以上の機能要素を含む、請求項２２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
31. 前記シャフト及び前記アクチュエータのそれぞれは、１つ以上の機能要素を補助電極の形態で含み、前記方法は、
    前記シャフト上の前記補助電極と前記アクチュエータ上の前記補助電極との間の相対距離測定値を前記プロセッサで決定することを含む、
    請求項３０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
32. 前記機能要素のアレイの形状を前記距離測定値に基づいて前記プロセッサで決定することを更に含む、
    請求項３１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
33. 前記機能要素のアレイはバスケットアレイであり、前記プロセッサは前記バスケットアレイの形状を決定する、請求項３２、又は任意の別の請求項に記載の方法。
34. 前記診断用カテーテルは、少なくとも１つの別の機能要素であって、前記シャフト上で位置を特定され、電極、コイル、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択される、少なくとも１つの別の機能要素を含み、ここで前記少なくとも１つの別の機能要素は、心臓活動マッピング及び／又は位置特定に使用される、請求項３０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
35. 前記機能要素のアレイはバスケットアレイであり、前記補助電極は、前記アクチュエータ及び／又は前記シャフト上に少なくとも１つの磁気センサを含み、前記方法は、
    前記バスケットアレイの位置及び／又は向きを、前記アクチュエータ及び／又は前記シャフト上の少なくとも１つの磁気センサ及び磁気位置特定を使用して前記プロセッサで決定することを更に含む、
    請求項３１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
36. 前記機能要素のバスケットアレイは既知の構成を有し、前記方法は、
    前記プロセッサで、前記バスケットアレイの前記既知の構成を使用して、前記少なくとも１つの磁気センサの決定された位置に基づいて前記バスケットアレイの前記機能要素の１つ以上を位置特定することを含む、
    請求項３５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
37. 前記バスケットアレイベースの前記機能要素の１つ以上を位置特定することは、前記バスケットアレイのすべての要素の位置及び向きの推定が磁気位置特定を使用できることを含む、請求項３６、又は任意の別の請求項に記載の方法。
38. １つ以上の追加のデバイスの位置及び／又は向きを、磁気位置特定を使用して、前記１つ以上の追加のデバイスの１つ以上の要素の位置を前記磁気的に局所化されたバスケットアレイに対して評価、計算、及び／又は決定することによって、前記プロセッサで決定することを更に含む、
    請求項３５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
39. 前記１つ以上の追加のデバイスのバスケットアレイに対する前記相対位置を、１つ以上の位置特定方法、例えば超音波位置特定及び／又はインピーダンスベースの位置特定を使用して、プロセッサで決定することを更に含む、
    請求項３８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
40. デバイス内位置特定を、位置特定信号であって、内部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信された、及び／又は外部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信された、位置特定信号を使用して実行することを更に含む、
    請求項３９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
41. 前記少なくとも１つのカテーテルは、第２のセットのカテーテル機能要素を含んでいる第２の診断用カテーテルを含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
42. 前記第２のセットのカテーテル機能要素は、前記心臓活動マッピング及び／又は位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項４１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
43. 前記第２の診断用カテーテルは、心臓の冠状静脈洞内に配置するように構造及び配置された冠状静脈洞マッピングカテーテルである、請求項４１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
44. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、少なくとも１つのカテーテル機能要素であって、カテーテルシャフト上に位置を特定され、電極、磁気要素、コイル、超音波要素、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択される、少なくとも１つのカテーテル機能要素を含む、請求項４３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
45. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む、請求項４３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
46. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項４３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
47. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項４３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
48. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルを前記位置特定座標系内に位置特定することを更に含む、
    請求項４３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
49. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルはラッソカテーテルである、請求項４３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
50. 前記少なくとも１つのカテーテルは治療用カテーテルを含む、請求項１５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
51. 前記治療用カテーテルは少なくとも１つの治療機能要素を含む、請求項５０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
52. 前記少なくとも１つの治療機能要素は、少なくとも１つの切除用電極を含む、請求項５１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
53. 前記治療用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む、請求項５０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
54. 前記治療用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項５０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
55. 前記治療用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む、請求項５０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
