JP6710747B2 - 位置追跡システム - Google Patents

Description

本発明は、概して、体内位置追跡に関し、特に、体内プローブの磁気に基づく位置追跡に関する。

カテーテルなどの体内プローブの位置は、磁気位置追跡技術を使用して患者の身体内で追跡することができる。例えば、その開示を参照により本明細書に援用する米国特許出願公開第２００７／０２６５５２６号は、患者に対して医療処置を行うための、磁気位置追跡システムについて記載している。患者は、患者の体の下にあるテーブルの上面上に位置付けられた、位置特定パッドを含むテーブルの上面上に位置付けられる。位置特定パッドは、それぞれの磁場を発生させるように動作可能であって、位置特定パッドの厚さ寸法が３センチメートル以下であるように配置される、１つ又は２つ以上の磁場発生器を含む。ポジションセンサが、患者の身体内に挿入される侵襲性医療用デバイスに固定され、身体内における医療用デバイスの位置を測定するのに、磁場を感知するように配置される。

磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、患者の組織を、特に軟組織を可視化するのに使用される撮像技術である。この技術は、原子核、典型的には水素原子核をそれらの平衡状態から励起することと、原子核が平衡状態に緩和するときに原子核により放出される共鳴高周波信号を測定することとに依存する。測定された共鳴高周波信号は、組織の高品質画像を作成するのに使用される。医療従事者は、ＭＲＩを他の医療処置と併せて使用してもよい。

本発明の一実施形態は、平坦な表面を有するハウジングと、複数の磁場発生器とを含む、位置特定パッドを提供する。複数の磁場発生器は、ハウジングに固定され、平坦な表面に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させるように構成される。

いくつかの実施形態では、平坦な表面は面内にある。他の実施形態では、平坦な表面は湾曲している。更に他の実施形態では、ハウジングは５ミリメートル以下の厚さを有する。いくつかの実施形態では、磁場発生器は、表面に平行な巻き線を有するコイルを含む。他の実施形態では、ハウジングは、磁場発生器を保持するとともに、磁場発生器内の共鳴を緩衝するように構成された弾性材料を含む。

また、本発明の一実施形態によれば、平坦な表面を有するハウジングを提供することを含む、位置特定パッドを作成する方法が提供される。複数の磁場発生器は、磁場発生器が平坦な表面に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させるようにして、ハウジングに固定される。

更に、本発明の一実施形態によれば、患者の身体の近傍で平坦な表面に連結された複数の磁場発生器を、複数のそれぞれの駆動信号を用いて駆動して、磁場発生器によって平坦な表面に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させることを含む、位置追跡方法が提供される。患者の身体内に挿入された体内プローブに連結されたポジションセンサ内で磁場によって誘起される、少なくとも１つの電気信号が測定される。身体内におけるプローブの位置は、電気信号に基づいて推定される。

いくつかの実施形態では、ポジションセンサは単軸センサを含む。他の実施形態では、プローブの位置を推定することは、電気信号の平均の大きさを計算することと、平均の大きさに応じて、平坦な表面からのプローブの距離を推定することとを含む。

いくつかの実施形態では、プローブの位置を推定することは、複数の磁場発生器によって発生した磁場によってそれぞれ誘起される電気信号の複数成分の大きさを計算することと、平均の大きさに応じて、磁場発生器に対するプローブの横方向位置を推定することとを含む。他の実施形態では、磁場発生器を駆動することは、異なるそれぞれの周波数を有する複数の駆動信号を発生させることを’含み、大きさを計算することは、異なる周波数同士を弁別することによって電気信号の成分同士を区別することを含む。更に他の実施形態では、プローブの位置を推定することは、少なくとも横方向位置を初期条件として使用する繰返し位置推定プロセスを行うことによって、プローブの位置を更に精密にすることを含む。

本発明は、図面と併せてとらえることで、以下の本発明の実施形態の詳細な説明から、より十分に理解されるであろう。

本発明の一実施形態による、磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムと並置された磁気カテーテル追跡システムの概略描画図である。 本発明の実施形態による、位置特定パッドの概略描画図である。 本発明の実施形態による、位置特定パッドの概略描画図である。 本発明の一実施形態による、位置特定パッドに対するカテーテルの位置を推定する方法を概略的に示すフローチャートである。

