JP2008515548A - 連続場の断層撮影 - Google Patents

Abstract

連続場の断層撮影によって、心臓部位（例、心臓壁）のような、組織の運動を評価する方法を提供する。当該方法では、連続場（例、電場、機械的な場、電気機械的な場、または他の場）の検出素子が、組織部位に安定的に関連付けられる。印加された連続場の特性を検出素子によって検出して、組織部位の動きを評価する。また、当該方法を実行するためのシステム、装置、および関連する組成物も提供する。当該方法および装置は、心臓再同期療法を含む様々な異なるアプリケーションで使用される。

Description

関連出願の相互参照
米国特許法第１１９条（ｅ）に従って、本出願は、次の暫定特許出願の出願日に対する優先権を主張するものである。米国暫定特許出願第６０／６１７，６１８号（２００４年１０月８日出願）、米国暫定特許出願第６０／６６５，１４５号（２００５年３月２５日出願）、米国暫定特許出願第６０／６９６，３２１号（２００５年６月３０日出願）、および、米国暫定特許出願第６０／７０５，９００号（２００５年８月５日出願）。これらの開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる。

序文
（発明の背景）
様々なアプリケーションにおいて、組織動作の評価は、例えば、診断または治療目的などに望まれるものである。組織動作の評価が望まれる場合の一例には、心臓再同期療法（Ｃａｒｄｉａｃ Ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ、ＣＲＴ）があり、従来の超音波技術による観察に見られるように、心臓組織動作の評価を診断および治療目的に用いたものである。

ＣＲＴは、例として鬱血性心不全（Ｃｏｎｇｅｓｔｉｖｅ Ｈｅａｒｔ Ｆａｉｌｕｒｅ、ＣＨＦ）等の心不全を患っている患者に対する新しい医療行為である。鬱血性心不全が生じると、心臓が十分に機能できないことによって症状が生じる。鬱血性心不全は、重度の悪化から心機能が中断され、最終的には死に至ることを特徴とするものである。米国内では、５００万人以上の患者がこの病気を患っているものと推定される。

再同期ペーシングは、心室中隔および左心室自由壁をほぼ同時に収縮させるようにすることを目的とする。

再同期療法は、心臓による最小のエネルギ消費で、最大の心拍出量を最も効果的に生じる、収縮の時間系列を提供しようとするものである。最適タイミングは、ｄＰ／ｄｔ（左心室における圧力波形の一次時間導関数）のような血行動態パラメータを参照することで計算される。ｄＰ／ｄｔパラメータは、左心室の収縮性に対する十分に立証されたプロキシである。

現在の診療では、外部超音波の測定値を使用してｄＰ／ｄｔを計算している。当該外部超音波は、壁運動の観察に直接使用される。最も一般的には、超音波のオペレータは、組織ドップラー画像（Ｔｉｓｓｕｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｉｍａｇｉｎｇ、ＴＤＩ）として公知の機能である、組織ドップラー法の超音波システムを使用して、左心室自由壁に対する隔壁の変位の経時変化を評価する。臨床医の現在の見解は、ＴