JP2003525663A

JP2003525663A - 心臓マッピングシステム

Info

Publication number: JP2003525663A
Application number: JP2001536041A
Authority: JP
Inventors: ピッカード，マーフィー，エル; エステバン，ジェイムズ，ジェイ; ルクウェット，ジョン，イー
Original assignee: ジナジー・カーディオヴァスキュラー・（ズィ・シー・ヴィ）・インコーポレイテッド
Priority date: 1999-11-05
Filing date: 2000-11-03
Publication date: 2003-09-02
Also published as: EP1233698A1; AU1459501A; WO2001034026A1

Abstract

(57)【要約】標準医用Ｘ線蛍光透視技術を使用して、問題となるチャンバ、管、空間の画像を得る装置であって、複数のＸ線不透過マーカを備える装置をチャンバの内壁に挿入し、なんらかの方法によってチャンバの内壁に機械的に適合させる。異なる角度から空間の二つ以上の蛍光透視画像を取得することによって、前記マーカの正確な位置が決定され、その後、それを処理して、各マーカ毎の三次元的位置を得ることができる。前記マーカは、前記空間を包囲する壁に対して近接している(intimate)ので、前記空間の三次元形状も測定される。次に、標準的なグラフィック技術を使用して、前記空間の仮想モデルを表示することができる。異なる蛍光透視角度からより多くの画像を取得し、より多くのＸ線不透過マーカを使用することで、得られるモデルの精度が改善される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】関連出願本出願は、１９９９年１１月５日出願の米国仮出願第６０／１６３，８４２号
の継続であり、ここにその全体を援用して、それに対する優先権を主張する。

【０００２】発明の分野本発明は、一般に、心臓のチャンバ又は管（又はその他の空間）の形状に適合
し、これら心臓チャンバ及び管のマッピングに有用なカテーテル、更に詳しくは
、心臓チャンバの機械的動作及び電気的特性を示す心臓チャンバマップを生成す
るコンフォーマル(conformal)カテーテルに関する。

【０００３】発明の背景非外科的な心臓マッピングの用途は、互いに別々ではあるが或る程度重なる必
要性の二つの市場、インターベンショナル心臓学および電気生理学、に大きく分
けることができる。

【０００４】時に「配管工」と俗称される、インターベンショナル心臓病専門医は、組識の
健康状態を迅速に評価し、そして、可能であれば、同日に、適切な処置を迅速に
適用することに関心を持っている。電気記録図に対する彼らの関心は、低電圧読
み取り値が組識の生存能力に関して何を意味しているかということに対する関心
よりも低い。低電圧である電気記録図は、最適以下の血液流（虚血性）により死
につつある、又は既に死んでいる（壊死性）、若しくは、ことによると「冬眠中
」である組識、を示しているかもしれない。冬眠中の組識は、多くの場合、血行
を回復させること、および適切な薬物療法によって健全な状態まで回復させるこ
とができる。

【０００５】インターベンショナル心臓病専門医はまた、心拍周期中の筋繊維収縮による自
然な結果である心組識の領域の機械的運動にも関心を持つ。正常な筋組識によっ
て、その部位の領域の運動が起こり、筋肉が機能障害を有していたり、血液が欠
乏している場合には、その運動が減少する。局所的な壁運動が低い状態と組み合
わされた低電圧電気記録図は、通常、その示された領域に対する血液流が制限さ
れていることを示し、インターベンショナル心臓病専門医は側副循環の発生を誘
導するべく、動脈制限（stints)、適切に設定されたレーザ療法、又は、その領
域への血液流を高めるための薬物療法によって治療することができる。

【０００６】時に「電気工」と俗称される電気生理学者は、主として、不整脈として知られ
ている心臓の電気的異常に関心を持っている。それらの患者が提供する機能障害
には共通のものが多数存在するが、もしも適切に診断されるならば治療可能な固
有の不整脈もまた多く存在する。チャンバ表面上で取得された電気記録図群に存
在するタイミング、波形、スロープ、及び振幅情報を分析することによって、医
師は、組織中の、電気刺激（病巣）の具体的な発生部位又は割込みが行われ得る
異常な伝達経路の具体的な部位を位置検出することができる。

【０００７】従って、電気生理学者は、診断及び治療の方法を案出するために、時間順の相
関された多数の電気記録図を見ることを好む。この場合、各電極の位置及びそれ
に対応する電気記録図の位置を十分正確に決定出来ることが主として重要である
。問題の領域を決定するためには、各電極に於ける心臓ＱＲＳ（心臓チャンバ収
縮を示す電気記録図中の部分）に対応するペーシングパルス（ｐａｃｉｎｇｐ
ｕｌｓｅ）の到来の相対タイミングが必要である。消極／再分極波形を分析して
、その波形上の「活性化ポイント」を選択する。電気生理学者は、多くの場合、
各電気記録図上のこれらのポイントを選択するために、振幅及び傾斜パラメータ
を規定することを望む。個々の電極間の時間間隔が分析されると、前記チャンバ
壁にわたる伝播図が現れる。ペーシングシグナルの伝播速度が遅いことは、虚血
状態又は壊死状態の組識を示しているかもしれない。なぜならば、このタイプは
、生組識よりも伝導性が低いからである。

【０００８】一般に、他の心臓データ取得器具には、波形電気データを取得するための他の
方法が使用される。これらの器具の主な欠点は、それらが、一度に一つのポイン
トで、構造上の位置情報と電気信号情報とを取得することにある。信号データを
取得するためのセンサが、それとは別の解剖学的位置情報を提供するためにも使
用される。従って、医師は、心臓チャンバ全体に渡って単一ポイントセンサを移
動させて、各位置に於ける、そのチャンバの幾何学的モデルと、電気信号情報と
をゆっくりと取得しなければならない。これらの単一ポイント測定値を一つのセ
ルフコンシステントなデータセットとして解釈するためには、その取得される単
一ポイントデータを適切に相関させるために、心臓の電気的状態が十分に長く持
続するということを前提としなければならない。しかし、電気生理学的な手順に
於いてはこれは必ずしもそうであるとは限らない。

【０００９】本発明の方法を多極カテーテルと使用することによって、構造上の位置データ
と電気信号データとを同時に収拾して、それが一つのセルフコンシステントなデ
ータセットとして、分析の為に保存される。各カテーテル電極の構造上の位置デ
ータは、蛍光透視画像を画像処理することによって導き出され、電気的データは
、コンピュータデータ整理による標準的な分析手段によって提供される。従って
、そのそれぞれが位置データ及び電気信号データを提供する、多くのデータポイ
ントが同時に取得される。これは、そのデータが本来的にセルフコンシステント
であり、しかも、それが単一ポイント手段に依るよりも、迅速に取得されるとい
うことを意味する。

【００１０】発明の要旨本発明は、インターベンショナル心臓学者と電気生理学者との両方にとって有
用なマッピングシステムを提供する。本発明のシステムは、現在ＺＩＰ（Zynerg
y Interventional Product/Program)及びＺＥＰ(Zynergy Electrophysiology Pr
oduct/Program)と命名されている。

【００１１】本発明は、人間の心臓チャンバ、心房と心室との両方、更に、心管、からリア
ルタイムで電気記録図を取得するのを補助するためのカテーテルシステムに関す
る。本発明の前記カテーテルは、検査対象の患者の心臓チャンバ又は管の内壁の
固有の形状に適合するという利点を有する。一般に、これらのチャンバ又は管は
、単純な管形、卵形、又は円すい形の空間と見做すことができる。真っ直ぐにさ
れたカテーテルを大血管に挿入すると、そのカテーテルは、その標的チャンバ内
に於いて配置された時に、そのチャンバ又は（空間）の形状に近似適合し、従っ
て、その標的チャンバ内で固定される。