概論
カテーテルなどの体内プローブは、様々な治療的及び診断的医療処置で使用される。プローブは、患者の生体に挿入され、体腔内の標的領域へと進められて医療処置を行う。磁場に基づく位置追跡システムでは、外部磁場が患者の身体に印加される。カテーテルの遠位端付近に設置されたセンサは、電気信号を生成することによって磁場に応答する。信号は、追跡システムによって、患者の身体内におけるカテーテルの位置及び配向を位置決めするのに使用される。磁場は、一般的に、複数の磁場発生器、例えば磁場発生コイルによって生成される。

本明細書に記載する本発明の実施形態は、小型で平らな位置特定パッド構成を提供する。開示する位置特定パッドは、表面上に取り付けられた複数の磁場発生器（例えば、平面コイル）を備える。磁場発生器の軸線は全て表面に対して垂直である。表面が全体的に平らであるとき、磁場発生器の軸線は互いに平行である。

結果として得られる位置特定パッドは薄型であり、患者の身体の下に簡単に敷くことができる。いくつかの実施形態では、例えばＭＲＩスキャナの形に適合させるために、位置特定パッドの表面は僅かに成形されており、即ち、平面から僅かに偏向している。

いくつかの実施形態では、位置特定パッド内の磁場発生器は、異なる周波数を有する交流（ＡＣ）駆動信号を用いて駆動されるので、カテーテルの遠位端にあるセンサ内で誘起される信号を互いに区別することができる。平行な軸線を有する磁場発生器を使用することで、結果として得られる磁場を数学的にモデリングすることが容易になり、それによって、カテーテルのセンサ出力に基づくカテーテルの遠位端の位置及び配向の計算が簡略化される。

一実施例では、プローブ位置は二段階プロセスで推定される。第一段階で、プローブ内のポジションセンサによって感知されたコンポジット信号の絶対量から、位置特定パッドの面からのプローブの高さが推定される。次に、コンポジット信号における異なる周波数の相対振幅を分析することによって、位置特定パッドに対するプローブの横断方向位置を決定することができる。この初期推定値は、それ自体を出力することができ、又はより正確な繰返し位置推定プロセスに対する開始点として使用することができる。

いくつかの実施形態では、磁場発生器は、ＭＲＩスキャナによって発生することがある可聴周波数共鳴（audio frequency resonance）を緩衝するように、ハウジング内のシリコーンに埋め込まれたコイルを備える。他の実施形態では、高インピーダンスの磁気コイル内へと信号を駆動するのに使用される低インピーダンス増幅器間におけるインピーダンス整合のため、変圧器が使用される。

要約すると、本明細書に記載する改善された位置特定パッドの構成により、患者がＭＲＩスキャナの二次磁場環境（second magnetic environment）内に置かれた状態で、磁気プローブ追跡システムを動作させることが可能になる。開示する位置特定パッドは、プローブ内の単軸ポジションセンサと共に使用するのに適しているので、より単純でより薄いプローブが医療処置に使用されてもよい。

システムの説明
図１は、本発明の一実施形態による、磁気共鳴映像（ＭＲＩ）と並置された磁気カテーテル追跡システム２０の概略描画図である。システム２０は、ＭＲＩスキャナ２２と、カテーテルなどの体内プローブ２４と、制御コンソール２６とを備える。プローブ２４は、カテーテル２４の遠位端３４に（図２Ａにおいて後で示されるように）、患者３２の身体内におけるカテーテル２４の位置を追跡するのに使用されるセンサを備える。

カテーテル２４は、例えば、複数の地点で心臓腔の組織に接触する、カテーテル２４の遠位端３４付近に配設された複数の電極を用いて、患者３２の心臓２８の心腔内における電位をマッピングするのに使用されてもよい。代替実施形態では、カテーテル２４は、変更すべきところは変更して、心臓又は他の身体器官において、他の治療及び／又は診断目的のために使用されてもよい。

心臓専門医などの操作者３０は、本明細書では心腔であると仮定される体腔にプローブの遠位端３４が入るように、患者３２の血管系を通してプローブ２４を経皮的に挿入する。遠位端３４については、図２Ａを参照してより詳細に例示し説明する。

