JP6045790B2 - カテーテル位置の検知における呼吸による影響の低減 - Google Patents

Description

本発明は、広義には生体内に配置された物体の位置を検知することに関し、より具体的には呼吸による影響の検出及び補正に関する。

広範囲にわたる医療手技で、センサー、チューブ、カテーテル、分配装置、及び移植片などの物体を体内に配置することが必要となる。これらの手技の間に対象及びその周囲を視覚化する上で医師を支援するために、リアルタイム画像処理法がしばしば用いられる。しかしながら、多くの状況において、リアルタイム３次元画像処理は可能ではないか、あるいは望ましいものではない。その代わり、内部対象のリアルタイム空間座標を取得するためのシステムがしばしば利用される。これらのシステムにおいて、呼吸の影響を補正することが必要となり得る。

参照によって本明細書に組み込まれる、ゴバリ（Govari）らへ付与された米国特許出願第２００９／００３０３０７号には、位置追跡のための方法が記載されており、その方法は、被験者の心臓内の基準位置に内部基準プローブを配置することと、その基準位置に対応する位置座標の範囲を規定するために、１回以上の呼吸サイクルの間にプローブの位置座標を収集及び処理することとを含む。

参照によって本明細書に組み込まれる、ギルボア（Gilboa）らへ付与された米国特許第６，７１１，４２９号には、体内医療手技の間に体の少なくとも１つの対象点を表示するシステム及び方法が記載されている。この表示は、呼吸サイクルの全体を通じてカテーテルの位置を監視及び表示し、また少なくとも１回の呼吸サイクルにわたってその位置を平均することによって実現され得る。

参照によって本明細書に組み込まれる、シュマラク（Shmarak）らへ付与された米国特許出願第２００９／０１８２２２４号には、被験者の体内の検査組織に関連する組織タイミング信号を生成するための装置が記載されている。本開示は、呼吸軌跡を再構築することに関する。

本発明のある実施形態は、ある方法を提供するものであり、その方法は、
被験者の体にガルバニック接触させて体電極を配置することと、
被験者の体内にプローブを設置することと、
被験者の呼吸の間にプローブの位置を追跡することと、
呼吸の間に体電極間のインピーダンスに関連付けられる指標を決定することと、
プローブの位置を指標に関連付ける関数を計算することと、
その関数を適用して、インピーダンスに関連付けられる、続く指標に基づいて呼吸の終末呼気の点を識別することとを含む。

通常、終末呼気の点を識別することは、関数が既定の閾値未満であると評価することを含む。

開示する実施形態において、プローブの位置を追跡することは、電磁追跡システムを使用して位置を決定することを含む。それに代わって、あるいはそれに加えて、プローブの位置を追跡することは、プローブと体電極との間の電流に応答して位置を算出することを含む。

開示する別の実施形態において、指標を決定することは、プローブと体電極との間の電流をそれぞれ測定することを含む。それに代わって、あるいはそれに加えて、指標を決定することは、体電極間のインピーダンスをプローブの位置に関連付けるマトリクスを形成することを含む。マトリクスを形成することは、呼吸の方向を決定することを含む。この方法は、マトリクス及び方向に応答して呼吸の終末呼気の点を決定することを更に含む。この方法はまた、指標の変化率、マトリクス、及び方向に応答して呼吸の終末呼気の点を決定することを更に含んでもよい。

本発明の実施形態によれば、ある装置が更に提供され、その装置は、
被験者の体にガルバニック接触させて配置される体電極と、
被験者の体内に設置されたプローブと、
プロセッサと、を備え、そのプロセッサは、
被験者の呼吸の間にプローブの位置を追跡し、
呼吸の間に体電極間のインピーダンスに関連付けられる指標を決定し、
プローブの位置を指標に関連付ける関数を計算し、
その関数を適用して、インピーダンスに関連付けられる、続く指標に基づいて呼吸の終末呼気の点を識別ように構成されている。

本開示は、添付の図面と共になされる、本発明の実施形態の以下の詳細な説明によって、更に十分に理解されよう。

本発明の実施形態による、ハイブリッド型カテーテルプローブを利用する位置検知システムの概略的絵画図。 本発明の実施形態による、ハイブリッド型カテーテルの遠位端部を示す概略的詳細図。 本発明の実施形態による、位置検知システムを操作するプロセスを概略的に示す流れ図。 本発明の実施形態によるシステムの簡易ブロック図。 本発明の実施形態による、位置検知システムで使用される基準パッチのベクトル関係を示す概略図。 本発明の実施形態による有効電流位置（ＡＣＬ）パッチ回路の概略図。 本発明の実施形態による、位置検知システムのフィルタ処理モジュールで使用されるフィルタの例示的なグラフを示している。 本発明の実施形態による、射影呼吸指標の概略的グラフ及び射影指標と時間との関係から導出されたパラメータを示している。

概論
本発明のある実施形態は、患者、一般的には医療手技を受ける被験者の体内のプローブの位置を決定する方法を提供する。この方法は、被験者の呼吸によって生じる測定位置の誤差を補正するものである。

呼吸を補正するために、プローブが被験者の体内に設置され、体電極が被験者の体にガルバニック接触させて配置される。プロセッサが、被験者の呼吸の間にプローブの位置を追跡する。加えて、プロセッサは、プローブの電極と体電極との間の電流を測定する。その電流から、プロセッサは、呼吸の間に、体電極間のインピーダンスの指標を呼吸指標として導出する。プロセッサは、指標のパラメータ化関数とプローブの位置との最適な相関を生成する。パラメータ化関数は、位置と呼吸指標とを相関させるマトリクスとして表現され得る。

マトリクスが決定されると、そのマトリクスは、呼吸サイクル中の１つ以上の終末呼気の回数を決定するために使用され得る。

システムの説明
以下の説明は、一例として、また少なくとも部分的に、１つの実施形態が、２つの位置決定座標副システムを有すると想定したものである。まず、プローブの磁場を測定することにより、電磁（ＥＭ）座標副システムが被験者体内のカテーテルプローブの位置を決定する。次に、プローブから被験者の体の上の種々の電極又はパッチに流れる電流を測定することによって、電流座標副システムがプローブの位置を決定する。この第２の副システムは、本明細書において改良型電流位置（ＡＣＬ）副システムとも呼ばれる。これら２つの座標副システムは、以下で説明するように、ハイブリッド型カテーテルプローブを使用することにより、互いに位置合わせされ、このハイブリッド型カテーテルは、ＥＭ副システムの磁場を測定することができ、またＡＣＬ副システムの電流の供給源として働くことができる。

しかしながら、２つの座標副システムを用いることは有利となり得るが、本発明の実施形態にとって必須ではない。むしろ、本発明の実施形態は、本明細書で説明するＡＣＬ副システムなどの１つの座標システムのみを必要とする。

本明細書で説明するＡＣＬ副システムと類似した追跡システムの態様が、メイア・バータル（Meir Bar-Tal）らへ付与された米国特許出願第２０１０／００７９１５８号に記載されており、この米国特許出願は、本出願の譲受人らに付与されており、参照によって本明細書に組み込まれる。