56. 前記位置特定座標系内に前記少なくとも１つの治療要素を位置特定することを更に含む、請求項５０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
57. 前記複数の機能要素は、前記身体の外側及び／又は前記身体の上に配置された外部機能要素を含み、ここで前記外部機能要素は、１つ以上の、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素を含む、請求項１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
58. 前記外部機能要素は、インピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び機能要素からなる機能要素タイプのグループから選択される、請求項５７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
59. 前記機能要素タイプは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び磁気コイルからなるグループから選択される、請求項５８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
60. 前記位置特定座標系内の少なくとも１つの物体を、少なくともいくつかの前記外部機能要素によって生成及び／又は感知された信号を使用して位置特定することを更に含む、
    請求項５７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
61. 前記少なくとも１つの物体は少なくとも１つのカテーテルを含む、請求項６０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
62. 前記少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの診断用カテーテルを含む、請求項６１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
63. 前記少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの治療用カテーテルを含む、請求項６１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
64. 少なくとも１つのウェアラブル衣服であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素うちの前記１つ以上を含んでいる、前記外部機能要素の少なくともいくつかを含み、前記身体に対する前記外部機能要素の接触、圧力、及び／又は位置を維持する、少なくとも１つのウェアラブル衣服を提供することを含む、
    請求項５７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
65. 前記少なくとも１つのウェアラブル衣服は、ベスト、スーツ、シャツ、ボディスーツ、又はそれらの一部分の形態をとる、請求項６４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
66. 前記外部機能要素の少なくとも一部は、前記少なくとも１つのウェアラブル衣服から取り外し可能である、請求項６４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
67. 前記外部機能要素の少なくとも一部は、前記少なくとも１つのウェアラブル衣服内に埋め込まれるか、又は配置される、請求項６４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
68. 前記ウェアラブル衣服は、少なくとも２つの異なる外部機能要素であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素うちの１つ以上として、インピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択された、少なくとも２つの異なる外部機能要素を含む、請求項６４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
69. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む、請求項６８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
70. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項６８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
71. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項６８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
72. 前記磁気機能要素、前記インピーダンス機能要素、及び前記超音波機能要素からなる前記グループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む、請求項６８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
73. 前記外部機能要素であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素のうちの前記１つ以上を含んでいる、前記外部機能要素の少なくともいくつかを含むパッチを提供することを含む、請求項５７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
74. 前記パッチを前記身体の胴体に付着することを含む、
    請求項７３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
75. 前記パッチの１つ以上は、少なくとも２つの異なる外部機能要素であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素うちの１つ以上として、磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択された、少なくとも２つの異なる外部機能要素を含む、請求項７３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
76. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む、請求項７５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
77. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項７５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
78. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項７５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
79. 前記磁気機能要素、前記インピーダンス機能要素、及び前記超音波機能要素からなる前記グループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む、請求項７５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
80. 前記機能要素の１つ以上の記録位置で生理学的データを記録し、前記記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で前記生理学的データを患者情報に変換することを更に含む、請求項１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
81. 前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素の１つ以上の記録位置で生理学的データを記録することを更に含む、