【００１２】この固定位置に於いて、前記装置の多極電極／マーカ補集合体（complement)
は、前記チャンバの内表面、又は、チャンバの内表面の部分に渡って均等に分布
された複数の位置に於いてチャンバと密接された状態にある。プロトタイプの多
極電極／マーカ補集合体（complement)は、６４個もの電極および／又はマーカ
を備えるが、それよりも多数又は少数のものを使用することも可能である。心臓
学の用途に於いて、多数の電気記録図を迅速かつコンスタントに取得することは
、その後の処理のために大きな利点となる。適切に処理され一つのグループとし
て解釈される場合、これらの電気記録図は、電気的な機能障害の形態及び部位を
決定するのに使用することができる。米国特許第６，０６６，０９４号に記載さ
れているもののような競合するシステムでは、単極又は四極のカテーテルを使用
して、移動と個々のデータの記録とを繰り返すことによってチャンバ内の多数の
部位から手間をかけて複数の電気記録図を得ている。

【００１３】本発明のマッピングシステムは、チャンバの動作中に於いて複数回、配置され
たカテーテルの寸法と形状を蛍光透視的に記録するだけで心拍周期に於けるチャ
ンバ寸法と形状変化に関する機械的なデータを提供することもできる。単数又は
複数の心拍周期に渡って取得された連続する放射線写真上に前記カテーテルの電
極の位置をトレースして、組識の生存性に直接関連する、心臓組識の小さなセグ
メントの総動作範囲を測定することができる。単一位置カテーテルを使用する競
合製品は、多数の位置読み取り値を取得し、これらデータを幾何学平面と結び付
けることでチャンバの形状を再構築する。より多くのポイントを取得すればする
ほど、その物理的解像度は詳細なものとなる。前記多極コンフォーマル(conform
al)カテーテルは、カテーテルを再配置する必要性をほぼ無くすか、又は、少な
くとも大幅に減少させる。しかしながら、前記コンフォーマル(conformal)カテ
ーテルを、所望の場合、一度以上再配置して、複数のデータセットを組み合わせ
て、前記チャンバ／管の任意の詳細画像を形成することも可能である。

【００１４】これらの電気記録図並びに機械的動作及び形状データを取得し分析して、特定
の問題部位の位置を決定する手順を、心臓マッピングと呼ぶ。この能力の論理的
拡張は、前記コンフォーマル(conformal)カテーテルを、摘出又は薬物投与のた
めの治療用カテーテルとして使用する装置である。

【００１５】前記コンフォーマルカテーテルは、心臓マッピングの用途に構成されたもので
はあるが、ここに記載されるのと同じマッピング法を使用したその他の医療用途
にも使用することができる。或いは、同じ方法を使用して、体内のチャンバ又は
空間の内部空間にコンフォーマルするように構成可能なすべての装置の放射線不
透過マーカの三次元的位置を測定することも可能である。これらの方法を使用し
て、実際に電気信号を取得して、又は、その取得無しに、胃腸マッピングを行う
ことができる。頭蓋陥没部のマッピングももう一つの用途である。一般に、もし
も体内の空間又はキャビティの内部形状を決定しなければならない場合は、ここ
に記載の方法と装置を標準蛍光透視鏡と組み合わせて使用することができる。

【００１６】実施形態の詳細な説明最大電圧及び機械的な動作ループを取得し表示できることが、インターベンシ
ョナル心臓病専門医に、彼らが診断の為に必要とするデータを提供するにあたっ
て肝要な事項である。本発明は、この取得及び表示のために必要なツールを提供
する。

【００１７】インターベンショナル心臓病専門医にとって二種類のデータが有用である。即
ち（１）心臓の固有のＱＲＳペーシングインパルスに対応する活性の、電気記録
図のピーク・ツー・ピーク電圧と、（２）心拍周期に渡る各カテーテル電極位置
の時間連続変化である。これらの種類の情報を表示するための最良の方法は、診
断される心臓チャンバの仮想モデル上に投影されるマップの形態で表示する方法
である。カテーテルの各電極から得られた最大電圧レベルは、色によって類別さ
れ前記モデル上に投影される。前記モデルはまた、空間参照用の仮想コンフォー
マルカテーテルをも含む。従って、ユーザは、前記モデルを三次元空間で回転さ
せて、低電圧電気記録図が得られた領域を記録することができる。

【００１８】別のモニター上に表示可能な第２のマップは、壁の動作マップを同時に表示す
る。このマップは、モデルチャンバ上の各電極の動作軌跡をトレースする小さな
ループであり、多くの場合は閉じられた境界のループを描くことによって、一つ
の心拍周期に渡る三次元的空間に於ける各カテーテル電極の機械的な動作を示す
。これは静止画像ではあるが、その電極位置データが導出された画像の完全なシ
ーケンスをフィルムクリップ的に見ることを可能するという利点を有する。これ
によって、医師は、チャンバの問題領域に於ける運動の減少に関してよりリアル
な感覚を得ることができる。このデータは、心拍周期に渡って一定の時間増分で
得られ、恐らくは三つ以上の蛍光透視ビーム角度からのシーケンスで得られた連
続する別個の放射線写真から引き出される。これについては後に詳述する。

【００１９】標準ＥＣＧリード波形を見ることを可能にするためには、補助ディスプレイを
備えなければならない。医師は、彼の診断を確認するために、標準リードセット
画面を参照することを望むかもしれない。

【００２０】心電図技師にとって有用なデータは、前段落に記載した電圧及び位置データを
得るために使用したのと同じ生データ、即ち、電気記録図と配置されたカテーテ
ルの放射線画像に基く。しかしながら、この情報は異なる方法で処理され提示さ
れる。

【００２１】心電図の用途に於いて、電気記録図データは等時性マップと等電位マップとの
両方の形態で表示可能でなければならない。等時性マップは、モデルチャンバ上
に投影され、種々の段階別に表示された色が、ペーシング電極又は心臓の自然な
洞房結節ペーシング源のいずれかである時間ゼロペーシング源に対する各電気記
録図の活性回数を示す。空間的に参照する為に、この画面中に仮想カテーテルが
存在してもよいし、又は存在していなくてもよい。というのは、構造上の特徴は
、モデルチャンバ上に存在し、既にカテーテル電極位置と関連付けられているか
らである。そのような表示上には、高速又は低速伝導路が容易に現れる。このマ
ップは、チャンバにわたって伝搬する波形の静止表示であってもよいし、動画で
あってもよい。

【００２２】前記等電位マップは、電圧を表わすために色によって段階別に表示された、心
拍周期に於ける所与の時間に於いて各電極に存在する電圧を表示することができ
る。ここでも、マップは動画でも静止画でもよいが、心拍周期中に於けるチャン
バにわたる電位波面をフォローすることが有用である。

【００２３】ユーザがモデルの特定の電極上でポインティング装置又を移動させる時にはい
つでも、個々の電気記録図波形自身が表示可能でなければならない。これは、問
題の領域が突き止められた時に、迅速に確認する方法用として使用可能である。
或いは、ユーザは、複数のグループ電極に対して共にポインティング装置を使用
し、グループ電極表示をストリップチャート式に表示することも可能である。

【００２４】電気生理学者は、最終的には、心内膜の特定の領域を焼灼するための摘出手順
を作ることになるので、カテーテル上のそれぞれの電極の位置が実際のチャンバ
において比較的近い許容誤差で同定されることが必須である。コンフォーマルカ
テーテルの電極は、特定部位を重点的に摘出するために、単体又はグループで使
用することも可能である。前記ＺＩＰシステムに使用されているのと同じ蛍光透
視画像取得及び分析技術が前記ＺＥＰシステムに使用されている。