コンソール２６は、磁気位置感知を使用して、心臓２８内部におけるカテーテル２４の遠位端３４の配向及び位置座標を決定する。感知に関して、コンソール２６は、挿入図に示され、且つその下ではテーブル３７上にいる患者の胴体の下に断面で示されるような、位置特定パッド３８内の１つ又は２つ以上の磁場発生器３９を駆動する、駆動回路３６を動作させる。遠位端３４に設置されたポジションセンサは、位置特定パッド３８によって発生した磁場に応答して電気信号を発生させ、それによってコンソール２６が、位置特定パッド３８に対する遠位端３４の位置及び配向を、したがって患者３２の心臓内における位置及び配向を決定することができる。

ＭＲＩスキャナ２２は、併せて空間的に異なる磁場を発生させる、傾斜磁場コイルを含む磁場コイル２９を備える。空間的に異なる磁場は、スキャナによって発生する高周波（ＲＦ）信号の空間位置確認を提供する。更に、スキャナは、送信／受信コイル３１を備える。送信モードでは、コイル３１は、患者３２に対してＲＦエネルギーを放射し、このＲＦエネルギーは患者の組織の核スピンと相互作用し、それによって原子核の磁気モーメントをそれらの平衡位置から離れて再整列させる。受信モードでは、コイル３１は、組織の原子核がそれらの平衡状態へと緩和するときに患者の組織から受信するＲＦ信号を検出する。

プロセッサ４０は、図１に示される実施形態においては二重の機能性を有する。第一に、プロセッサ４０は、位置特定パッド３８によって発生する磁場に応答して、カテーテルの遠位端３４においてセンサ内で誘起される電気信号を受信する、インターフェース回路構成（図示なし）を有し、受信した電気信号を使用して、患者の身体内におけるカテーテルの位置を特定する。

第二に、プロセッサ４０は、必要な傾斜磁場を形成することを含めて、回路構成を使用してＭＲＩコイル２９を制御し、並びに他の回路構成を使用して、患者３２の周囲で送信／受信コイル３１を動作させることによって、ＭＲＩスキャナ２２を動作させる。プロセッサ４０は、コイル３１が受信する信号を使用して、患者３２の心臓２８の、又は少なくとも撮像すべき心腔のＭＲＩデータを取得する。このデータを使用して、プロセッサ４０は、心臓２８の画像４４をディスプレイ４２上で操作者３０に表示する。別の方法としては、プロセッサ４０の機能は、磁気位置追跡システムを管理するものと、ＭＲＩスキャナを管理するものとの２つのプロセッサ間で分割されてもよい。

いくつかの実施形態では、磁気追跡システムによって取得したカテーテルの位置を、ＭＲＩスキャナ２２によって取得した、ディスプレイ４２上の心臓２８の画像４４に重ね合わせることができる。更に他の実施形態では、操作者３０は、１つ又は２つ以上の入力デバイス４６を使用して画像４４を操作することができる。

プロセッサ４０はまた、例えばシステム性能を低下させることがある、それぞれのＭＲＩシステム及び磁気カテーテル追跡システムのあらゆる磁気妨害を、又はそれらが共存することによる影響を低減するように構成されてもよい。言い換えると、プロセッサ４０は、例えば、ＭＲＩスキャナ２２で使用されるＭＲＩコイル２９及び３１によって発生する磁場と、磁気カテーテル追跡システム用の位置特定パッド３８内にある磁場発生器３９との間のあらゆる結合作用を補償するように構成される。

典型的には、プロセッサ４０は一般用途コンピュータで構成され、コンピュータには、本明細書に記載する機能を実行するソフトウェアがプログラムされている。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４０にダウンロードされてもよく、或いは、光学的、磁気的、又は電子的記憶媒体などの有形の持続的な媒体上で提供されてもよい。別の方法としては、プロセッサ４０のいくつかの又は全ての機能は、専用の若しくはプログラム可能なデジタルハードウェア構成要素によって、又はハードウェア要素とソフトウェア要素との組み合わせを使用することによって、実施されてもよい。

磁気カテーテル追跡システムは、本明細書に記載の処置を実行するように好適に変更された、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．（Ｄｉａｍｏｎｄ Ｂａｒ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ）から入手可能な、ＣＡＲＴＯ ＸＰ ＥＰ Ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ ａｎｄ Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍとして実現することができる。