    請求項８０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
82. 前記生理学的データの少なくとも一部は、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの信号で具体化される、請求項８０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
83. 伝達行列を１つ以上の記録位置で前記生理学的データに適用して、前記記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置での患者情報を決定することを更に含む、
    請求項８０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
84. 前記伝達行列を前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの信号から生成することを更に含む、
    請求項８３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
85. 前記伝達行列を生成することは、前記記録位置とターゲット位置との間の組織特性を特徴付けることを含む、請求項８３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
86. 前記伝達行列はスケール行列である、請求項８３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
87. 前記スケール行列は、組み合わされたスケール行列である、請求項８６、又は任意の別の請求項に記載の方法。
88. 前記組み合わされたスケール行列を生成することは、複数のスケール行列を生成することと、前記複数のスケール行列を組み合わされたスケール行列に組み合わせることを含む、請求項８７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
89. 前記複数のスケール行列のうちの異なるものが、前記位置特定座標系内の異なる位置で生成される、請求項８８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
90. 前記複数のスケール行列のうちの少なくとも２つが、前記少なくとも２つのスケール行列からの前記位置特定データを組み合わせ得るように十分に比較可能であるかどうかを決定することを含む、請求項８９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
91. 前記少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能でない場合、次に前記少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを調整して、それらを比較可能にする、請求項９０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
92. 前記少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを調整することは、前記組み合わされたスケール行列のスケール推定に影響を与える少なくとも１つの位置特定パラメータ、例えばカテーテル形状、を更新することを含む、請求項９１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
93. 前記少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能である場合、次に、前記少なくとも２つのスケール行列を一緒にステッチングして、前記組み合わされたスケール行列を生成する、請求項９０、又は任意の別の請求項に記載の方法。
94. 前記スケール行列は、場の値の変化率の測定である、請求項８６、又は任意の別の請求項に記載の方法。
95. 前記場の値は電圧又はインピーダンス場である、請求項９４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
96. 前記位置特定座標系を較正することは、前記スケール行列を推定することを含む、請求項８６、又は任意の別の請求項に記載の方法。
97. 前記スケール行列を、既知の間隔を有する機能要素間の電圧差を測定することによって推定することを更に含む、
    請求項９６、又は任意の別の請求項に記載の方法。
98. 前記機能要素はカテーテル上にあり、それらの寸法は予め決定される、請求項９７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
99. 前記患者の生理学的変動の特定の周期的時点で、変換及び／又は場の特性を前記プロセッサで推定して、前記場を記述することを更に含む、
    請求項９４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
100. 前記患者の生理学的変動は、心臓及び／又は呼吸周期を含む、請求項９９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
101. 前記患者の生理学的変動の前記特定の周期的時点は、前記場の複雑さが最小である時点であり、モデリングを単純化し、
     これらの特定の時点で、好ましい生理学的条件のために、前記印加される場は、空間的非線形性が減少し、これにより前記場の記述が容易になり、入力が少なくなる、
     請求項９９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
102. これらの時点は、前記患者のＥＣＧ信号のＴ波及び／又はＰ波に近接して一時的に位置を特定される、請求項９９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
103. より広い期間にわたって特定の時点で前記信号を測定することは、前記ソースの不変性につながり、
     前記不変性は、前記観察期間に一致する周期を有し、他のソースからの前記信号変化への寄与は、これらの測定値内で観察され得る、
     請求項９９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
104. 前記他のソースを記述する変換及び／又はモデルは、前記観察に基づき推定される、請求項１０３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
105. 前記信号のアーチファクトは離散インパルスを含み、
     ペーシングパルスなどの短く、高振幅の外生信号によって任意選択で引き起こされる、
     請求項９９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
106. 前記離散インパルスは、急勾配の前縁部及び／又は後縁部を有している「鋭い」構造を有する成分を含む波形を生成する、請求項１０５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
107. 位置特定信号に前記アーチファクトが存在する場合、前記プロセッサは、前記１つ以上の記録電極の前記決定された位置において、短い「ジャンプ」を観察し、
     任意選択で、前記位置特定信号は、局所化される前記１つ以上の電極によって記録されたインピーダンスベースの位置特定信号である、
     請求項１０５、又は任意の別の請求項に記載の方法。
108. 非アーチファクト期間中に信号変動の観察に基づき閾値アルゴリズムを実行することを更に含み、
     ここで前記閾値アルゴリズムは、前記１つ以上の記録電極の前記位置で前記観察されたジャンプを制限するように構成され、
     任意選択で、前記アーチファクトを引き起こす外生信号の前記長さに匹敵する及び／又はそれより長いフィルタリング期間を有する前記信号のメディアンフィルタリングもまた、観察される位置シフトを制限するために使用される、
     請求項１０７、又は任意の別の請求項に記載の方法。
109. １つ以上の追加のフィルタを、鋭い構造を有する成分を含むこの信号に前記プロセッサで適用することを、観察するのが無視できるほど十分に前記アーチファクトをフィルタリングすることを含めて、更に含み、