【００２５】電気生理学者は、治療を開始する前に、数日間じっくりと検討するかもしれな
いので、データ取得手続の長さは重要ではない。従って、これらの用途に於いて
は、チャンバ内で仮想カテーテルとその複数の電極が作り出され位置決めされる
前に、追加の観測角度から追加の画像を得ることに重点が置かれる。一つ以上の
カテーテル位置及び配置から複数のデータセットを取得し、エラーの可能性を減
少させるためにこれらデータセットを統合することによってこの手続は更に増補
される。

【００２６】尚、電極は、電気情報がカテーテルから必要とされる時にのみ使用されるとい
うことを明記しておかなければならない。その他の用途に於いては、カテーテル
は、それが挿入されるキャビティ又はチャンバの三次元的形状を決定するための
手段としてのみ使用される。これらマーカの三次元的位置を見つけ出す工程は、
電極を見つけ出す工程と同じである。

【００２７】一般に、配置される装置の最終的な三次元形状を判定するために使用される蛍
光透視マーカを支持するジオメトリはどのようなものであってもよい。例えば、
放射線不透過マーカを備えたバルーン又はバスケット式装置を、解剖学的キャビ
ティ又はチャンバにおいて配置することができ、後述するように、螺旋状カテー
テルに対して行われるように、二次元マーカ情報を三次元位置情報に変換するこ
とができる。知られている必要があるのは、その装置がどのように構成されるか
ということだけであり、マーカ間の物理的関係はその装置構成によって決まる。
この機械的関係情報は、必ずしも見ることはできないが、その位置が、見ること
ができる関連するマーカから導かれ、この明細書に於いて後述する方法によって
その三次元位置を位置決定することが可能なマーカの位置を決定するのに使用さ
れる。マーカ位置は、配置される装置の真のジオメトリを再構築するのに必要な
すべての幾何学情報の決定を可能にするように適切に選択される。たとえば、も
しも配置される装置が単に直線状のカテーテルである場合には、その場合、マー
カは、その遠端部と近端部、そして恐らく、その中間部、とに配置するだけでよ
い。前記二次元蛍光透視画像から、これらのマーカの内のいずれか二つを見つけ
ることによって、それらマーカ間の間隔と、更に、カテーテルのジオメトリ、即
ち、直線状であることが既に判っている為、そのカテーテル全体を三次元的に再
構築することが可能である。同様に、もしもカテーテルがＣ字形状である場合に
は、物質の特性と複数の二次元画面中の近位側、遠位側、及び中間マーカ間の間
隔とを使用して、その材料の曲げ半径等を計算することによって配置された装置
の三次元形状を再構築することができる。

【００２８】配置される装置が螺旋状のコンフォーマルカテーテルである場合には、このカ
テーテル上の電極の真の位置がアプリオリな情報であり、中間（ｉｎｔｅｒｍｅ
ｄｉａｔｅ）電極位置がそのカテーテル上の電極の間隔を知ることによって計算
される。この間隔は、その装置が製造された時に決められたものである。その画
像上のキー電極を見出し、前記螺旋モデルの第１パス近似値を形成する関数への
入力としてそれらの間の分離間隔を計算する必要がある。前記画像から計算され
た距離は、前記螺旋のコイルに於ける半径と、螺旋の全長とを決定するために十
分な情報を提供するはずである。

【００２９】電極の位置を見つけるのには現在２つの方法が使用されている。最もオペレー
タにとってわかりやすい方法は、個々の電極を同定する特定のバターンの増補（
enhanced）画像をアルゴリズム的に検索し、必要な距離情報を直接計算する方法
である。そのような機械画面技術が使用される場合、ユーザは、それによって生
成された仮想螺旋が実際のカテーテルの蛍光透視画像に対して本当に非常に近い
近似であることを視覚的に確認する為を除いて、システムとの相互作用から開放
される。この明細書のその他の箇所に記載される画像処理技術がこのモードで使
用される。

【００３０】第２の方法は、仮想螺旋画像を実際の画像にマッチングさせるべくユーザに対
してシステムとインタラクトさせる方法である。ユーザに、数字が付与された標
的アイコンを、そのユーザがその画像中で視覚的に同定できるどれかの対応する
電極上に移動させることによってこれは行われる。ユーザは、他の一般的な標的
を、彼が容易に見つけることのできるその他の中間電極上に位置決めすることが
できる。少なくとも数個のキー電極と、複数の中間電極との位置が与えられれば
、システムのソフトウエアは、カテーテル画像上に仮想螺旋を重ねるのに使用さ
れる、螺旋等式（spiral equation）または等式セットを生成しようと試みる。

【００３１】実際のカテーテルの画像に対して、螺旋カテーテルの数学的モデルを作成し、
フィットさせることは、数学的に複雑な演算である。カテーテル上のキー電極を
見つける以下の方法が提供される。５つ目毎の電極が蛍光透視画像中に容易に見
られるように固有にマーキングされたカテーテルが構成される。電極の長さを単
純に変えることの他に、カテーテルに沿って周期的に一連のバンドまたは放射線
不透過マークを形成する等、その他のタイプの電極マーカを使用することも可能
である。

【００３２】モデルのこの第１の近似が精度良くフィットしている可能性が低いので、モデ
ルを洗練するための更なる手段が必要である。実行される一つの方法は、モデル
上に設けられたキー電極マーカを、ユーザによって「捕捉およびドラグ」させて
、それらを、実際のカテーテル画像上のそれらの固有の対応部分上に位置させる
ことによる方法である。そのようなポイントが移動される毎に、前記螺旋モデル
を十分迅速に再計算することができ、モデルはリアルタイムで更新されて、画像
により近接される。このプロセスは、モデルが実際の画像に十分近接するまで続
けることができる。ユーザがモデルの承認を確認すると、そのモデルのデータ又
は等式を、アーカイブ目的のためにディスクに保存しなければならない。

【００３３】その他の装置及びジオメトリの場合も、同じ方法が使用されるが、装置の配置
形状に対する第１近似値を作り出すために使用される等式は異なる。次に、真の
形状が、上述したように、ユーザと前記仮想及び実際の二次元蛍光透視画像（単
数又は複数）との相互作用によって反復決定される。

【００３４】前記画像と得られるモデルのスケールの問題に触れておかなければならない。
絶対単位のスケーリングは不要であると主張する者が存在する。即ち、センチメ
ートル単位でのモデルの実際の寸法は、カテーテルの特徴（feature）の相対寸
法ほど重要ではない。モデルの絶対距離を導くためには、心拍周期の同じ時点に
於ける同じカテーテルの配置での二つの直交する画像を分析する必要があること
は明らかである。これは、少なくとも名目的には、周期及び画像取得タイミング
用のタイムゼロマーカとしてＥＣＧが使用されるならば、単一ヘッド蛍光透視鏡
でも達成することができる。そのような二つの画像を使用することによって初め
て、分離線（separation lines）の真の長さを測定することができる。他方で、
もしも分離距離が既知である二つの電極を画像中に見つけることが出来るのであ
れば、それによってその他すべての距離が測定されスケーリングされる「基準尺
度」として使用することができる。

【００３５】ユーザにとって非常に大きな価値がある特徴は、カテーテル上の種々の電極の
真の構造上の位置、従って、心臓チャンバ又はその他の空間中に於けるその位置
を測定する際に人間の目を補助するために前記仮想カテーテル又はその他の装置
と関連付けることが可能な単数又は複数の構造上のランドマークを備えているこ
とにある。心臓カテーテル用途の場合に於いて、ＡＶ溝（groove）、冠状静脈洞
、肺静脈／動脈、及び大動脈根(aortic root)は、すべてこれらマーカの可能な
候補である。これらマーカは、キー電極と同様に前記仮想カテーテルに結合され
、仮想モデルでの表示のためにその他の電極／マーカと共に処理される。

【００３６】これらの補助マーカは、前記装置電極／マーカと共に、前記蛍光透視画像中に
存在するものと見なされる。これらのランドマークを使用して、三次元空間中に
於いて仮想モデルを位置検出するためには、三次元モデル中の同じ箇所の位置上
に仮想の構造上の特徴を位置決めするための少なくとも一つのマーカが存在して
いなければならない。追加の特徴部の位置は、それを、これらの参照位置に適合
させ、次に、介在特徴を外挿し、それらをカテーテル電極位置と関連付けること
によって、よりリアルなモデルを形成するのに役立つ。更に、これらのランドマ
ークが、もしもそれらが本明細書の他の箇所に記載されているように、機械的な
動作情報を導出するのに使用されるのであれば、前記装置電極／マーカに対して
移動しないことが必要である。

【００３７】心臓の左心室に使用される前記コンフォーマルカテーテルの場合、三つのマー
カ／電極を備えた「楔」タイプのカテーテルが、心室の上方の、心臓の真上で、
肺動脈に挿入される。このポイントは、心臓のその他の部分に対して非常に僅か
しか変位せず、かつ、前記コンフォーマルカテーテルを含む蛍光透視画像の視野
領域内にあることから選択された。

【００３８】異なる角度から取得された前記マーカの複数の二次元画像から、マーカの三次
元座標値を計算するために標準投影ジオメトリアルゴリズム（standard project
ive geometry algorithm）を使用する。判っていなければならないのは、すべて
の画面に於いて全てのマーカが現れることと、それらの画像が取得された二つの
直交平面のそれぞれに於ける正確な角度である。たとえば、もしも検査対象の装
置が単純な直線形状であるならば、標準ＸＹデカルト座標平面の二つ以上の共直
線ポイントがそれを規定する。もしもそれらのポイントがなんらかのゼロ以外の
Ｚ座標値を有するならば、その時には、ＸＹ平面がＸＺ又はＹＺ平面に「チップ
(tipped)イン」され、そのチップ角も、空間中に位置決めされる真の三次元モデ
ルについて知られていなければならない。前記コンフォーマルカテーテルの場合
、両ＸＹ側方平面における蛍光透視鏡ヘッドの角度は、更に、もし有る場合には
、Ｚ冠状(coronal)／後端平面に於ける角度も、画面が二次元イメージとして取
得される場合には知られていなければならない。

【００３９】本開示のこの時点までは、仮想モデルを導出するために現実のカテーテル画像
が使用されたシステムについて記載してきた。次に、我々は、ユーザが仮想的な
存在としてのみのカテーテルと相互作用することが可能なシステムと方法とにつ
いて説明する。

【００４０】前記コンフォーマル装置が仮想的な形態とされると、それを、その装置の周囲
のチャンバ又は空間を表わす別の仮想的な構造上の表面によって「包装」するこ
とができる。しかしながら、共通の参照ポイントによって二つの構造をリンクし
ない限り、それらは、一つの構造として回転させることはできず、それによって
その潜在的な利点の多くが失われてしまう。これについては本明細書中で後述す
る。主要な利点は、この画像を表示の為に回転させ数学的に翻訳して、ユーザが
それと、それに関連する構造上のランドマークをどの角度からでも見ることがで
き、これによって、その配置されたカテーテルが心臓チャンバ内でいかに配置さ
れているかを遥かに明瞭に知覚することができることにある。

【００４１】カテーテルのリアリスティックなバージョンを表示することが可能で、電極と
前記ランドマークのアイコン表示とを備えるグラフィックプログラミングが存在
する。そのようなソフトウエアにはこの画像を回転させるための手段が含まれて
いる。各電極の三次元座標値が計算されると、その装置の仮想モデルを構築する
ために種々の標準的な手段を利用することができる。MathCAD(MathsoftV.5.0),I
DL V.4.0(Research Assoc.)及びVRML(Platinum Technology)等のグラフィックコ
ンピュータアプリケーションがあるが、その他様々なアプリケーションも使用可
能である。各アプリケーションは、それをいかなる所望の角度からも見ることが
できるように、得られる画像を回転させる手段を提供する。その真の三次元形状
を見るために画像を「飛びまわる(flying around or over)」手段が提供される
。

【００４２】可能な限り最も有用なモデルを維持するために、配置されたカテーテルモデル
のまわりに架空の「ゴースト」チャンバ画像が構築され、それが配置されている
チャンバ又は空間内に於ける装置のパースペクティブ又は位置をユーザが確認す
ることを助ける。

【００４３】この画像は非常に詳細なものである必要はないが、検査対象の心臓チャンバ又
はその他の空間の内部の仮想カテーテルを容易に見ることが出来るのに十分透明
である程度に、検査対象の心臓チャンバ又はその他の空間が識別可能なものでな
ければならない。我々は、もちろん、前記コンフォーマルカテーテル又はその他
の装置が実際に拡張されて、実際の物理的チャンバ又は空間にぴったりとフィッ
トしていることを前提としている。この前提に立って、前記モデルの外側寸法、
更に、前記解剖学的ランドマーク／マーカの相対位置が、前記ゴーストチャンバ
のサイズのベースとなる。前記ゴーストチャンバの外側寸法は、他のデータから
、又はコンピュータによって単純に選択される。というのは、内側寸法だけが装
置によって決まるからである。好適なシステムは、前記仮想チャンバ及びそれら
の外部寸法を形成するために実際の蛍光透視法による研究から物理的情報を導出
する方法を使用する。この仮想チャンバを形成するのに使用可能なソフトウエア
グラフィックアプリケーションは多数存在するが、一般に使用される方法は、前
記カテーテルに数学的にフィットし、チャンバ壁厚等のその他の構造上の特徴を
正確に示すべく、適切にスケーリングされた、「メッシュ又はスクリーン」モデ
ルを作り出すために使用される。このメッシュモデルは、もしもそのメッシュサ
イズが適切に選択されたならば、心拍周期に渡ってチャンバ寸法と形状に於ける
非常にリアルな変化を表示するという利点を有する。このアプローチは、心臓に
対する用途において、局所的な壁動作、等時間、等電位マップの表示、又は、そ
の他の用途に於ける情報表示に於いて、実際に鼓動する心臓を見ているという印
象を与える。

【００４４】本発明の好適な方法は、各入力チャンネルに対してバイパスフィルタを備えた
多重チャンネルＡ／Ｄボードを使用する。これらのフィルタは、コンピュータ制
御されるように構成され、現在では、１ＫＨｚの範囲でＤＣ用に設定されている
。一般に、コンピュータはまた、ゲインとオフセット、更に、サンプリングレー
トも設定するが、これらの能力は選択される前記Ａ／Ｄボードに依存する。毎秒
２０００サンプルのサンプリングレートがＥＧＭ／ＥＦＣ信号用として十分であ
るが、それは他の用途の為には異なったものとなるかもしれない。

【００４５】そのような信号を時間グラフとして表示する従来の方法は、以下の通りである
。カテーテル上の電極の最大数によって、これらの信号の内のいくつが表示され
るかが決まる。種々のユーザ制御によって、所与のページ上に表示される信号の
数、各信号に割り当てられる垂直スクリーン、更に、水平および／又は垂直スク
ロールが許容されるか否か、について表示がカスタマイズされる。