図１に示される実施形態は、単に概念を明確にするためのものであり、本発明の実施形態を限定しようとするものではない。ＭＲＩスキャナ２２及び磁気カテーテル追跡システムは、各システムに対して別個のプロセッサを有し、システム２０で示される実施形態のように共有していなくてもよい。ＭＲＩスキャナ及びカテーテル追跡システムに対して、単一の又は別個のディスプレイが使用されてもよい。

ＭＲＩと互換性のある位置特定パッド
図２Ａは、本発明の一実施形態による、位置特定パッド３８の概略描画図である。位置特定パッド３８は、図２Ａの横断方向のＸＹ面で示される、アレイ状に配置された複数の磁場発生器３９を備える。均等なサイズの１２個の発生器３９が、図２Ａの実施形態に示されている。アレイは、様々なプラスチックなど、任意の好適な材料から作られてもよい、ハウジング内で保持される。ＸＹＺ座標軸は、厚さｔを有する位置特定パッド３９のハウジングの左下に示されている。

各発生器３９は、巻き線がＸＹ面に平行である平面コイル１００を備える。いくつかの実施形態では、コイル１００はトレンチ１０５に取り囲まれている。コイルは、銅などの任意の好適な材料から形成されてもよい。一般的には電流である信号がコイル１００に印加されると、コイル１００は、印加信号に応答してＺ軸に沿って、且つコイルの面（ＸＹ面）に垂直に配向される、磁場Ｂを発生させる。この例では、全ての磁場の軸線は互いに平行であり、位置特定パッドの表面に垂直である。位置特定パッドの上方の領域における合成磁場は、複数の磁場発生器による磁場Ｂを重ね合わせたものを含む。

患者３２が、図１の挿入図に示されるように位置特定パッド３８上に横たわっており、カテーテル２４が位置特定パッドの上にいる患者の身体内の標的領域内へと進められると、カテーテルの遠位端３４付近にある磁気センサコイル１２０が、合成磁場に応答して、一般的には電圧である電気信号を発生させる。センサコイル１２０は、ここでは、カテーテル２４の遠位端３４にある単軸センサであるものと仮定する。（別の方法としては、カテーテル２４は、多軸ポジションセンサ、例えば３つの相互に直交するコイルを備えるセンサを備えてもよい。）

本明細書に提示する実施形態では、位置特定パッドは、例えば患者が位置特定パッドの上に横たわった状態で、患者とテーブル３７の上面との間に配置されるように構成される。位置特定パッドの横断方向寸法は、一般的に、ＭＲＩスキャナ内へと移動する、患者テーブル３７の横断方向寸法に限定される。位置特定パッドの厚さｔは、通常、５ｍｍ以下であるように構成される。このようにして、ＭＲＩスキャナが磁気追跡システムの位置特定パッド３８に衝突若しくは干渉することがなく、又はその逆もない。

システム２０のプロセッサ４０は、センサ１２０が感知した電気信号を使用して、ＸＹＺ軸の原点に対するセンサ１２０の位置

ベクトル及び配向ベクトル

を計算するように構成される。位置ベクトル

はセンサ１２０の原点からのベクトルである。配向ベクトル

はカテーテル２４を通る軸性ベクトルである。図２Ａに示されるＸＹＺ座標系の原点の位置は、単に概念を明確にするためのものであり、本発明の実施形態を限定しようとするものではない。原点は、位置特定パッドに対する任意の好適な位置に規定されてもよい。

図２Ｂは、本発明の一実施形態による、位置特定パッドの代替実施形態の概略描画図である。この実施形態では、コイル１００の各列１４０は平面であるが、列同士は僅かに湾曲した表面上にある。この構成でも、コイル１００によって発生する磁場の軸線は位置特定パッドの表面に垂直である。図２Ｂの湾曲した構成は、例えば、ＭＲＩスキャナ２２のチャンバ内に適合させるのに有用である。

図２Ｂに示される右端の列において、磁場発生器３９は、アレイ全体を覆う、プラスチックなどの任意の好適な材料から形成されてもよい、コイル１００を覆う蓋１５０を有している。

図２Ｂの構成では、後述するように、コイル１００によって発生する磁場Ｂは互いに対してほぼ平行である。図２Ｂに示される湾曲によって、磁場Ｂが平行から僅かに偏向している場合、カテーテル位置追跡システムの精度に対する影響は無視できる程度であることが見出されている。

位置特定パッド３８をＭＲＩ環境で使用すると、大型の磁気ＭＲＩコイルは、０．５〜３テスラの範囲などの非常に大きな磁場を発生させる。ＣＡＲＴＯシステムなどの磁気カテーテル追跡システムは、可聴周波数範囲内のＡＣ周波数を有する磁石を使用する。したがって、大型のＭＲＩ磁石の存在下で可聴周波数を用いて磁気コイル１００を駆動させると、小型の磁気コイル１００は、例えば１９〜２２ｋＨｚからの可聴周波数で共鳴する場合がある。そのため、いくつかの実施形態では、この共鳴を緩衝するか又は別の形で防ぐために、シリコーン若しくは他の任意の好適な材料などの弾性材料にコイルが埋め込まれる。例えば、コイル１００の周囲のトレンチ１０５及び他の任意の領域を、ＭＲＩ環境内で位置特定パッド３８内のコイル１００の可聴周波数共鳴を緩衝する、シリコーン又は他の任意の好適な材料で充填することができる。

小型の磁気コイル１００はまた、例えば、これらの周波数における皮膚の作用並びにコイル１００の小型サイズにより、６００Ω程度の大きいインピーダンスを呈する可能性がある。これらのコイルは、一般的に６Ω程度の出力特性インピーダンスを有する、ドライバ増幅器３６を用いて駆動される。いくつかの実施形態では、これらの高インピーダンスコイルを駆動するため、６Ω〜６００Ωのインピーダンス不整合を克服するインピーダンス変換比を有する変圧器を、ドライバ増幅器３６に使用することができる。

図２Ａ及び２Ｂのアレイ構成は、単に視覚的に明瞭にするために示されるものであり、本発明の実施形態を限定しようとするものではない。任意の好適な数の磁気コイル１００が、任意の好適な構成で使用されてもよい。コイル１００は平らな円形に限定されず、任意の好適な形状のものであってもよい。

ＭＲＩに適合性をもつ位置特定パッドを用いたカテーテルの位置及び配向の計算
上述したように、開示する実施形態では、位置特定パッド３８のコイル１００によって発生する磁場は、互いに平行であって、位置特定パッドの表面に垂直である。結果として、合成磁場の大きさは、Ｚ座標に伴って変動するが、Ｘ及びＹの関数としては実質的に一定である。したがって、単軸センサ（例えば、図２Ａのセンサ１２０）を使用すると、センサによって感知されるコンポジット信号の大きさは、位置特定パッド３８からの遠位端３４の高さを強く示唆するが、位置特定パッドに対する遠位先端の横方向位置に対しては非感受性である。この非感受性により、プロセッサ４０によって行われる位置及び配向推定プロセスにおいて、変換が不正確になるか、又は更には変換がなされないことがある。

この問題に対する１つの可能な解決策は、三軸センサなどのより複雑なポジションセンサを、カテーテル内で使用することである。かかる構成は、上記に挙げた米国特許出願第２００７／０２６５５２６号に記載されている。しかしながら、この解決策は複雑であり、カテーテルの直径が増大する。

いくつかの実施形態では、プロセッサ４０は、二段階プロセスでカテーテル２４の位置及び配向を推定する。後述するこのプロセスにより、単軸センサを薄型位置特定パッドと併用することができる。開示するプロセスは、コンピュータ的に単純であり、迅速且つ効率的に収束する。一般的に、正確な位置を提供するには合計５個のコイル１００で十分であるが、より高い精度及び堅牢性のためには、より多数のコイル（例えば、図２Ａ及び２Ｂに示されるような１２個のコイル）が好ましい。

いくつかの実施形態では、コイル１００は、異なるそれぞれの周波数を有するＡＣ信号を用いて駆動されるので、単軸センサコイル内で誘起される信号を互いに区別することができる。

図３は、本発明の一実施形態による、位置特定パッド３８に対するカテーテル２４の遠位端３４の位置を推定する方法を概略的に示すフローチャートである。位置決めステップ２００で、位置特定パッド３８を患者３２の下に位置決めする。挿入ステップ２１０で、カテーテル２４を患者３２に挿入する。発生ステップ２２０で、異なる周波数を有するそれぞれのＡＣ駆動信号を用いてコイル１００を駆動する。

測定ステップ２３０で、磁場に応答してカテーテルセンサ１２０内で誘起される電圧信号をプロセッサ４０によって測定する。第１の推定ステップ２４０で、電圧信号の平均（例えば、ＲＭＳ）強度（コイル１００によって生成される合成磁場の平均の大きさに比例する）を計算することによって、位置特定パッドからのセンサの初期Ｚ方向距離をプロセッサ４０によって推定する。

第２の推定ステップ２５０で、誘起電圧信号における個別の異なる周波数成分の相対振幅を分析することによって、位置特定パッド３８に対するセンサの初期ＸＹ位置をプロセッサ４０によって推定する。各信号成分は異なる周波数を有するので、プロセッサ４０は、異なるコイル１００によって誘起される信号成分同士を弁別することができる。プロセッサ４０は、この目的に適したデジタルフィルタ処理を用いて、センサ１２０が感知した信号をフィルタ処理してもよい。

繰返し推定ステップ２６０で、センサのステップ２５０による初期ＸＹ位置推定値とステップ２４０によるＺ位置推定値とを、プロセッサ４０によって更に精密にする。一般的に、プロセッサ４０は、初期ＸＹＺ座標（ステップ２４０及び２５０の出力）を初期条件として使用する、繰返し位置推定プロセスを実施する。初期条件が比較的正確であることにより、繰返しプロセスは、カテーテル遠位端の正確なＸＹＺ座標へと迅速に信頼性高く収束する。

したがって、上述の実施形態は一例として引用したものであり、また本発明は上記に具体的に図示及び記載したものに限定されないことは認識されるであろう。むしろ、本発明の範囲には、上述された種々の特徴の組み合わせ及び下位の組み合わせ、並びに上記の説明を読むことで当業者には想到されるであろう、先行技術に開示されていないそれらの変形及び修正が含まれる。参照により本特許出願に組み込まれた文書は、これらの組み込まれた文書内のどんな用語でも、本明細書で明示的又は暗黙的に行われる定義と相反するように定義される場合を除き、本出願の一体部分と見なされるべきであり、本明細書における定義のみが検討されるべきである。

〔実施の態様〕
（１） 平坦な表面を有するハウジングと、
前記ハウジングに固定され、前記平坦な表面に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させるように構成された、複数の磁場発生器と、を含む、位置特定パッド（location pad）。
（２） 前記平坦な表面が面内にある、実施態様１に記載の位置特定パッド。
（３） 前記平坦な表面が湾曲している、実施態様１に記載の位置特定パッド。
（４） 前記ハウジングが５ミリメートル以下の厚さを有する、実施態様１に記載の位置特定パッド。
（５） 前記磁場発生器が前記表面に平行な巻き線を有するコイルを備える、実施態様１に記載の位置特定パッド。

（６） 前記ハウジングが、前記磁場発生器を保持するとともに、前記磁場発生器内の共鳴を緩衝するように構成された弾性材料を含む、実施態様１に記載の位置特定パッド。
（７） 位置特定パッドを作成する方法であって、
平坦な表面を有するハウジングを提供することと、
複数の磁場発生器を前記ハウジングに固定することであって、前記磁場発生器が前記平坦な表面に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させるようにする、ことと、を含む、方法。
（８） 前記平坦な表面が面内にある、実施態様７に記載の方法。
（９） 前記平坦な表面が湾曲している、実施態様７に記載の方法。
（１０） 前記ハウジングが５ミリメートル以下の厚さを有する、実施態様７に記載の方法。