     任意選択で、前記記録電極の前記位置の前記ジャンプは、２つ以上のフィルタを適用した後に無視され得る、
     請求項１０８、又は任意の別の請求項に記載の方法。
110. 前記記録信号の鋭い構造を、第１のフィルタを第２のフィルタの前に適用することで制限し、鋭い構造がカテーテルの前記局所化された位置で観察可能なジャンプとして現れるのを防止又は軽減する前記プロセスを更に含み、
     任意選択で、前記第１のフィルタはメディアンフィルタである、
     請求項１０９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
111. 前記プロセッサでペーシングパルスを検出し、それに応答して、前記ペーシングパルスが存在する間に記録された信号を無視又はフィルタリングし、前記ペーシングが存在する間に局所化されている１つ以上の別の電極の前記位置特定に悪影響を及ぼさないようにすることを更に含む、
     請求項１０９、又は任意の別の請求項に記載の方法。
112. 前記身体に対して１つ以上の前記機能要素を位置特定することを更に含み、ここで前記位置特定は、機能要素の位置を、
     前記機能要素と、位置であって、前記身体に対するその配置及び場の値が既知である、位置との間の場の値の差を測定し、
     前記測定された差に前記スケール行列を掛けること、によって推定することを更に含み、
     ここで前記結果として生じる出力は、前記既知の位置に対する前記センサの位置である、
     請求項８３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
113. 前記位置特定信号は、前記心臓内の１つ以上の電極を介して記録される場合、主にコモンモード成分を有し、前記方法は、
     前記コモンモード信号を意図しない回路経路及び／又は相互接続システムからフィルタリングして、前記位置特定信号の漏れを実質的に低減することを含む、
     請求項１、又は任意の別の請求項に記載の方法。
114. 前記プロセッサで、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを使用して、前記コモンモード信号が前記１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムの中に漏れるのを防ぐことを更に含み、
     任意選択で、前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークは、前記１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムに対して高インピーダンス経路として機能する、
     請求項１１３、又は任意の別の請求項に記載の方法。
115. 前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークで妨げられずに通過するペーシングパルスを更に含み、意図されたペーシング機能を可能にし、
     任意選択で、前記ペーシングパルスは、前記１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムに前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを介して接続された電極によって記録される、
     請求項１１３、１１４、又は任意の別の請求項に記載の方法。
116. データ記憶装置に結合されたプロセッサを備えることと、
     前記プロセッサに結合され、身体の内部、上、及び／又は近位に配置された複数の機能要素であって、第１のセットの機能要素と第２のセットの機能要素を含む複数の機能要素を提供することと、を含み、
     ここで前記プロセッサは、
     前記第１のセットの機能要素からの第１のセットの信号を処理し、第１の位置特定モードを使用して位置特定座標系を確立及び較正し、
     前記第２のセットの機能要素からの第２のセットの信号を処理し、第２の位置特定モードを使用して前記位置特定座標系を再較正するように構成され、
     前記第１の位置特定モードは前記第２の位置特定モードとは異なる、
     生理学的処理情報システム。
117. 前記第１及び第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モード、磁気ベースの位置特定モード、及び超音波ベースの位置特定モードからなるグループから選択される、請求項１１６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
118. 前記第１の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである、請求項１１７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
119. 前記第１の位置特定モードは、磁気ベースの位置特定モードである、請求項１１７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
120. 前記第１の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである、請求項１１７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
121. 前記第２の位置特定モードは、インピーダンスベースの位置特定モードである、請求項１１７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
122. 前記第２の位置特定モードは、磁気ベースの位置特定モードである、請求項１１７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
123. 前記第２の位置特定モードは、超音波ベースの位置特定モードである、請求項１１７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
124. 前記位置特定座標系は、三次元（３Ｄ）座標系である、請求項１１６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
125. 前記位置特定座標系の原点は、前記体内で位置を特定される、請求項１２４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
126. 前記位置特定座標系の前記原点は、前記身体の器官内で位置を特定される、請求項１２５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
127. 前記器官は心臓である、請求項１２６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
128. 前記器官及び／又は前記身体の中に挿入可能な少なくとも１つの物体であって、前記複数の機能要素からの機能要素を含む、少なくとも１つの物体、を更に備える、
     請求項１１６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
129. 前記プロセッサは、
     前記位置特定座標系内の少なくとも１つの物体を、前記少なくとも１つの物体の機能要素からの信号、及び／又は前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの信号に基づいて位置を特定するように構成される、
     請求項１２８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
130. 前記少なくとも１つの物体は、カテーテル機能要素を含む少なくとも１つのカテーテルを含む、請求項１２９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
131. 前記カテーテル機能要素は、前記第１及び／又は第２のセットの信号の少なくとも一部を生成するように構成された１つ以上の信号源を含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