【００４６】前記信号の全部の縦軸心スケールは同じであるが、表示のために取得される心
拍数によって横軸心長が決まる。典型的な数は、約２−３拍（beat）であり、こ
れは、６０ｂｐｍ（拍／分）で約２−３秒を表わす。もしも心拍数を設定するの
にペーシング電極が使用されるならば、そのペーシングレートによって取得され
る心拍数が決まる。

【００４７】ＥＧＭデータが取得され表示されたらすぐに、それは、コンピュータシステム
によって走査されて、各電極（チャンネル）に対して有効な信号が取得されたか
否かが判断される。これは、周波数領域分析、ウェーブレット分析、その他の方
法等の種々の標準的な方法によって行われる。一般に、ノイズの多い場合又は取
得されなかった場合には、大きく減衰したピーク・ツー・ピーク値のノイズが得
られる。必ずしも必要ではないが、後のプロセスに於ける時間の浪費と、仮想モ
デル（単数又は複数）の再構築不良とを最小限にするために、画像と電気信号入
力との両方である取得データの有効性をチェックすることが望ましい。

【００４８】不良チャンネルがあれば、ユーザがそれを改善するためにデータの再取得を試
みる選択肢を提供するべく、装置は不良チャンネルをマーキングする。前記信号
自身をプリントし、後の表示又は分析のために前記生データを格納するための手
段も提供される。取得された情報の一部だけが不良である場合には、ユーザは、
それが後続の分析又は三次元仮想モデル再構築に使用されないようにそれをマー
キングするが、それでもその情報はその他すべての信号と共に取得され格納され
る。

【００４９】前記好適システムの作動を概説するために、作動シーケンスを下記の例に記載
する。これは、前記システムが前記カテーテル又はコンフォーマル装置からデー
タを取得し分析するのに使用される一般的方法と見做すことができる。

【００５０】例例１−装置／システムセットアップユーザは、先ず、前記アプリケーションの複数のメニューを使用して、いかに
画像及び信号データを取得し、又、医師、患者及び手順を以下に記録したいかを
選択する。これらのメニューによって、下記の情報を入力することが可能である
。（１）患者履歴、個人情報、担当／委託医師、及び予後、（２）画像取得、取
得される蛍光透視鏡画像の数と角度に関する手順記録、（３）画像及び信号デー
タを得る心拍周期の数に関する手順記録、（４）画像データが取得されるビデオ
フレームレート（一般に、これは、前記蛍光透視鏡カメラが作動する最大速度と
される）に関する手順記録、そして（５）信号データが取得されるサンプリング
レートとフィルタ特性に関する手順記録。

【００５１】例２−画像／信号取得前記システムセットアップが例１に記載したように完了した後、ユーザは、画
像取得のために選択された第１角度で蛍光透視鏡ヘッドを位置決めすることによ
って手順を開始するように促される。次に、医師は蛍光透視鏡を起動し、これと
同時に画像／信号取得をトリガする。システムは自動的に、システムセットアッ
プ中に選択された心拍周期数に渡る時間シーケンスでデータを取得する。各シー
ケンスは、前記ＥＣＧマシンからの“Ｒ波”トリガ等の外部同期パルスによって
決まる共通の時点で開始される。医師は、蛍光透視鏡を停止する。システムは、
画像データを、「映画（cine）」動画式に、又は、観察の為に望ましいように、
一度に１フレームずつ提示する。更に、医師は有効性の判断の為に、取得される
ＥＧＭ及びＥＣＧデータを表示してもよい。不良データはマーキングされ、この
角度での取得が許容可能なデータが得られるまで繰り返される。この取得手順は
、前記セットアップによって決定された蛍光透視鏡の角度の数だけ繰り返される
。すべてのデータはレビューされ、完全な画像／信号データセットが得られるま
で必要に応じて取得が繰り返される。

【００５２】例３−画像／信号処理例２の手順後、次に、画像データを、取得された各蛍光透視鏡視野角に対して
一つの割合で複数の時間シーケンス画像として格納する。各放射線不透過電極／
マーカの三次元座標値を計算するために、前記二次元画像を一度に処理して、マ
ーカの位置決定を行わなければならない。これは次のように達成される。第１回
目の画像シーケンスの第１フレームから始めて、システムは、画像を自動的に処
理し、見つかった電極をマーキングする。医師は、マーカ位置決定の成功又は失
敗を確認する。もしも処理が全ての電極／マーカを見つけるのに完全に失敗した
、又は、部分的にのみ成功したならば、医師はマウスを使用して、システムがキ
ー電極を同定することを補助する。システムは、前記シーケンスの各後続のフレ
ームのマーカの検索に於いて、それ自身の内部的に生成されたマーカ位置データ
、若しくは、医師に依る前記配列の第１フレームのマーカの位置決定を開始点と
して使用する。このようにして、シーケンスの各フレームに於いて、すべての可
視電極／マーカが位置決定される。この手順は、前記蛍光透視鏡ヘッド角度の全
てに渡って、取得された画像時間シーケンスについて繰り返される。システムは
、この複数の画像ＸＹマーカ位置情報を処理してすべてのマーカの三次元ＸＹＺ
位置を算出する。全ての画像中に隠れているマーカ／電極の位置は、前記コンフ
ォーマル装置ジオメトリから補間することができる。この工程には、標準投影ジ
オメトリ技術が使用される。取得されたすべての信号データを処理して、前記手
順によって決定される時間及び電圧の関係を決定する。

【００５３】例４−データ表示全ての画像及び信号データが例３に記載されたように処理された後、データは
、インターベンショナルデータが必要とされているのか、それとも電気生理学デ
ータが必要とされているのかに応じて、様々な方法で表示することができる。一
実施例に於いて、前記コンフォーマル装置の仮想モデルが生成され、標準グラフ
／曲線プロットコンピュータプログラム又はソフトウエアを使用して表示される
。ユーザは、ポインティングデバイス又は、ＺＩＰ／ＺＥＰシステムによって提
供されるその他の方法を使用して、この三次元モデルをいかなる角度からでも見
ることができる。前記コンフォーマル装置の寸法をスケーリングガイドとして使
用して、チャンバ又は空間の架空のゴーストモデルが、このコンフォーマル装置
の周囲に構築される。この工程を達成するために、Corel Draw^TM, Auto CAD^TM,
又はResearch Associates社のIDL^TM等のグラフィックモデリング言語等の標準的
なグラフィックコンストラクションコンピュータアプリケーションソフトウエア
及び技術が使用される。結果として得られ、内部にコンフォーマル装置を含むゴ
ーストチャンバの三次元画像は表示され、様々な角度から見ることができる。前
記仮想ゴーストチャンバ／キャビティモデルは、その上に信号データ又はテキス
トが重ねられる表面として使用される。インターベンショナル手順に於いては、
これは、電極電圧又は電気記録図の相対タイミング情報とすることができる。各
マーカ／電極の近接性は段階的に色分けされ、この情報をカラーコード式に表わ
すことが可能である。電気生理学的手順の場合には、前記ＥＧＭ信号と心拍周期
中の前記チャンバ表面上に於けるそれらの伝播との相対的タイミングに関連する
電極情報を表示することができる。たとえば、心拍周期の時間シーケンスに於け
る個々の電極／マーカの機械的な動作又は移動を、前記ゴーストチャンバ表面を
使用して可視化することができる。時間シーケンスの各フレームに於けるそれぞ
れのマーカの位置を、複数の画像フレームから成る合成時間シーケンスを高速に
再生することによって、そのはっきりとした時間移動を示すように強調すること
ができる。連続する蛍光透視鏡角度時間シーケンスから三次元マーカ位置データ
を取得することによって、この合成時間シーケンスが形成される。各蛍光透視鏡
ヘッド角度に於ける各時間シーケンスは心拍周期に対して時間的に同じポイント
から始まるので、それら自身が同期化される。このように、各マーカ／電極の移
動を、心拍周期に渡ってトレースして、その運動をリアルに示すべく動画として
再生することができる。更に、心拍周期に渡って前記時間シーケンスの各フレー
ムについて前記コンフォーマル装置の周囲に形成された前記ゴーストチャンバを
再生し、これによって、チャンバのサイズと形状の変化も表示される。これによ
り、前記三次元仮想チャンバの変形が時間の関数としてよりリアルに見える。全
てのデータがレビューされた後、ユーザは、検査領域を更に改善、広域化、又は
フォーカスするために、形態適合装置を再度配置して、新たな二次元画像／信号
データを得て、それらを既存のデータベースに付加する決定を下すことができる
。

【００５４】例５−データ記録ユーザは、すべての取得処理されたデータを、ＣＤ−ＲＯＭや磁気テープ等の
適当な記録手段に保存するように促される。取得されたすべてのデータが保存さ
れるので、後に、システムを使用してそれらデータを再生しレビューすることに
よって全手順をレビューすることができる。

【００５５】手順とそのすべての関連データをレビューすることができることは、同じ患者
に対して引き続く手順を計画する場合、更に、ティーチングツールとしても極め
て大きな価値がある。各患者及びそれに関連の手続を標準ＣＤ−ＲＯＭに永久保
存することができるので、メディア保存バルクとコストは低く抑えられる。

【００５６】例６−プラットフォームすべての必要な制御Ｉ／Ｏ画像キャプチャハードウエア及びビデオターミナル
装置に対応するのにインテルベースのパソコンで十分である。前記マシンがＺＩ
Ｐ／ＺＥＰシステム専用とされ、すべてのシステムリソースがソフトウエアオペ
レーションに利用可能とされることが先ず前提となる。ＰＣＩバスアーキテクチ
ャと５１２ＭＢのシステムＲＡＭとを備えた９００ＭＨｚＰｅｎｔｉｕｍＩＩＩ
プロセッサによって、プロセッサの介在無しでＸ線画像シーケンスの高速ＲＡＭ
格納が可能である。

【００５７】システムグラフィックカードの選択には注意しなければならないが、スタート
ポイントとして８／１６ＭＢのグラフィックメモリを備えたＡＧＰ(Advanced Gr
aphics Port)カードが推奨される。一つ又は二つの画像キャプチャボード（フレ
ームグラバー）を収納する必要性により、デスク又はタワー式のケースを使用す
ることが必要となる。又、手順中の停電によるデータ損失を避けるために、ＵＳ
Ｐ（連続電源供給）とラインノイズフィルタとを備えることも賢明であり、費用
的に効果がある。

【００５８】例７−大量保存蛍光透視鏡からの多数のＸ線画像が捕捉され保存されるので、これらの画像を
、ハードディスクとＣＤ−ＭＯＭ媒体との両方に記録することが可能であること
が必要である。現在のハードウエア速度では、ＣＤ−ＲＯＭに毎秒３０フレーム
で画像シーケンスをダンプ（dump）することは恐らく不可能なので、ディスクバ
ッファリングが必要である。前記画像は、すべて、６４０ｘ４８０ピクセル解像
度で、各フレームにつき〜３０８ｋＢのファイルを作り出す、８ビットモノクロ
ームＶＧＡクオリティである。それをＣＤ−ＲＯＭに落とす必要が生じるまでに
、複数の手順からの画像を蓄積するのに標準的な１０−２０ＧＢのハードディス
クで十分である。

【００５９】例８−オペレーティングシステムウインドウズＮＴターミナルサーバオペレーティングシステムが提供する比較
的低コストで十分に堅牢な環境に依り、これが我々の第１チョイスであるが、Ｕ
ＮＩＸ（Ｌｉｎｕｘ）ベースのシステムも利用可能である。

【００６０】例９−ビデオディスプレイディスプレイターミナル（単数又は複数）をクライアントとしてネット化する
ことが、比較的低いコストのネットワークアダプタとサーバソフトウエアで得ら
れる利点である。次に、クライアントとして、最小構成のビデオターミナル又は
完全なＰＣ（ラップトップコンピュータをも）のいずれかを選択できる。ターミ
ナルはユーザの希望に応じて追加又は省略でき、タッチスクリーン等のその他の
装置も組み込むことができる。この汎用性と、徐々にアップグレードできる能力
とは、今日の混雑したカテーテルラボに於いて大いに重宝されるであろう。

【００６１】ディスプレイは、もちろん、最低ＶＧＡ（６４０ｘ４８０）のクオリティを備
えたものであるが、６００ｘ８００又はそれ以上のものも僅かな追加コストで入
手することができる。ディスプレイサイズも様々なものとすることができるが、
ワーキングターミナルの少なくとも一つは２１インチとするべきである。良好な
視野角、フラットスクリーン、小さなフットプリントという手ごろな値段のＬＣ
Ｄディスプレイの登場は魅力的である。

【００６２】技師は、彼のターミナルからデータ取得をモニタし案内を支援しながら、医師
から数フィート離れたコントロール／観察室に位置することができる。医師がカ
テーテルを配置し、手順を行っている間、技師は、医師のターミナルのディスプ
レイのためにデータを取得し処理する。更に、医師は、二つ以上のマップ又はデ
ータ表示を同時に見る為に自分用に複数のディスプレイを持つことも可能である
。

【００６３】例１０−カメラ制御及び画像キャプチャすべての最近の蛍光透視鏡は、標準的なＮＴＳＣビデオ出力用の差込口を備え
ている。但し、それらは、より高い解像度及びフォーマットでビデオ信号を出力
することも可能である。ここでは、我々のＸ線写真のフレームキャプチャソース
として、ＮＴＳＣ４８０ｘ６４０ビデオという最低限の共通点に対応することを
余儀なくされる。

【００６４】同様に、二面蛍光透視鏡が一般的になりつつあるが、我々は、単一ヘッド蛍光
透視鏡を標準とすることを前提とする。二面蛍光透視鏡を使用すれば、二つのフ
レーム角度からほぼ同時でのフレームシーケンスの取得をスピードアップするで
あろう。

【００６５】前記画像キャプチャボードは、ボトルネックを避け、かつ、蛍光透視鏡モニタ
ーを見ている医師に対する代替手段としてコンピュータターミナル上に蛍光透視
鏡画像をリアルタイム表示するために、最大３０フレーム／秒のレートで映像を
メモリにストリーミングすることが可能である。

【００６６】医師が、単一又は多重フレームシーケンスキャプチャをトリガすることを可能
にするフットスイッチ入力性能を追加することが望ましいかもしれない。なんら
かのタイプのペーシング又Ｒ波トリガ回路が必要であり、これは、病院のペーシ
ング及びＥＣＧシステムによって提供される。

【００６７】例１１−ソフトウエア蛍光透視鏡画像キャプチャ及び保存本発明は、蛍光透視鏡からモノクロームグレースケール画像を取得し保存する
ためにユーザとインタラクトするための手段を提供する。一般に、この説明に於
いては、これらの画像及びキャプチャ工程は、もし一つだけの蛍光透視鏡画面が
キャプチャされ分析されているかのように記載されていても、実際には２つ以上
の画面が必要とされる。典型的には、これらは少なくとも単数又は複数の左右の
前方斜方向像、左右いずれかの側方像、又は前方／後方像になる。

【００６８】キャプチャされる像は、前記蛍光透視鏡撮像装置からの標準ＲＳ−１７０アナ
ログビデオ出力として入手可能である。この規格は、幅６４０ピクセル、高さ４
８０ピクセル、３０／秒のフレームレートの画像を規定している。従って、各フ
レームは、２５６レベル（８ビット）グレースケール値でデジタル化される場合
、３０８Ｋバイトを僅かに超えるメモリを必要とする。

【００６９】シングル又はデュアルヘッドのいずれかを有するカテーテルラボが対応可能で
ある。シングルヘッド蛍光透視鏡の場合は、もちろん、一つの視野からの画像が
キャプチャされ、ヘッド角度をいくらか変化させ、別の視野からの画像がキャプ
チャされる。このようにして、ユーザは、画像のライブラリを迅速に構築し、そ
れが処理されて全心拍周期に渡る各電極位置及び動作に関する真の三次元情報が
得られる。キャプチャされる前記Ｘ線画像シーケンスに対応する心拍周期中の電
気活動を記録する電気記録図をキャプチャすることも必要である。従って、各視
野角でのフレームシーケンスが、各カテーテル電極からのＥＧＭ情報と共に保存
される。そのようなデータベースが、ある患者についてキャプチャされた後、処
理されて上述したすべての情報を提供する。

【００７０】実際には、各蛍光透視鏡ヘッド角に於いて、我々は、実際には、通常心拍周期
に渡って均等に分散された単一フレームの複数のシーケンスを約２０フレーム／
サイクルのレートでキャプチャしていることになる。この必要性の為に、それら
が互いに正確に相関されるように、フレームのシーケンスのキャプチャは、ＥＣ
ＧのＲ波信号等の或る種の心臓事象によってトリガされ、それに同期化されなけ
ればならない。

【００７１】デュアルヘッドマシンの場合、同じトリガを使用することが可能であるが、シ
ングルフレーム入力マルチプレクサでは二つのヘッド間を切り替えて使用する。
なぜなら、それらのヘッドが同時に作動することは決してなく、それらの間に１
フレームの遅延を伴ってトリガされるからである。この場合、このようにスタガ
ー式にキャプチャされるフレームが利用可能である。前記３０／秒フレームのレ
ートは、毎３３ミリ秒に一つの完全な画像が得られることを意味するが、或いは
、４００ミリ秒（１５０ＢＰＭ）の急速な心拍周期を完全に記録するのには毎６
６ミリ秒でも十分である。

【００７２】ヘッドが移動される前に、良好な画像キャプチャを確認するためにこれら一連
の画像を一つのアクティブなフィルムクリップとして見ることを可能にすること
が望ましい。いずれにせよ、システムは、個々の画像をサムネイル画面として表
示し、単数又は複数の画像を拡大して表示することができなければならない。

【００７３】ディスク保存及び取り出しのために画像を自動ナンバリングする機能も実行さ
れる。最後に、ユーザは、それらの画像の内の一つを、次のモジュールの仮想螺
旋（spiral）へと更に処理するために選択することができる。経験豊富なユーザ
は、いくつかの電極がその画像上にいかに良好に見えるかの判断に基いて画像を
選択するであろう。

【００７４】処理される画像セットが選択されると、前記ソフトウエアは、配置されたカテ
ーテルとその電極の画像を強調するために種々の画像処理を実行する。処理され
る画像領域を狭めるべく、前記カテーテル画像と参照カテーテルとを含む領域を
囲む対象領域（ＲＯＩ）選択が先ず実行される。次に、ヒストグラム均一化粒子
（ブロッブ）分析が使用され、一つ又は二つの電極のサイズ範囲内にあるブロッ
ブのみを選択するべく、見つけられたブロッブを、そのサイズと全周とによって
仕分ける。これによって、誤って電極と解釈される可能性のある偽のブロッブを
除去する。

【００７５】尚、画像がキャプチャされるまでに、前記画像キャプチャボードのためのドラ
イバを、前記ソフトウエアに書き込み、ボードプライミングを実行しておかなけ
ればならない。これによつて、様々な画像キャプチャ製造業者の独自のハードウ
エアを、画像の前処理に於いて最大限使用することが可能となる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩテーマコート゛(参考）Ａ６１Ｂ 5/0478 Ａ６１Ｂ 5/04 ３１２Ａ 5/0492 5/10 ３１０Ｚ 5/06 5/11 (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者エステバン，ジェイムズ，ジェイアメリカ合衆国コロラドレイクウッドウェスト・12ス・プレイス 9425 (72)発明者ルクウェット，ジョン，イーアメリカ合衆国テキサス 75243 ダラスウッドレイク・ドライブ 10134 Ｆターム(参考） 4C027 AA02 BB05 EE01 GG01 GG07 HH11 HH13 4C038 VA04 VB25 VC17 4C061 AA21 BB01 CC06 DD04 FF24 NN05 WW17

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】チャンバの内表面を記述する情報を取得する方法であって、
以下の工程を有する、（１）前記チャンバ内にマルチカテーテルを配置する、（２）前記複数の極からデータを取得する、そして（３）前記データを使用して前記チャンバの特徴を記述する。
【請求項２】チャンバの内表面の少なくとも一部をマッピングする方法で
あって、以下の工程を有する、（１）多極カテーテルを前記チャンバ内に配置し、個々の極はそれぞれ、電極
、放射線不透過マーカ、又はそれらの両方を備えている、（２）蛍光透視鏡ヘッドを前記カテーテルに向かう第１角度で位置決めする、（３）前記複数の電極、前記蛍光透視鏡ヘッドまたはこれらの両方から、位置
データ、電圧データ、又は位置データと電圧データとの両方、を取得する、（４）蛍光透視鏡ヘッドを前記カテーテルに向かう第２角度で再度位置決めす
る、（５）前記複数の電極、前記蛍光透視鏡ヘッドまたはこれらの両方から、位置
データ、電圧データ、又は位置データと電圧データとの両方、を取得する、（６）所望の数のデータポイントが収集されるまで、追加の蛍光透視鏡ヘッド
角度で工程（４）及び（５）を選択的に繰り返す、そして（７）前記データポイントを、前記チャンバを記述する情報を含む、二次元又
は三次元画像に変換する。
【請求項３】請求項２の方法であって、前記画像は、前記チャンバの少な
くとも一部の機械的動作を示す。
【請求項４】請求項３の方法であって、前記画像は、前記表面の局所的運
動を示す。
【請求項５】請求項２の方法であって、前記画像は、前記チャンバの表面
特徴を示す。
【請求項６】請求項２の方法であって、前記画像は、前記内表面上の電圧
レベルを示す。
【請求項７】請求項２の方法であって、前記画像は、前記チャンバの仮想
モデル上に投影される。
【請求項８】請求項７の方法であって、前記画像は動画である。
【請求項９】請求項７の方法であって、前記画像は静止画である。
【請求項１０】請求項２の方法であって、前記取得されたデータは、前記
カテーテルの仮想画像を形成するのに使用される。
【請求項１１】請求項１０の方法であって、前記取得されたデータは、前
記カテーテルのジオメトリに関する既知のデータと組み合わされて、前記カテー
テルの仮想画像を形成する。
【請求項１２】請求項２の方法であって、前記画像は仮想カテーテル画像
であり、コンピュータが特定のカテーテル電極の位置を同定するパターンのため
の蛍光透視鏡画像をサーチし、前記仮想カテーテル画像は前記既知の電極の位置
に基いて計算される。
【請求項１３】請求項２の方法であって、前記画像は仮想カテーテル画像
であり、前記カテーテル上の特定の電極が、蛍光透視鏡画像上に現れる電極とマ
ニュアルで相関される。
【請求項１４】心臓チャンバの状態を診断する方法であって、医師が請求
項２の方法によって生成された表面マップを評価する。
【請求項１５】チャンバの内表面の少なくとも一部をマッピングし、前記
表面の時間依存画像を作り出す方法であって、以下の工程を有する、（１）前記チャンバ内に多極カテーテルを配置し、前記多極カテーテルの個々
の極はそれぞれ、電極、放射線不透過マーカ、又はこれらの両方を備える、（２）第１蛍光透視鏡ヘッドを前記カテーテルに向かう第１角度で位置決めす
る、（３）第２蛍光透視鏡ヘッドを前記カテーテルに向かう第２角度で位置決めする
、（４）単数又は複数の追加の蛍光透視鏡ヘッドを単数又は複数の追加の角度で選
択的に位置決めし、各追加ヘッドは前記カテーテルに向けられている、（５）所定時間間隔で、前記カテーテル及び前記蛍光透視鏡ヘッドのそれぞれか
ら位置又は電圧データを取得する、（６）前記データポイントを、前記チャンバに関する時間依存情報を含む、二次
元又は三次元画像に変換する。
【請求項１６】請求項１５の方法であって、前記画像は、前記チャンバの
少なくとも一部の機械的動作を示す。
【請求項１７】請求項１５の方法であって、前記画像は、前記表面の局所
的運動を示す。
【請求項１８】請求項１５の方法であって、前記画像は、前記内表面上の
電圧レベルを示す。
【請求項１９】請求項１５の方法であって、前記画像は、前記チャンバの
表面特徴を示す。
【請求項２０】請求項１５の方法であって、前記画像は、前記チャンバの
仮想モデル上に投影される。
【請求項２１】請求項１５の方法であって、前記取得されたデータは、前
記カテーテルの仮想画像を形成するのに使用される。
【請求項２２】請求項２１の方法であって、前記取得されたデータは、前
記カテーテルのジオメトリに関する既知のデータと組み合わされて、前記カテー
テルの仮想画像を形成する。
【請求項２３】請求項１５の方法であって、前記画像は、仮想カテーテル
画像であり、コンピュータが、特定のカテーテル電極の位置を同定するパターン
のための蛍光透視鏡画像をサーチし、前記仮想カテーテル画像は、前記既知の電
極の位置に基いて計算される。
【請求項２４】請求項１５の方法であって、前記画像は仮想カテーテル画
像であり、前記カテーテル上の特定の電極が、蛍光透視鏡画像上に現れる電極と
マニュアルで相関される。
【請求項２５】請求項１５の方法であって、前記画像は、電気記録図の時
間順シーケンスである。
【請求項２６】請求項２６の方法であって、前記電気記録図の時間順シー
ケンスは、ペーシングパルスと相関される。
【請求項２７】チャンバの内表面をマッピングする方法であって、以下の
工程を有する、（１）前記チャンバ内にカテーテルを配置する、（２）第１蛍光透視鏡ヘッドを前記チャンバに向かう第１角度で位置決めする
、（３）第２蛍光透視鏡ヘッドを前記チャンバに向かう第２角度で位置決めする
、（４）単数又は複数の追加の蛍光透視鏡ヘッドを単数又は複数の追加の角度で
選択的に位置決めする、各追加ヘッドは、前記カテーテルに向けられている、（５）前記カテーテル及び前記蛍光透視鏡ヘッドのそれぞれから位置又は電圧
データを取得する、（６）前記取得されたデータを、一方又は両方の蛍光透視鏡画像中に存在する
解剖学的マーカと相関させる。
【請求項２８】請求項２７の方法であって、前記取得されたデータは、前
記カテーテルの仮想画像を形成するのに使用される。
【請求項２９】請求項２８の方法であって、前記取得されたデータは、前
記カテーテルのジオメトリに関する既知のデータと組み合わせられて、前記カテ
ーテルの仮想画像を形成する。
【請求項３０】請求項２７の方法であって、前記画像は、仮想カテーテル
画像であり、コンピュータが、特定のカテーテル電極の位置を同定するパターン
のための蛍光透視鏡画像をサーチし、前記仮想カテーテル画像は、前記既知の電
極の位置に基いて計算される。
【請求項３１】請求項２７の方法であって、前記画像は仮想カテーテル画
像であり、前記カテーテル上の特定の電極が、蛍光透視鏡画像上に現れる電極と
マニュアルで相関される。
【請求項３２】チャンバの表面に均一に分布され、且つそれに適合可能な
複数の極を備えた多極カテーテル。
【請求項３３】請求項３２のカテーテルであって、個々の極はそれぞれ、
放射線不透過マーカ又は電極、或いはこれらの両方を備えている。
【請求項３４】請求項３２のカテーテルであって、個々の極はそれぞれ、
放射線不透過又は電極の両方ではなく、いずれか一方を備えている。
【請求項３５】請求項３２のカテーテルであって、全部のチップではなく
、予め選択された数の極が電極を有し、前記電極チップは、前記キャビティ又は
チャンバの表面上に均一に分布可能である。
【請求項３６】請求項３２のカテーテルであって、少なくとも一つの電極
は心臓組識を摘出可能である。
【請求項３７】請求項３２のカテーテルであって、少なくとも５０の極を
有する。
【請求項３８】請求項３２のカテーテルであって、少なくとも１００の極
を有する。
【請求項３９】請求項３２のカテーテルであって、前記カテーテルは螺旋
形状カテーテルである。
【請求項４０】請求項３２のカテーテルであって、前記カテーテルは楔形
状カテーテルである。
【請求項４１】請求項１の方法によって形成された三次元画像であって、
前記画像はすべての角度から見ることができる。
【請求項４２】請求項１の方法によって形成された三次元画像であって、
前記画像は、前記チャンバの仮想モデル上に情報を投影することによって形成さ
れる。
【請求項４３】請求項４２の仮想モデルであって、前記モデルは、前記チ
ャンバ表面上のものとは別の解剖学的特徴を示す。
【請求項４４】請求項１５の方法であって、更に、前記カテーテルを前記
チャンバ内で再配置し、その後、工程（２）〜（５）に記載のように追加データ
を収集する工程を有する。
【請求項４５】チャンバの内表面の少なくとも一部をマッピングするため
の装置であって、以下を有する、（１）前記チャンバ内で配置される多極カテーテルであって、個々の極はそれ
ぞれ、電極、放射線不透過マーカ、又はこれらの両方を備える、（２）前記カテーテルに向かう第１角度に位置決めされる蛍光透視鏡ヘッド、（３）前記電極、前記蛍光透視鏡ヘッド又はこれらの両方から、位置データ、
電圧データ又はこれらの両方を取得し格納する処理装置、ここで、前記蛍光透視鏡ヘッドは、前記第１角度に於いてデータが取得された
後、前記カテーテルに向かう第２角度に再位置決めされ、前記電極、前記蛍光透
視鏡ヘッド又はこれらの両方から、追加の位置データ、電圧データ又はこれらの
両方が取得され、データポイントは、前記チャンバに関する情報を含む二次元又
は三次元画像に変換される。
【請求項４６】チャンバの内表面の少なくとも一部をマッピングし、前記
表面の時間依存画像を形成するための装置であって、以下を有する、（１）前記チャンバ内で配置される多極カテーテル、個々の極は、それぞれ、
電極、放射線不透過マーカ、又はこれらの両方を備える、（２）前記カテーテルに向かう第１角度に位置決めされる第１蛍光透視鏡ヘッ
ド、（３）前記カテーテルに向かう第２角度に位置決めされる第２蛍光透視鏡ヘッ
ド、（４）所定時間間隔に渡って、前記カテーテル、前記各蛍光透視鏡ヘッドから
、位置データ、電圧データ又はこれらの両方を取得し格納する処理装置、ここで、データポイントは、前記チャンバに関する時間依存情報を含む二次元
又は三次元画像に変換される。