図１Ａは、本発明の実施形態による、ハイブリッド型カテーテルプローブ２０を利用する位置検知システム３６の概略的絵画図であり、図１Ｂは、本発明の実施形態による、ハイブリッド型カテーテルの遠位端部を示す概略的詳細図である。このハイブリッド型カテーテルはまた、本明細書においてマッピングカテーテルと呼ばれることもある。医療専門家５６がシステム３６を操作すると想定される。

一例として、以下の説明で特に明記しない限り、マッピングカテーテル２０は、本明細書にて被験者４０とも呼ばれる患者４０の心臓３８の心室内での侵襲手技において使用されると想定される。別法として、位置検知システム３６が、他の体腔において、カテーテル２０と類似したプローブと共に使用されてもよい。被験者４０は、例えば電磁場発生コイル４２を備える位置確認パッド４３を被験者の下方に配置することによって発生した磁場に置かれる。コイル４２によって発生された磁場は、カテーテル２０の遠位端部に設置された電磁（ＥＭ）センサー２２のコイル２４、２４及び２８内に電気信号を発生させる。その電気信号は制御ユニット４４に伝達され、制御ユニット４４は、カテーテル２０の位置及び方向の座標を決定するためにその信号を解析する。別法として、磁場センサー２２内のコイルは、磁場を発生させるように駆動されてもよく、その磁場はコイル４２によって検出される。

制御ユニット４４はプロセッサ４６を備え、このプロセッサ４６は通常、適切な信号処理回路を備えるコンピュータである。このプロセッサはメモリー４７を使用するが、メモリー４７は通常、揮発性データ記憶装置と不揮発性データ記憶装置の両方を含むものであり、このメモリー４７内にオペレーティングシステム３６のデータが記憶される。プロセッサは操作卓５２を駆動するように結合されており、操作卓５２は、カテーテル２０の位置の視覚的表示５４を提供してもよい。

制御ユニット４４は、交流駆動器５６Ｉを備えており、プロセッサ４６はこの交流駆動器５６Ｉを使用して、マッピングカテーテル２０の遠位端部に設置されたマッピング電極３０、カテーテル電極３２、及び導電性電極３４に電流を供給する。プロセッサ４６は、カテーテル２０の各電極に供給される電流の交流周波数を種々に設定する。カテーテル電極は、カテーテルの挿入チューブに通されたワイヤーによって、制御ユニット４４内の電流及び電圧測定回路に接続されている。

制御ユニットは、本明細書において体電極とも呼ばれる体表面電極にワイヤーで接続されており、体表面電極は、ボタン電極、針電極、皮下プローブ、又はパッチ電極など、当該技術分野で既知の任意の種類の体電極であってよい。体電極は通常、被験者４０の体表面とガルバニック接触し、被験者から生じる体表面電流を受け取る。以下の説明でパッチ電極又はパッチについて言及する場合、本発明の実施形態が、上述した任意の他の種類の電極を使用し得ることが理解されよう。

いくつかの実施形態において、体電極のうちの１つ以上が、被験者４０の体にガルバニック接触して、かつ被験者４０の体の内部に配置されてもよい。通常、制御ユニット４４は、例えば、内部に設置されたこれらの体電極がカテーテル２０内のコイル２４、２６及び２８と類似した追跡コイルを有するように構成されることにより、これらの体電極の位置を追跡する。特に明記しない限り、以下の説明は、簡潔にするため、体電極が被験者４０の体に設置されることを想定したものである。当業者であれば、必要に応じて、被験者４０の体の内部に配置される体電極に対応するように、この説明を適合させることが可能となろう。

一例として、体表面電極は本明細書において、接着性皮膚パッチ６０、６２、６４、６６、６８及び７０を備えると想定され、これらの接着性皮膚パッチは、総称的に有効電流位置（ＡＣＬ）パッチ６０Ｐと呼ばれるか、あるいはｉを１〜６の整数としてＡＣＬパッチインデックス「ｉ」で示される。ＡＣＬパッチ６０Ｐは、プローブの付近で被験者４０の体表面上の任意の好都合な位置に置かれてよい。ＡＣＬパッチ６０Ｐは通常、カテーテル２０内のコイル２４、２６及び２８と類似した、それぞれに関連付けられた追跡コイルを有する。本発明の別の実施形態において、体表面電極は個数において様々であってもよい。体表面電極は、マッピングカテーテルの電極から種々のマッピング電流を受け取り、その種々の電流が解析されて、カテーテル２０の位置又は配置が決定される。したがって、カテーテル２０はその位置を測定するための２つの構成要素を備え、一方の構成要素はシステム３６のＥＭ副システム内で動作するものであり、もう一方の構成要素はシステム３６のＡＣＬ副システム内で動作するものである。カテーテル２０は、ハイブリッド型カテーテルとも称される。

制御ユニット４４はまた電圧発生器５６Ｖを備えており、この電圧発生器５６Ｖは接続ワイヤーでＡＣＬパッチ「ｉ」に接続されており、プロセッサ４６はその接続ワイヤーを使用してＡＣＬパッチのインピーダンスを測定する。

駆動器５６Ｉ及び発生器５６Ｖからの電流は、異なる周波数で電流及び電圧を操作するプロセッサ４６によって区別される。このようにして、ＡＣＬパッチに電圧を供給する発生器に対しては、固有の６つの周波数が、またカテーテルに電流を供給する駆動器に対しては、他の固有の複数の周波数が存在する。

加えて、システム３６において、他の非ハイブリッド型カテーテルが存在してもよく、その非ハイブリッド型カテーテルは、電極３０、３２、及び３４と類似した１つ以上の電極を備えるが、センサー２２などのセンサーを備えないものである。非ハイブリッド型カテーテルは、本明細書において調査カテーテルとも呼ばれ、この調査カテーテルの電極はまた、調査カテーテル導電性電極とも呼ばれる。システム３６は、これらの調査カテーテルを追跡することが可能である。一例として、そのような非ハイブリッド型カテーテル２１が図１Ａに示されている。

一実施形態において、電流駆動器５６Ｉに関し、約９０種類の周波数が存在し、そのため、最大９０個のカテーテル電極がシステム３６にて同時に追跡され得る。

本明細書では一例として３個の接着性皮膚パッチ８０、８２、及び８４を備えると想定される皮膚パッチが、通常、位置基準として使用するために被験者４０の背中に置かれる。パッチ８０、８２、及び８４は、本明細書において総称的に基準パッチ８０Ｒと呼ばれる。各基準パッチ８０ＲはＥＭセンサーを有しており、そのＥＭセンサーは概してセンサー２２と類似したものであり、個々のパッチの位置をプロセッサ４６に与える。基準パッチ８０Ｒはワイヤーで制御ユニット４４に接続される。

システム３６はまた、内部に置かれるカテーテルなどの基準位置センサーを備えてもよく、その基準位置センサーは、本明細書では心臓３８であると想定される、身体４０の運動器官の中に挿入され、その運動器官に対して実質的に一定の位置に維持される。ここで、基準センサーは、冠静脈洞基準カテーテル（ＣＳＲＣ）２７を備えると想定され、本明細書において基準カテーテル２７とも呼ばれる。カテーテル２７は、ハイブリッド型カテーテルであっても非ハイブリッド型カテーテルであってもよい。

通常、システム３６は他の要素を備えるが、それらは、簡潔にするため図には示されておらず、必要に応じて以下の説明で言及される。例えば、システム３６は、ＥＣＧ同期信号を制御ユニット４４に与えるために、１個以上の体表面電極から信号を受信するように結合されたＥＣＧモニターを備えてもよい。通常、システム３６はまた、制御ユニット４４によって操作される焼灼システムを備える。

図１Ａの構成は、単に構想を明確にする目的で選ばれた例示的な構成である。別の実施形態において、任意の他の好適な構成が用いられ得る。通常、プロセッサ４６は汎用プロセッサを備え、その汎用プロセッサは、本明細書で説明する機能を実行するように、ソフトウェアでプログラムされる。そのソフトウェアは、例えば、ネットワークを介して電子形式でプロセッサにダウンロードされてもよく、あるいは、それに代わって、若しくはそれに加えて、磁気的、光学的、又は電子的メモリーなどの非一時的な有形のメディア上に提供及び／又は格納されてもよい。

図２Ａは、本発明の実施形態による、被験者に手技を実施する間にシステム３６を操作するプロセスを概略的に示す流れ図１００であり、図２Ｂは、本発明の実施形態によるシステムの簡易ブロック図である。

基準系相関工程１０２において、ＥＭ基準系において測定された座標と、有効電流位置（ＡＣＬ）基準系において測定された座標とが相関される。ＥＭ追跡副システム１１５は、ＥＭ基準系における測定値を生成し、ＡＣＬ追跡副システム１１７は、本明細書において体座標系とも称されるＡＣＬ系における測定値を生成する。ＥＭ追跡副システムは、コイル２４、２６、及び２８によって生成された電磁場を用いて位置を測定する。ＡＣＬ追跡副システムは、ＡＣＬパッチ６０Ｐを流れる電流を用いて位置を測定する。

特に明記しない限り、流れ図の以下の工程は中間処理モジュール１１９において実施され、その中間処理モジュール１１９は、体座標系モジュール１１９Ａと、相関分析モジュール１１９Ｂと、パッチ電流較正モジュール１１９Ｃと、電流射影モジュール１１９Ｄと、終末呼気検出モジュール１１９Ｅと、パッチ有効面積補正モジュール１１９Ｆと、フィルタ処理モジュール１１９Ｇとを備える。

ＡＣＬパッチ較正工程１０６において、プロセッサ４６が、ＡＣＬパッチ内に電流を生成して個々のＡＣＬパッチインピーダンスの差を決定する。インピーダンスの差は、プロセッサによって測定されるＡＣＬパッチの電流に影響を及ぼす。

工程１０２及び１０６は通常、システム３６の動作開始時にのみ実施される。流れ図の残りの工程は通常、システムの動作中に、継続する形で実施される。

パッチ補正工程１０８において、プロセッサ４６はＡＣＬパッチ有効面積の変化を補正する。これらの変化は通常、一般には、発汗すること、及び被験者の皮膚からパッチが部分的に剥がれることを原因とする、パッチの導電性の変化などの要因によって生じる。プロセッサ４６は、工程１０６で生成される電流と同等の電流を用いて、補正係数を決定する。

電流射影工程１１０において、プロセッサは、追跡されているカテーテルに電流が注入されることよって生成されるＡＣＬパッチ内の電流を測定し、工程１０６及び１０８で決定された調整を電流に適用する。調整された電流は、追跡されているカテーテルの初期位置を決定するためだけでなく、呼吸指標を決定するためにも用いられる。呼吸指標は、手技を受ける被験者の呼吸の状態を表す、インピーダンス測定値に基づいた指標である。

フィルタ処理工程１１２において、工程１１０で決定された時間変動位置及び時間変動呼吸指標がフィルタ処理されて、呼吸に関連付けられる非常に低い周波数を有する成分のみが通される。拍動する心臓に関連付けられる成分など、高周波数の成分はブロックされる。フィルタ処理工程１１２において、本明細書において呼吸指標速度とも称される呼吸指標の変化率もまた算出される。フィルタ処理された位置、指標、及び速度は、後の解析のために記憶される。

フィルタ処理工程１１２の後、プロセスは、２つの経路のうちの一方に進む。まず、プロセスの初期化の間、訓練経路１１４に従う。次に、初期化が完了すると、操作経路１１６に従う。

分析工程１１８での訓練経路１１４において、フィルタ処理された時間変動呼吸指標が、「訓練用」カテーテルのフィルタ処理された時間変動位置、すなわち、訓練の期間にわたって心臓内の固定位置に配置される位置と相関される。位置の相関を最良にする種々の指標の組み合わせが、相関マトリクスの形式で生成される。加えて、呼吸指標が分析されて、呼吸動作に対する「最も顕著な方向」のベクトルが決定される。

比較１２０で示す訓練は通常、相関マトリクスによって生成される結果が事前に設定された許容範囲内となるまで継続する。

この比較により、相関マトリクスによって生成された位置が、事前に設定された実際の位置の範囲内にあることが確認される。位置が事前に設定された範囲内となると、流れ図は操作経路１１６へと移行する。

操作経路での検出工程１２２において、相関マトリクスと呼吸方向ベクトルが用いられて、更に次のフィルタ処理された呼吸指標（工程１１２で生成）が分析される。この分析により、終末呼気が発生するゲート点が推定される。この分析はまた、終末呼気の点の推定値が仮のものとして、あるいは最終的なものとして分類すべきかを決定するために、プロセッサ４６によって閾値が用いられることを含む。

位置決め工程１２４において、プロセッサ４６は、カテーテルの呼吸軌跡に対応する、記憶した訓練用カテーテルの位置を呼び出す。この軌跡は、終末呼気の点にゲート（gated）されており、このゲートされた軌跡が用いられて、カテーテル、通常は訓練用カテーテル以外のカテーテルの呼吸移動が推定される。このようにして推定された呼吸位置が、実際のカテーテルの位置座標から減算されて、呼吸サイクル全体にわたって不変のカテーテル位置測定値が与えられる。

以下の説明で、流れ図１００の工程の各々について詳細に述べる。

体座標系
図３は、本発明の実施形態による、基準パッチ８０Ｒのベクトル関係を示す概略図である。パッチの初期位置がパッチ８０、８２、及び８４として示されている。移動後の位置がパッチ８０’、８２’、及び８４’として示されている。

体座標系モジュール１１９Ａにおいて、プロセッサ４６は、流れ図１００の基準系相関工程１０２を実施する際に、この関係を適用する。上述のように、システム３６は、２つの追跡副システム、つまり、センサー２２などのセンサーを使用するＥＭ追跡副システム１１５と、パッチ６０Ｐを流れる電流を用いるＡＣＬ追跡副システム１１７とを備える。各副システムは、それぞれの基準系において動作する。ＥＭ追跡副システムは、パッド４３に対して概ね固定されたＥＭ基準系において動作する。ＡＣＬ追跡副システムは、パッチ８０Ｒに対して概ね固定されていると想定されるＡＣＬ基準系、つまり体座標系（ＢＣＳ）において動作する。パッチ８０Ｒにより、副システムの一方で行われる測定を、もう一方の副システムに変換することが可能となる。基準パッチ８０Ｒが被験者４０の背中に取り付けられ、そのため、パッド４３に対する被験者のいかなる運動も基準パッチのＥＭセンサーにおける信号の変化に反映される。

まず、プロセッサ４６は、基準パッチ８０Ｒ上のＥＭセンサーから得られた信号を解析して、ＢＣＳの初期の基準系を決定する。通常、初期の基準系が決定された後、プロセッサはＥＭセンサーから得られる信号を周期的に解析して、ＢＣＳ基準系の位置及び方向の変化を決定する。プロセッサは、予想される値を超えてシステムパラメータが変化したことを検出することができ、その場合には、初期に行ったプロセスに戻ることもできる。

まず、プロセッサは、ＬＰ座標、すなわち位置確認パッド（ＬＰ）４３に対して測定される座標におけるパッチ８０Ｒの位置を、通常は約１秒間である時間ｐａｔｃｈＩｎｉｔＴｉｍｅにわたって収集する。

プロセッサは次いで、各パッチに対して、平均位置及び標準偏差を算出する。

上式において、ｉはサンプルのインデックスであり、
Ｎは時間ｐａｔｃｈＩｎｉｔＴｉｍｅにおけるサンプル数であり、

はサンプルの値であり、

はパッチｌに対する

の平均値であり、

の標準偏差である。

各

の値が通常は約１ｍｍである事前に設定された数値未満であると仮定すると、較正が認められ、この場合、これらの平均値すべての平均値

がＢＣＳの原点として設定される。

また、各パッチから原点までの動径ベクトルが算出され、後に用いるために保存される。

式（２）によって定義される平均ベクトル及び式（３）によって定義される３つのベクトルが図３に示されている。式（２）によって定義される原点に加えて、式（３）の３つのベクトルは、図においてパッチ８０、８２、及び８４の間の破線で示される三角形を平面内に規定する。初期のＢＣＳのｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸は、この三角形を用いて規定される。

システム３６の動作の間、パッチ８０Ｒは、パッチ８０’、８２’、及び８４’によって例示されるように移動してもよく、また、プロセッサ４６は、パッチの新たな位置を周期的に、通常は約１秒の期間で測定する。本発明の実施形態は、較正段階で規定された軸がおよそ剛体として移動し、プロセッサ４６が、追跡段階の間に、新たなパッチ８０Ｒの位置からの軸の平行移動及び回転を決定すると想定したものである。この決定に先立って、新たなパッチ位置がフィルタ処理されてノイズが低減されるが、そのフィルタ処理は通常、以下の種類の低域フィルタを含むものである。
ｙ_ｉ＝ａｙ_ｉ−１＋（１−ａ）ｘ_ｉ、 （４）
上式において、ｙ_ｉ、ｙ_ｉ−１は、現在及び以前の位置推定値であり、
ｘ_ｉは現在の位置測定値であり、
ａは０〜１の係数である。

通常、式（４）の「ａ」は、現在位置の推定値

を決定する際に約０．５ｓの有効時間定数が存在するように選択される。

その結果として、体の動きは一般に緩慢であるので、そのような時間定数がシステム３６の性能に重大な影響を及ぼすことはない。

フィルタ処理された位置

は、実質的に式（３）に関して上述したように、座標の新たな原点ベクトル

を決定するために使用される。

フィルタ処理された位置

から、プロセッサ４６はまた、当業者には明らかとなる方法によって回転マトリクスＴを決定し、軸の新たな方向を元の軸の方向と関連付ける。プロセッサは次いで、式（５）（以下）を用いて、各カテーテル先端部の位置測定値を元のＢＣＳ軸に再び変換する。

上式において、Ｔ^ＴはＴの転置であり、

は、測定されたカテーテル先端部の位置を表わすベクトルであり、

は、元のＢＣＳ軸に対するカテーテル先端部のベクトルである。

このベクトル

は、位置決め工程１２４において算出される。

パッチ電流較正
理想的には、アースに対して測定される各ＡＣＬパッチのインピーダンスはゼロであるが、実際にそうなるとは限らない。インピーダンスがゼロと異なる場合、パッチを流れる測定電流は、カテーテル２０などのカテーテルの予想位置の誤差につながることがあり、そのため、そのような誤差を低減するために、プロセッサ４６は、パッチ較正工程１０６（図２Ａ及び２Ｂ）で、パッチ電流較正モジュール１１９Ｃを使用してＡＣＬパッチに対して較正を実施する。この較正により、ゼロでないインピーダンスが、またパッチ間のインピーダンスの差が補正される。この較正によってプロセッサ４６は、パッチインピーダンスがゼロである場合にパッチ内を流れる電流を推定することができる。

ここで図４を参照するが、図４は、本発明の実施形態によるＡＣＬパッチ回路の概略図である。

すべてのＡＣＬパッチは、概ね同じ回路を有している。各ＡＣＬパッチｉは、除細動保護回路１５２と焼灼保護回路１５４とを備えている。これら２つの回路は、パッチとアースとの間で直列に接続されている。図４において、また各パッチｉに関する以下の分析に関し、
ｊは、パッチによって伝達される周波数ｆ_ｊを示す周波数インデックスである。
Ｚ_ｉｊは、除細動保護回路１５２の既知のインピーダンスである。この既知のインピーダンスは通常、パッチボックスの製造業者によって与えられ得るか、あるいは回路１５２の解析から決定され得る。
ｑ_ｉｊは、焼灼保護回路１５４のインピーダンスである。この焼灼保護回路のインピーダンスは、以下で説明するパッチインピーダンス較正プロセスの間に推定される。
Ｅ_ｉは、周波数ｆ_ｉでパッチｉを駆動する、電圧源５６Ｖから得られる電圧である。
Ｉ_ｉｊは、パッチｉを通じて周波数ｆ_ｉで測定された電流である。
Ｖ_ｉｊは、パッチｉ上にて周波数ｆ_ｊで測定された電圧である。
Ｘ_ｉｊは、周波数ｆ_ｊにおける、パッチｉ上での実際の電圧である。

システム３６のパッチインピーダンス較正手順において、プロセッサ４６はそれぞれの電圧源５６Ｖを使用して、対応する周波数ｆ_ｉにて各パッチｉに電流を注入する。注入された電流はまた、以下で説明するパッチ有効面積補正手順でも用いられる。

プロセッサは、上記の２つの手順、すなわち、パッチインピーダンス較正手順と、パッチ有効面積補正手順を、通常は上述の訓練経路に従う間に適用する。プロセッサはまた、必要に応じて、操作経路に従う間に、これら２つの手順を適用してもよい。

電流は種々の周波数ｊにて注入され、操作卓５２はＡＤＣ（アナログデジタル変換回路）を備え、プロセッサ４６はこのＡＤＣを多重化して、Ｖ_ｉｊの値を順次的に、またＩ_ｉｊの値を同時に測定する。

パッチインピーダンス較正手順において、プロセッサは、通常は、測定周波数全体にわたって、各周波数ｊにおける比

を発見し、最良の適合、典型的には最良の二次適合を発見することによって、Ｖ_ｉｊ及びＩ_ｉｊの値からｑ_ｉｊの値を推定する。したがって、次式が得られる。

追跡段階の間、プロセッサ４６は、種々の動作周波数ｆにおいて

の値を測定する。

以下の解析において、式（９）の表式が想定される。

上式において、

は、周波数ｆ_ｊにてすべてのパッチ上で測定された電圧の合計であり、

はクロネッカーのデルタである。

周波数ｊで駆動される特定のパッチｉに関し、焼灼保護回路１５４にオームの法則を適用すると、次式が得られる。

これを整理すると、次式が得られる。

オームの法則と式（１０）を図４の回路すべてに適用すると、特定のパッチｉに関し、次式が得られる。

上式において、Ｘ_ｉｊは、周波数ｊにおけるパッチｉの全電圧である。

式（１１）の値は、体電導度マトリクスσを決定するために用いられ得るものであり、σは以下のマトリクス方程式で定義される。
−Ｉ＝σ・Ｘ、又はσ＝−Ｉ・Ｘ^−１ （１２）
上式において、Ｉはパッチ電流のマトリクスであり、Ｘはパッチ電圧のマトリクスである。

パッチ電流はまた、ベクトルｓとして記述されてもよい。式（１２）における負号は、正の電流が体４０に流入するという慣習を想定したものであり、正の電流はまた、体から流出するところを測定される。それに代わって、インピーダンスマトリクスＩｍを用いる、式（１２）と類似した式が、マトリクスＩとＸとを関連付けて記述されてもよい。

当業者には理解されることであるが、体電導度マトリクスσとパッチ抵抗マトリクスＲ_ｋとの組み合わせであるシステム電導度マトリクスσ’は次式で与えられる。
σ’＝（Ｉｄ＋σ・Ｒ_ｋ）^−１・σ （１３ａ）
上式において、Ｉｄは単位行列であり、
σは、式（１２）で定義される電導度マトリクスであり、
Ｒ_ｋは、周波数ｆ_ｋで送信するカテーテルの、（ｚ_ｉｋ＋ｑ_ｉｋ）をｉ番目の対角要素とするパッチ抵抗の対角行列である。

電圧Ｖがシステムに印加される場合、システム内を流れる電流は次式で与えられる。

上式において、Ｖは電圧ベクトルであり、

は、周波数ｆ_ｋにおける測定電流ベクトルである。

式（１３ｂ）は、

がパッチ抵抗の影響を受けることを示している。較正された電流は、パッチ抵抗に依存しないものであり、したがって周波数ｆ_ｋに依存しないものであるが、次式で定義され得る。

上式において、ｓは較正された電流ベクトルである。

プロセッサ４６は、ベクトルｓで与えられる各パッチ内の推定電流値を、以下で説明するパッチ有効面積補正プロセスに渡す。

パッチ有効面積補正
この節における説明は、パッチ補正工程１０８（図２Ａ）について述べるものである。工程１０８において、プロセッサ４６はパッチ有効面積モジュール１１９Ｆを使用して、ＡＣＬパッチｉの有効面積の変化を補正するプロセスを実施する。この節において、パッチ６０Ｐは、パッチｉ及びパッチｊと呼ぶことによって区別される。ＡＣＬパッチの有効面積が変化する原因のいくつかは、一般的には発汗によって、パッチが患者の体４０から部分的に剥がれること、及び皮膚の電導度が変化することである。パッチ有効面積補正モデルは、以下を想定したものである。
Ｒ_ｉｊ＝Ｇ・Ｃ_ｉ・Ｃ_ｊ・ｄ_ｉｊ （１４）
上式において、Ｒ_ｉｊはパッチｉとパッチｊとの間のインピーダンスであり、
Ｃ_ｉ、Ｃ_ｊは、パッチｉ及びパッチｊの有効面積であり、
ｄ_ｉｊは、パッチｉとパッチｊとの間の距離であり、
Ｇは、とりわけ媒質の電導度の関数である比例定数である。

面積補正プロセスを実施する際、プロセッサ４６は、ソースパッチｊから電流Ｉ_ｊを生成し、他のパッチ内で受容された電流Ｉ_ｉｊの各々を測定する。プロセッサ４６は、各ＡＣＬパッチごとにこのプロセスを実施し、したがって、Ｎ個のパッチに対し、プロセッサは合計でＮ（Ｎ−１）回の電流測定を行う。

任意の２つのパッチｉ、ｊの間の推定インピーダンスｍ_ｉｊは次式で与えられる。

上式において、Ｖ_ｊはパッチｊを駆動する電圧である。

式（１５）から、正規化された推定インピーダンス

が次式で与えられる。

プロセッサ４６は、面積補正プロセスを実施する間に、式（１６）を用いて

の値を算出し、記憶する。

パッチｊで生成された電流Ｉ_ｊは、パッチｊと他のパッチとの間のインピーダンスに反比例して、他のパッチの間で分岐する。したがって、ソースパッチｊから受信パッチｉへ向かう電流Ｉ_ｉｊは次式で与えられる。

式（１４）を式（１７）に代入することにより、次式が与えられる。

Ｉ_ｉｊの値を式（１６）に代入し、単純化することにより、次式が得られる。

上式において、ｎは１〜Ｎの整数であり、ＮはＡＣＬパッチの個数である。式（１９）は以下のように記述されてもよい。

上述のように、プロセッサ４６は、相対インピーダンス

の値を決定している。

式（２０）において、パッチ間距離ｄ_ｉｊは、それぞれに関連付けられる追跡コイルを使用して（かつ、ｉ＝ｊ、ｄ_ｉｊ＝０のとき）測定され得る。

式（２０）は、Ｎ個の未知の値、すなわち値Ｃ１、Ｃ２、．．．、ＣＮを伴うＮ（Ｎ−１）個の連立方程式である。連立方程式（２０）は、Ｃ_ｉの相対値を発見するために用いられてもよい。この連立方程式は、

となるタイプであり、Ａは、

とｄ_ｉｊに依存するＮ（Ｎ−１）×Ｎマトリクスであり、

はＣ_ｉのＮ値を表すベクトルである。当該技術分野において知られているように、Ａの特異値分解（ＳＶＤ）解析又はＮ×ＮマトリクスＡ^ＴＡの固有ベクトル解析により、

の解が得られる。

プロセッサ４６がマトリクスＡ^ＴＡの固有ベクトル解析を実施すると想定すると、プロセッサは最小の固有値を持つ固有ベクトルを選択する。通常、マトリクスＡ及びＡ^Ｔの

及びｄ_ｉｊの値は、式（４）と類似したフィルタでフィルタ処理され、そのフィルタは、約１０秒の時間定数を有するように調整される。最小の固有ベクトルは、本明細書においてＥａ_ｉと称される、６つの面積Ｃ_ｉの正規化数に対応する。通常、プロセッサ４６は、操作者５６によって設定され得る期間で、Ｅａ_ｉの値を周期的に算出する。一実施形態において、この期間は約１秒である。

式（１３ｃ）から導出された推定電流ベクトルｓは、ＡＣＬパッチ内の電流_Ｉの各６つの値を与える。パッチの有効面積Ｅａ_ｉを補正するために、プロセッサ４６は、正規化された値の電流をそれぞれ形成する。

上式において、（Ｉｎ６）は６次元の電流ベクトルである。

この正規化は、電極が組織と接触すること、電極を囲む物質が不均質であること、及び／又はカテーテル電極に電流を注入する電流源が不安定であることなどが原因で生じ得るような、カテーテル電極の領域内における有効抵抗の変化を原因とする影響を除去するものである。

電流射影
式（２１）で与えられる６つの電流は、それらの合計が常に１であるので、５自由度を有するにすぎない。電流の更なる解析における特異性を防ぐために、電流射影工程１１０において、これら６つの電流は、射影マトリクスＪを用いて、電流射影モジュール１１９Ｄにおいて５つの独立した数に変換される。射影マトリクスＪは、以下のマトリクスの直交化によって導出される。

結果として得られるマトリクスの最後の５つの行ベクトルのみを取る。

直交化の後、直交化マトリクスの最後の５行は、次式で与えられる。

式（２１）から得られる電流はしたがって、式（２３）による５つの電流等価値に射影される。
（Ｉｎ５）＝Ｊ・（Ｉｎ６） （２３）

式（２３）の正規化を実施することに加えて、電流射影工程１１０において、プロセッサ４６はまた呼吸指標を正規化する。呼吸指標は、被験者の呼吸によって生じたＡＣＬパッチ間の抵抗の変化を測定するものである。呼吸指標は一般に、その性質においてパッチ有効面積（Ｃ_ｉ）と類似しており、この指標の表式は、式（２０）を用いて導出される。式（２０）から次式が得られる。

ｊに対して式（２４）を平均化し、ｄ_ｉｊ＝１（ｉ≠ｊ）；ｄ_ｉｊ＝０（ｉ＝ｊ）と近似されると想定して、本発明者らはパッチｉの呼吸指標ＲＩ_ｉを次式のように定義する。

ＲＩ_ｉがＮ次元ベクトルとして記述されると仮定すると、

は対角要素を０とするＮ×ＮマトリクスＭとして記述され、

は、式（２６）で与えられるマトリクスＤとして記述され得る。

この場合、プロセッサ４６は、２工程のプロセスに従って、以前の推定値ＲＩ_{ｉ，ｔ−１}及び新たな測定値

から新たなベクトルＲＩ_ｉ，ｔを反復的に推定する。

上式において、ｔはＲＩ_ｉ，ｔ及びＲＩ_{ｉ，ｔ−１}の生じる順序を示すパラメータである。

ベクトルＲＩ_ｉ，ｔは６次元であるが、自由度５を有する（式（２１）の電流と同様）。以下の式（２８）に示すように、式（２７）から導出されたＲＩ_ｉの値は、マトリクスＪを乗算することによって、式（２１）の電流と同じ方式で更に変換されて、５次元の呼吸指標ベクトルが与えられる。
（ＲＩ_ｉ５）＝Ｊ・（ＲＩ_ｉ６） （２８）

フィルタ処理
図５は、本発明の実施形態による、フィルタ処理モジュール１１９Ｇで用いられるフィルタの例示的なグラフを示している。モジュール１１９Ｇにて実施されるフィルタ処理工程１１２は、ＥＭシステムから導出される位置、すなわち式（５）で与えられる

の値と、式（２８）で与えられる５次元呼吸指標ベクトル（ＲＩ_ｉ５）の双方をフィルタ処理する。以下では簡潔にするため、呼吸指標ベクトル（ＲＩ_ｉ５）は（ＲＩ）とも呼ばれ、５つの要素ＲＩを有している。このフィルタ処理は通常、信号のうちの呼吸周波数のみを保存し、心拍に起因する周波数を除去するために、通過周波数と拒否周波数との間で鋭く推移する、非常に低い周波数の低域フィルタを使用する。一実施形態において、モジュール１１９Ｇは有限要素応答（ＦＩＲ）フィルタを含み、その有限要素応答フィルタは、グラフ１８０に示すように、０．２Ｈｚ未満の周波数に対しては０ｄＢの除去率、０．７Ｈｚ超の周波数に対しては４０ｄＢ以上の除去率を有する。

モジュール１１９Ｇにおいて、ＦＩＲフィルタによって得られた呼吸指標の値はまた、ゼロを中心とするように（ＲＩ値に「ＤＣ」成分が加わらないように）調整される。この調整は、式（２９）で定義されるような低域フィルタを使用して調整値を推定することによって行われてもよい。
ｙ_ｉ＝ａｙ_ｉ−１＋（１−α）ｘ_ｉ、 （２９）
上式において、ｙ_ｉ、ｙ_ｉ−１は、現在及び以前の調整値であり、
ｘ_ｉは現在のＲＩ測定値であり、
αは０〜１の係数である。αは通常、現在の調整値を決定する際に約１ｓの有効時間定数が存在するように選択される。

式（２９）から得られるｙ_ｉの値を、ＦＩＲフィルタによって得られたＲＩの値から減算して、ＲＩのＤＣ成分が除去される。フィルタ処理され調整された呼吸指標ベクトルは、本明細書において（ＲＩａ）と称される。

モジュール１１９Ｇはまた、呼吸速度、すなわち呼吸指標の変化率を算出し、その速度をフィルタ処理する。一実施形態において、呼吸指標ＲＩの微分及びフィルタ処理は、指標を速度の核とたたみ込むことによって得られる。速度の核は、ガウス関数の微分によって導出され得るものであり、典型的な速度の核ｖのグラフがグラフ１８２に示されている。このたたみ込みは、式（３０）に従うものである。

上式において、Ｒｖは呼吸指標ＲＩの速度である。

分析
初期化モードの間、すなわち訓練経路１１４において、フィルタ処理モジュール１１９Ｇで得られた値が分析工程１１８にて分析される。この分析では、相関分析モジュール１１９Ｂが使用される。初期化の開始時に、通常は医療手技の最初に、専門家５６が、本明細書ではＣＳＲＣ２７と想定される基準センサーを、心臓３８内の比較的一定した位置に配置する。このセンサーは通常、２つ以上の呼吸サイクルにわたって、すなわち、本明細書において訓練期間と称される約３０秒間の期間にわたって、この位置に置かれる。

訓練期間の間、プロセッサ４６は、ＣＳＲＣ ２７によって生成された位置値とフィルタ処理され調整された呼吸指標ＲＩａを保存する。モジュール１１９Ｂによって実施される相関付けは、呼吸に起因する運動に関するものであるので、測定は、式（３１）に従って決定される基準センサーの位置の平均値に対して実施される。

上式において、

は、サンプルｉのセンサー位置であり、

は、サンプルｉの調整済みセンサー位置であり、
Ｋは、訓練期間におけるサンプルの総数である。

中心値から非常に離れた可能性のある、例えば、センサーが急に動作する間に取得された可能性がある位置値及び呼吸指標値を使用することを回避するために、フィルタ処理位置は、そのような値を除去するように分類される。一実施形態において、

の絶対値は、０〜２０ｍｍの間にあると想定され、その絶対値は、１ｍｍ幅の目を有するヒストグラムに分類される。ヒストグラムのうちのユーザーが選択した百分率内にある位置及びその位置に関連付けられる呼吸指標のみが、モジュール１１９Ｂによる更なる分析で用いられる。通常、９０％台の百分率が選択される。この分類によって得られた呼吸指標ベクトルは、本明細書において（ＲＩａｓ）と呼ばれる。

更なる分析における数値的な不安定性を防止するために、（ＲＩａｓ）の要素は１に近い値を有するように基準化される。この基準化は、（ＲＩａｓ）、ＲＩａｓｋの要素の各々ＲＩａｓ_ｋに、式（３２）で与えられる共通の係数ｇを乗算することによって達成され得る。

（ＲＩａｓ）の要素に係数ｇを乗算することに加えて、単位要素がベクトル（ＲＩａｓ）に加算されて、式（３３）で与えられる要素を有する６次元呼吸指標ベクトル（ＲＩ_ｋ）が得られる。

呼吸指標ＲＩ_ｋとそれに対応する位置ベクトルｒ_ｋとの相関は、（３行、６列）の相関マトリクスＣの形態をなすものであり、式（３４）に従ってベクトル（ＲＩ_ｋ）及びベクトルｒ_ｋから生成される。

上式において、

はベクトルｒ_ｋの積み重ね値であり、

はベクトル（ＲＩ_ｋ）の積み重ね値であり、

の疑似逆行列である。

相関マトリクスＣは、パラメータ化された指標が位置ベクトルｒ_ｋとの最適な相関をなすように、種々の呼吸指標ＲＩ_ｋを効果的にパラメータ化する。

比較１２０で示すように、分析工程１１８の最後の部において、マトリクスＣは、式（３５）に従って、マトリクスＣとそれに対応するＲＩ_ｋの値を用いて、ｒ_ｋ、

の値を推定することによって検証される。

推定値

は、メモリー４７に記憶されたｒ_ｋの測定値と比較される。この比較を行うことにより、予め定められた閾値範囲内の差が与えられ、分析工程１１８は、したがって訓練モード１１４は完成したと想定され、相関マトリクスＣが操作モード１１６にて用いられる。通常、位置の推定値と測定値との差の二乗平均（ＲＭＳ）は１ｍｍ未満であり、この差の最大値は３ｍｍ未満である。

ｒ_ｋの推定値と測定値との差が、予め定められた許容限界内にない場合、訓練が継続する。

相関マトリクスＣを決定することに加えて、分析モジュール１１９Ｂは、呼吸動作の「最も顕著な方向」を呼吸方向ベクトル

として決定する。一実施形態において、ベクトル

は、式（３６）のように、式（３１）によって発見された調整済みセンサー位置をマトリクスＲに積み重ねることによって算出される。

特異値分解（ＳＶＤ）がマトリクスＲに適用され、呼吸方向ベクトル

が、最大固有値の固有ベクトルに等しくなるように想定される。

終末呼気の検出
相関マトリクスＣ及び呼吸方向ベクトル

が分析工程１１８で決定されると、プロセッサ４６は、マトリクスと呼吸方向を終末呼気検出モジュール１１９Ｅに転送する。転送の後、プロセッサ４６は、流れ図１００の操作経路１１６に従う。モジュール１１９Ｅで実施される検出工程１２２において、プロセッサ４６は、終末呼気がいつ発生するかを判定する。

図６は、本発明の実施形態による、射影呼吸指標の概略的グラフ及び射影指標と時間との関係から導出されたパラメータを示している。このグラフは、モジュール１１９Ｅで生成された結果を示している。

工程１２２において、プロセッサ４６は、フィルタ処理モジュール１１９Ｇから導出されたフィルタ処理済み指標値の各組ごとに、最も顕著な呼吸方向に射影された指標を算出する。この射影は、式（３７）に従って実施される。

ＲＩｐ_ｋは、時間ｋにおける射影された指標であり、

Ｃ、及び

は、式（３６）、（３４）、及び（３３）を参照して上述したとおりのものである。

グラフ２００は、時間に対するＲＩｐの例示的な値を示している。プロセッサはまた、式（３８）に従って、射影された指標の速度を算出する。

上式において、ＲＩｖ_ｋは、時間ｋにおける射影された指標の速度であり、

は上述のとおりであり、
Ｃ（３，５）は、最後の列を省略することによってマトリクスＣから導出される（３行、５列）マトリクスであり、
Ｒｖ_ｋは、式（３０）で与えられる呼吸指標の速度である。

グラフ２０２は、時間に対するＲＩｖの例示的な値を示している。

通常、ＲＩｖ、ＲＩｖＭａｘの最大値が使用されて、各呼吸サイクルの境界が決定される。ＲＩｖＭａｘの典型的な値が、グラフ２０２に点２０４で示されている。これらに対応するグラフ２００上の点が点２０６である。

前のＲＩｖＭａｘの１ｓ以内にある最大値は、心拍信号がフィルタ処理モジュール１１９Ｇに侵入することによって生じた可能性があるので、ＲＩｖＭａｘを誤って決定することを減じるため、プロセッサ４６は通常、そのような最大値を無視する。

ＲＩｖＭａｘを誤って決定することを更に減じるため、プロセッサ４６は、特定のＲＩｖＭａｘの、時間に伴う減衰値を算出してもよく、また、後のＲＩｖＭａｘが、その減衰値で与えられるものよりも大きいことを確認してもよい。ＲＩｖＭａｘの減衰値は、以下の形の式を反復的に用いて算出され得る。
ＲＩνＭａｘ_ｉ＝α（ＲＩνＭａｘ_ｉ−１−β）＋β （３９）

一実施形態において、α＝０．９９、β＝０．５である。通常、プロセッサ４６は、予め定められた下限に減衰値を制限しながらも、減衰値がゼロに達することを防止する。

破線２０８は、各ＲＩｖＭａｘに適用されたＲＩｖＭａｘの減衰値を示している。グラフに示すように、続く各点２０４は、その前の点２０４からの減衰値を上回っている。

プロセッサが有効な最大速度のＲＩｖＭａｘを検出すると、プロセッサはＲＩｐ（グラフ２００）の値を（前のＲＩｖＭａｘに対応するものまで）分析して、ＲＩｐの最大値を決定する。点２１０として示すこれらの最小値は、終末呼気の点に対応している。

終末呼気の点は、時間を単位とする点であり、ＲＩｐの値は、すべてのＲＩｐ値がゼロ以上となるように修正され得る。この修正を達成するために、プロセッサは通常、始点と終点の両方をゼロに設定して、隣接する終末呼気の点の間のＲＩｐ値に直線補間と平行移動（本明細書では一例として上昇である）とを施す。線２１２の各区間は補間の基礎となる線を示し、破線２１４は、本明細書においてＲＩｅ値と称される、平行移動され補間されたＲＩｐの値を示している。

上述した補間は、既知の２つの終末呼気の点の間における補間に依存している。本発明の実施形態において、最新の終末呼気の点が決定された後、プロセッサは、次の終末呼気の点が決定されるまで、時間ｉ、

におけるＲＩｅの値を推定することができる。この推定は通常、最後に決定された終末呼気の点から、上述したものと類似した種類の平行移動を実施する。

値は、

値をユーザー定義の閾値Ｔｈと比較することによって、すなわち条件

が真となる時間を発見することによって、仮の次の終末呼気の点を予測するために用いられてもよい。Ｔｈの一般的な値は２である。通常、仮の次の終末呼気の点は、実際の終末呼気の点（ＲＩｐの最小値）が発見されるまで、正しいと想定される。実際の終末呼気の点は次いで、仮の点に取って代わる。

上述した実施形態は一例として記載されたものであり、本発明は、本明細書において上に具体的に図示及び説明した内容に限定されないことが明らかとなろう。むしろ、本発明の範囲には、上で説明した様々な特徴の組み合わせと部分的組み合わせの両方、並びにそれらの変形形態及び修正形態が含まれ、これらは、上述の説明を読めば当業者には思いつくものであり、先行技術では開示されていないものである。

〔実施の態様〕
（１） 被験者の体にガルバニック接触させて体電極を配置することと、
前記被験者の前記体内にプローブを設置することと、
前記被験者の呼吸の間に前記プローブの位置を追跡することと、
前記呼吸の間に前記体電極間のインピーダンスに関連付けられる指標を決定することと、
前記プローブの前記位置を前記指標に関連付ける関数を計算することと、
前記関数を適用して、前記インピーダンスに関連付けられる、続く指標に基づいて前記呼吸の終末呼気の点を識別することと、を含む、方法。
（２） 前記終末呼気の点を識別することは、前記関数が既定の閾値未満であると評価することを含む、実施態様１に記載の方法。
（３） 前記プローブの位置を追跡することは、電磁追跡システムを使用して前記位置を決定することを含む、実施態様１に記載の方法。
（４） 前記プローブの位置を追跡することは、前記プローブと前記体電極との間の電流に応答して前記位置を算出することを含む、実施態様１に記載の方法。
（５） 前記指標を決定することは、前記プローブと前記体電極との間の電流をそれぞれ測定することを含む、実施態様１に記載の方法。
（６） 前記指標を決定することは、前記体電極間の前記インピーダンスを前記プローブの前記位置に関連付けるマトリクスを形成することを含む、実施態様１に記載の方法。
（７） 前記マトリクスを形成することは、前記呼吸の方向を決定することを含む、実施態様６に記載の方法。
（８） 前記マトリクス及び前記方向に応答して前記呼吸の前記終末呼気の点（end-experium points）を決定することを含む、実施態様７に記載の方法。
（９） 前記指標の変化率、前記マトリクス、及び前記方向に応答して前記呼吸の前記終末呼気の点を決定することを含む、実施態様７に記載の方法。
（１０） 被験者の体にガルバニック接触させて配置される体電極と、
前記被験者の前記体内に設置されたプローブと、
プロセッサと、を備え、該プロセッサは、
前記被験者の呼吸の間に前記プローブの位置を追跡し、
前記呼吸の間に前記体電極間のインピーダンスに関連付けられる指標を決定し、
前記プローブの前記位置を前記指標に関連付ける関数を計算し、
前記関数を適用して、前記インピーダンスに関連付けられる、続く指標に基づいて前記呼吸の終末呼気の点を識別するように構成されている、装置。

（１１） 前記終末呼気の点を識別することは、前記関数が既定の閾値未満であると評価することを含む、実施態様１０に記載の装置。
（１２） 前記プローブの位置を追跡することは、電磁追跡システムを使用して前記位置を決定することを含む、実施態様１０に記載の装置。
（１３） 前記プローブの位置を追跡することは、前記プローブと前記体電極との間の電流に応答して前記位置を算出することを含む、実施態様１０に記載の装置。
（１４） 前記指標を決定することは、前記プローブと前記体電極との間の電流をそれぞれ測定することを含む、実施態様１０に記載の装置。
（１５） 前記指標を決定することは、前記体電極間の前記インピーダンスを前記プローブの前記位置に関連付けるマトリクスを形成することを含む、実施態様１１に記載の装置。
（１６） 前記マトリクスを形成することは、前記呼吸の方向を決定することを含む、実施態様１５に記載の装置。
（１７） 前記プロセッサは、前記マトリクス及び前記方向に応答して前記呼吸の前記終末呼気の点を決定するように構成されている、実施態様１６に記載の装置。
（１８） 前記プロセッサは、前記指標の変化率、前記マトリクス、及び前記方向に応答して前記呼吸の前記終末呼気の点を決定するように構成されている、実施態様１６に記載の装置。

Claims (4)

1. 被験者の体にガルバニック接触させて配置される体電極と、
   前記被験者の前記体内に設置されたプローブと、
   プロセッサと、を備え、該プロセッサは、
   前記被験者の呼吸の間に前記プローブの位置を追跡し、
   前記呼吸の間に前記体電極間のインピーダンスに関連付けられる呼吸指標を決定し、前記呼吸指標は、前記呼吸によって生じた前記体電極間の抵抗の変化を表す指標であり、
   前記プローブの前記位置を積み重ねることによって生成された行列と前記呼吸指標を積み重ねることによって生成された行列の擬似逆行列との内積によって表される関数を計算し、
   ある時点を前記呼吸の終末呼気の点として識別する処理を行うように構成されており、前記終末呼気の点は、前記呼吸指標に前記関数を適用することで得られる、前記インピーダンスに関連付けられる前記プローブの位置の推定値と、前記プローブの位置の測定値に基づく値との差が、予め定められた閾値内にある際に、前記関数及び呼吸方向ベクトルに応答して決定される、装置。
2. 前記プローブの位置を追跡することは、電磁追跡システムを使用して前記位置を決定することを含む、請求項１に記載の装置。
3. 前記プローブの位置を追跡することは、前記プローブと前記体電極との間の電流に応答して前記位置を算出することを含む、請求項１に記載の装置。
4. 前記指標を決定することは、前記プローブと前記体電極との間の電流をそれぞれ測定することを含む、請求項１に記載の装置。

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