132. 前記カテーテル機能要素は１つ以上の超音波要素を含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
133. 前記カテーテル機能要素は１つ以上の超音波センサ、送信機、及び／又はトランスデューサを含む、請求項１３２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
134. 前記カテーテル機能要素は１つ以上の磁気要素を含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
135. 前記１つ以上の磁気要素は１つ以上の磁気コイルを含む、請求項１３４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
136. 前記カテーテル機能要素は、１つ以上の電圧又は電位信号生成及び／又は感知要素を含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
137. 前記少なくとも１つのカテーテルは診断用カテーテルを含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
138. 前記診断用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
139. 前記診断用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
140. 前記診断用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
141. 前記プロセッサは、前記位置特定座標系内で前記診断用カテーテルを位置特定するように構成される、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
142. 前記診断用カテーテルは心臓マッピングカテーテルであり、前記カテーテル機能要素は、心臓活動及び／又は位置特定に関連する電位を感知及び／又は記録するように構成された複数の電極を含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
143. 前記診断用カテーテルはバスケットカテーテルであり、前記カテーテル機能要素は電極のバスケットアレイを含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
144. 前記診断用カテーテルはラッソカテーテルであり、前記カテーテル機能要素は電極のアレイを含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
145. 前記診断用カテーテルは、シースの管腔内に摺動可能なアクチュエータを含む遠位端部を有するシャフトを含んで、機能要素のアレイを前記体内に展開し、ここで前記シャフト、シース、及び／又はアクチュエータは１つ以上の機能要素を含む、請求項１３７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
146. 前記シャフト及び前記アクチュエータのそれぞれは、１つ以上の機能要素を補助電極の形態で含み、前記プロセッサは、前記シャフト上の前記補助電極と前記アクチュエータ上の前記補助電極との間の相対距離測定値を決定するように構成される、請求項１４５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
147. 前記プロセッサは、前記機能要素のアレイの形状を前記距離測定値に基づいて決定するように構成される、請求項１４６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
148. 前記機能要素のアレイはバスケットアレイであり、前記プロセッサは前記バスケットアレイの形状を決定する、請求項１４７、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
149. 前記診断用カテーテルは、少なくとも１つの別の機能要素であって、前記シャフト上で位置を特定され、電極、コイル、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択される、少なくとも１つの別の機能要素を含み、ここで前記少なくとも１つの別の機能要素は、心臓活動マッピング、及び／又は位置特定に使用される、請求項１４５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
150. 前記機能要素のアレイはバスケットアレイであり、前記補助電極は、前記アクチュエータ及び／又は前記シャフト上に少なくとも１つの磁気センサを含み、
     前記プロセッサは、前記バスケットアレイの位置及び／又は向きを、前記アクチュエータ及び／又は前記シャフト上の少なくとも１つの磁気センサ及び磁気位置特定を使用して決定するように構成される、
     請求項１４６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
151. 前記機能要素のバスケットアレイは既知の構成を有し、
     前記プロセッサは、前記バスケットアレイの前記既知の構成を使用して、前記少なくとも１つの磁気センサの決定された位置に基づいて前記バスケットアレイの前記機能要素の１つ以上を位置特定するように構成される、
     請求項１５０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
152. 前記プロセッサは、前記バスケットアレイのすべての要素の位置及び向きを、磁気位置特定を用いて推定し、前記バスケットアレイベースの前記機能要素の１つ以上を位置特定するように構成される、請求項１５１、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
153. 前記プロセッサは、１つ以上の追加のデバイスの位置及び／又は向きを、磁気位置特定を使用して、前記１つ以上の追加のデバイスの１つ以上の要素の位置を前記磁気的に局所化されたバスケットアレイに対して評価、計算、及び／又は決定することによって、決定するように構成される、
     請求項１５０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
154. 前記プロセッサは、前記１つ以上の追加のデバイスのバスケットアレイに対する前記相対位置を、１つ以上の位置特定方法、例えば超音波位置特定及び／又はインピーダンスベースの位置特定を使用して決定するように構成される、
     請求項１５３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
155. 前記プロセッサは、位置特定信号であって、内部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信された、及び／又は外部に配置されたデバイス及び／又は機能要素に送信及び／又はそれから受信された、位置特定信号を使用してデバイス内位置特定を実行するように構成される、
     請求項１５４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
156. 前記少なくとも１つのカテーテルは、第２のセットのカテーテル機能要素を含んでいる第２の診断用カテーテルを含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
157. 前記第２のセットのカテーテル機能要素は、前記心臓活動マッピング、及び／又は位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項１５６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
158. 前記第２の診断用カテーテルは、心臓の冠状静脈洞内に配置するように構造及び配置された冠状静脈洞マッピングカテーテルである、請求項１５６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
159. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、少なくとも１つのカテーテル機能要素であって、カテーテルシャフト上に位置を特定され、電極、磁気要素、コイル、超音波要素、トランスデューサ、及び／又は生理学的センサからなるグループから選択される、少なくとも１つのカテーテル機能要素を含む、請求項１５８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
160. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む、請求項１５８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
161. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項１５８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
162. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項１５８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
163. 前記プロセッサは、前記冠状静脈洞マッピングカテーテルを前記位置特定座標系内で位置特定することを更に含む、請求項１５８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
164. 前記冠状静脈洞マッピングカテーテルはラッソカテーテルである、請求項１５８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
165. 前記少なくとも１つのカテーテルは治療用カテーテルを含む、請求項１３０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
166. 前記治療用カテーテルは少なくとも１つの治療機能要素を含む、請求項１６５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
167. 前記少なくとも１つの治療機能要素は、少なくとも１つの切除用電極を含む、請求項１６６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
168. 前記治療用カテーテルは、磁気ベースの位置特定に使用される１つ以上の磁気要素を含む、請求項１６５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
169. 前記治療用カテーテルは、インピーダンスベースの位置特定に使用される１つ以上の電極を含む、請求項１６５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
170. 前記治療用カテーテルは、超音波ベースの位置特定に使用される１つ以上の超音波要素を含む、請求項１６５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
171. 前記プロセッサは、前記位置特定座標系内で前記少なくとも１つの治療要素を位置特定するように構成される、請求項１６５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
172. 前記複数の機能要素は、前記身体の外側及び／又は前記身体の上に配置された外部機能要素を含み、ここで前記外部機能要素は、１つ以上の、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素を含む、請求項１１６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
173. 前記外部機能要素は、インピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び機能要素からなる機能要素タイプのグループから選択される、請求項１７２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
174. 前記機能要素タイプは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び磁気コイルからなるグループから選択される、請求項１７３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
175. 前記位置特定座標系内の少なくとも１つの物体を、少なくともいくつかの前記外部機能要素によって生成及び／又は感知された信号を使用して位置特定するように更に構成される、
     請求項１７２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
176. 前記少なくとも１つの物体は少なくとも１つのカテーテルを含む、請求項１７５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
177. 前記少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの診断用カテーテルを含む、請求項１７６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
178. 前記少なくとも１つのカテーテルは、少なくとも１つの治療用カテーテルを含む、請求項１７６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
179. 少なくとも１つのウェアラブル衣服であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素うちの前記１つ以上を含んでいる、外部機能要素の少なくともいくつかを含み、前記身体に対する前記外部機能要素の接触、圧力、及び／又は位置を維持する、少なくとも１つのウェアラブル衣服を更に含む、
     請求項１７２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
180. 前記少なくとも１つのウェアラブル衣服は、ベスト、スーツ、シャツ、ボディスーツ、又はそれらの一部の形態をとる、請求項１７９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
181. 前記外部機能要素の少なくとも一部は、前記少なくとも１つのウェアラブル衣服から取り外し可能である、請求項１７９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
182. 前記外部機能要素の少なくとも一部は、前記少なくとも１つのウェアラブル衣服内に埋め込まれるか、又は配置される、請求項１７９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
183. 前記ウェアラブル衣服は、少なくとも２つの異なる外部機能要素であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素うちの１つ以上として、インピーダンス機能要素、磁気機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択された、少なくとも２つの異なる外部機能要素を含む、請求項１７９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
184. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む、請求項１８３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
185. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項１８３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
186. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項１８３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
187. 前記磁気機能要素、前記インピーダンス機能要素、及び前記超音波機能要素からなる前記グループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む、請求項１８３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