（１１） 前記磁場発生器が前記表面に平行な巻き線を有するコイルを備える、実施態様７に記載の方法。
（１２） 前記磁場発生器を前記ハウジングに固定することが、前記磁場発生器内の共鳴を緩衝するように、弾性材料を使用して前記磁場発生器を前記ハウジング内で保持することを含む、実施態様７に記載の方法。
（１３） 位置追跡方法であって、
患者の身体の近傍で平坦な表面に連結された複数の磁場発生器を、複数のそれぞれの駆動信号を用いて駆動して、前記複数の磁場発生器によって前記平坦な表面に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させることと、
前記患者の身体内に挿入された体内プローブに連結されたポジションセンサ内で前記磁場によって誘起される、少なくとも１つの電気信号を測定することと、
前記電気信号に基づいて、前記身体内における前記プローブの位置を推定することと、を含む、方法。
（１４） 前記ポジションセンサが単軸センサを含む、実施態様１３に記載の方法。
（１５） 前記プローブの位置を推定することが、前記電気信号の平均の大きさを計算することと、前記平均の大きさに応じて、前記平坦な表面からの前記プローブの距離を推定することと、を含む、実施態様１３に記載の方法。

（１６） 前記プローブの位置を推定することが、前記複数の磁場発生器によって発生した前記磁場によってそれぞれ誘起される前記電気信号の複数成分の大きさを計算することと、前記平均の大きさに応じて、前記磁場発生器に対する前記プローブの横方向位置を推定することと、を含む、実施態様１３に記載の方法。
（１７） 前記磁場発生器を駆動することが、異なるそれぞれの周波数を有する前記複数の駆動信号を発生させることを含み、前記大きさを計算することが、前記異なる周波数同士を弁別することによって前記電気信号の成分同士を区別することを含む、実施態様１６に記載の方法。
（１８） 前記プローブの位置を推定することが、少なくとも前記横方向位置を初期条件として使用する繰返し位置推定プロセスを行うことによって、前記プローブの位置を更に精密にすることを含む、実施態様１６に記載の方法。

Claims (6)

1. 位置追跡システムであって、
   位置特定パッドと、前記位置特定パッドによって発生した磁場に応答して電気信号を発生させるポジションセンサを有する体内プローブと、前記ポジションセンサにより発生された前記電気信号に基づき、患者の身体内における前記体内プローブの位置を推定するプロセッサと、駆動回路と、を備え、
   前記位置特定パッドは、
   複数の平坦な表面を有するハウジングであって、隣り合う平坦な表面が互いに曲がって接続されることで前記ハウジングが全体として湾曲した形状であるハウジングと、
   前記ハウジングの前記複数の平坦な表面の各々に固定され、前記複数の平坦な表面の各々に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させるように構成された、複数の磁場発生器と、を含み、
   前記ハウジングの前記複数の平坦な表面の各々に固定される前記複数の磁場発生器の複数の軸線は、同一方向に延び、
   前記駆動回路は、前記複数の磁場発生器を、複数のそれぞれの駆動信号を用いて駆動して、前記複数の磁場発生器によって前記複数の平坦な表面の各々に垂直なそれぞれの軸線を有するそれぞれの磁場を発生させ、
   前記プロセッサは、前記患者の身体内に挿入された前記体内プローブの前記ポジションセンサ内で前記磁場によって誘起される前記電気信号を測定し、
   前記プロセッサは、前記電気信号に基づいて、前記患者の身体内における前記体内プローブの位置を推定する、位置追跡システム。
2. 前記ポジションセンサが単軸センサを含む、請求項１に記載の位置追跡システム。
3. 前記プロセッサにより前記体内プローブの位置を推定することが、前記電気信号の平均の大きさを計算することと、前記平均の大きさに応じて、前記平坦な表面からの前記体内プローブの距離を推定することと、を含む、請求項１に記載の位置追跡システム。
4. 前記プロセッサにより前記体内プローブの位置を推定することが、前記複数の磁場発生器によって発生した前記磁場によってそれぞれ誘起される前記電気信号の複数成分の大きさを計算することと、前記平均の大きさに応じて、前記磁場発生器に対する前記体内プローブの横方向位置を推定することと、を含む、請求項３に記載の位置追跡システム。
5. 前記駆動回路により前記磁場発生器を駆動することが、異なるそれぞれの周波数を有する前記複数の駆動信号を発生させることを含み、前記プロセッサにより前記大きさを計算することが、前記異なる周波数同士を弁別することによって前記電気信号の成分同士を区別することを含む、請求項４に記載の位置追跡システム。
6. 前記プロセッサにより前記体内プローブの位置を推定することが、少なくとも前記横方向位置を初期条件として使用する繰返し位置推定プロセスを行うことによって、前記体内プローブの位置を更に精密にすることを含む、請求項４に記載の位置追跡システム。

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