188. 前記外部機能要素であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素のうちの前記１つ以上を含んでいる、前記外部機能要素の少なくともいくつかを含むパッチを更に備える、
     請求項１７２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
189. 前記パッチは前記身体の胴体に付着可能である、請求項１８８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
190. 前記パッチの１つ以上は、少なくとも２つの異なる外部機能要素であって、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素うちの１つ以上として、磁気機能要素、インピーダンス機能要素、及び超音波機能要素からなるグループから選択された、少なくとも２つの異なる外部機能要素を含む、請求項１８８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
191. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及びインピーダンス機能要素を含む、請求項１９０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
192. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、磁気機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項１９０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
193. 前記少なくとも２つの外部機能要素は、インピーダンス機能要素及び超音波機能要素を含む、請求項１９０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
194. 前記磁気機能要素、前記インピーダンス機能要素、及び前記超音波機能要素からなる前記グループは、電極、電圧又は電位センサ、超音波送信機、超音波センサ、超音波トランスデューサ、磁気要素、及び／又は磁気コイルのうちの少なくとも２つを含む、請求項１９０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
195. 前記機能要素の１つ以上の記録位置で生理学的データを記録し、前記記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で前記生理学的データを患者情報に変換するように構成される、請求項１１６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
196. 前記プロセッサは、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの機能要素の１つ以上の記録位置で生理学的データを記録するように構成される、請求項１９５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
197. 前記生理学的データの少なくとも一部は、前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの信号で具体化される、請求項１９６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
198. 前記プロセッサは、
     伝達行列を１つ以上の記録位置で前記生理学的データに適用して、前記記録位置とは異なる１つ以上のターゲット位置で患者情報を決定するように構成される、
     請求項１９５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
199. 前記プロセッサは、
     前記伝達行列を前記第１のセット及び／又は前記第２のセットの信号から生成するように構成される、
     請求項１９８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
200. 前記プロセッサは、
     前記伝達行列を、前記記録位置とターゲット位置との間の組織特性を特徴付けることによって生成するように構成される、
     請求項１９８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
201. 前記伝達行列はスケール行列である、請求項１９８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
202. 前記スケール行列は、組み合わされたスケール行列である、請求項２０１、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
203. 前記プロセッサは、前記組み合わされたスケール行列を、複数のスケール行列を生成することと、前記複数のスケール行列を組み合わされたスケール行列に組み合わせることとによって生成するように構成される、請求項２０２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
204. 前記複数のスケール行列のうちの異なるものを、前記位置特定座標系内の異なる位置で生成するように構成される、請求項２０３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
205. 前記プロセッサは、前記複数のスケール行列のうちの少なくとも２つが、前記少なくとも２つのスケール行列からの前記位置特定データを組み合わせ得るように十分に比較可能であるかどうかを決定するように構成される、請求項２０４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
206. 前記少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能でない場合、前記プロセッサは、前記少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを調整して、それらを比較可能にするように構成される、請求項２０５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
207. 前記プロセッサは、前記少なくとも２つのスケール行列のうちの少なくとも１つを、前記組み合わされたスケール行列のスケール推定に影響を与える少なくとも１つの位置特定パラメータ、例えばカテーテル形状、を更新することによって調整するように構成される、請求項２０６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
208. 前記少なくとも２つのスケール行列が十分に比較可能である場合、前記プロセッサは、前記少なくとも２つのスケール行列を一緒にステッチングして、前記組み合わされたスケール行列を生成するように構成される、請求項２０５、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
209. 前記スケール行列は、場の値の変化率の測定である、請求項２０１、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
210. 前記場の値は電圧又はインピーダンス場である、請求項２０９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
211. 前記プロセッサは、前記位置特定座標系を、前記スケール行列を推定することによって較正するように構成される、請求項２０１、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
212. 前記プロセッサは、
     前記スケール行列を、既知の間隔を有する機能要素間の電圧差を測定することによって推定する、ように更に構成される、
     請求項２１１、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
213. 前記機能要素はカテーテル上にあり、それらの寸法は予め決定される、請求項２１２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
214. 前記プロセッサは、前記患者の生理学的変動の特定の周期的時点で、変換及び／又は場の特性を推定して、前記場を記述するように構成される、
     請求項２０９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
215. 前記患者の生理学的変動は、心臓及び／又は呼吸周期を含む、請求項２１４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
216. 前記患者の生理学的変動の前記特定の周期的時点は、前記場の複雑さが最小である時点であり、モデリングを単純化し、
     これらの特定の時点で、好ましい生理学的条件のために、前記印加される場は、空間的非線形性が減少し、これにより前記場の記述が容易になり、入力が少なくなる、
     請求項２１４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
217. これらの時点は、前記患者のＥＣＧ信号のＴ波及び／又はＰ波に近接して一時的に位置を特定される、請求項２１４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
218. より広い期間にわたって特定の時点で前記信号を測定することは、前記ソースの不変性につながり、
     前記不変性は、前記観察期間に一致する周期を有し、他のソースからの前記信号変化への寄与は、これらの測定値内で観察され得る、
     請求項２１４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
219. 前記他のソースを記述する変換及び／又はモデルは、前記観察に基づき推定される、請求項２１８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
220. 前記信号のアーチファクトは離散インパルスを含み、
     ペーシングパルスなどの短く、高振幅の外生信号によって任意選択で引き起こされる、
     請求項２１４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
221. 前記離散インパルスは、急勾配の前縁部及び／又は後縁部を有している「鋭い」構造を有する成分を含む波形を生成する、請求項２２０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
222. 位置特定信号に前記アーチファクトが存在する場合、前記プロセッサは、前記１つ以上の記録電極の前記決定された位置において、短い「ジャンプ」を観察するように構成され、
     任意選択で、前記位置特定信号は、局所化される前記１つ以上の電極によって記録されたインピーダンスベースの位置特定信号である、
     請求項２２０、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
223. 前記プロセッサは、非アーチファクト期間中に信号変動の観察に基づき閾値アルゴリズムを実行するように構成され、
     ここで前記閾値アルゴリズムは、前記１つ以上の記録電極の前記位置で観察される前記ジャンプを制限するように構成され、
     任意選択で、前記アーチファクトを引き起こす外生信号の前記長さに匹敵する及び／又はそれより長いフィルタリング期間を有する前記信号のメディアンフィルタリングもまた、観察される位置シフトを制限するために使用される、
     請求項２２２、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
224. 前記プロセッサは、１つ以上の追加のフィルタを、鋭い構造を有する成分を含む信号に適用し、前記アーチファクトを観察するのが無視できるほど十分にフィルタリングすることを含むように構成され、
     任意選択で、前記記録電極の前記位置の前記ジャンプは、２つ以上のフィルタを適用した後に無視され得る、
     請求項２２３、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
225. 前記プロセッサは、前記記録信号の鋭い構造を、第１のフィルタを第２のフィルタの前に適用することで制限し、鋭い構造がカテーテルの前記局所化された位置で観察可能なジャンプとして現れるのを防止又は軽減し、
     任意選択で、前記第１のフィルタはメディアンフィルタである、
     請求項２２４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
226. 前記プロセッサは、ペーシングパルスを検出し、それに応答して、前記ペーシングパルスが存在する間に記録された信号を無視及び／又はフィルタリングし、前記ペーシングが存在する間に局所化されている１つ以上の他の電極の前記位置特定に悪影響を及ぼさないようにするよう、構成される、
     請求項２２４、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
227. 前記身体に対して１つ以上の前記機能要素を位置特定し、機能要素の位置を、
     前記機能要素と、位置であって、前記身体に対するその配置及び場の値が既知である、位置との間の場の値の差を測定すること、及び
     前記測定された差に前記スケール行列を掛けること、によって推定することを含む、ようにシステムが構成され、
     ここで前記結果として生じる出力は、前記既知の位置に対する前記センサの位置である、
     請求項１９８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
228. 前記位置特定信号は、前記心臓内の１つ以上の電極を介して記録される場合、主にコモンモード成分を有し、
     前記プロセッサは、前記コモンモード信号を意図しない回路経路及び／又は相互接続システムからフィルタリングして、前記位置特定信号の漏れを実質的に低減するように構成される、
     請求項１１６、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
229. 前記プロセッサは、コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを使用して、前記コモンモード信号が前記１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムの中に漏れることを防ぐように構成され、
     任意選択で、前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークは、前記１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムに対して高インピーダンス経路として機能する、
     請求項２２８、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
230. 前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークは、前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを通過するペーシングパルスが妨げられないように構成されて、意図されたペーシング機能を可能にし、
     任意選択で、前記ペーシングパルスは、前記１つ以上の意図しない回路経路及び／又は相互接続システムに前記コモンモードフィルタ又はコモンモードチョークを介して接続された電極によって記録される、
     請求項２２８、２２９、又は任意の別の請求項に記載のシステム。
231. 示され説明された、位置特定座標系を形成する方法。
232. 示され説明された、位置特定座標系における物体の位置特定の方法。
233. 示され説明された、位置特定座標系を確立及び較正するためのシステム。
234. 示され説明された、位置特定座標系で物体を位置特定するためのシステム。
235. 示され説明された、位置特定パッチ。
236. 示され説明された、位置特定ウェアラブル衣服。

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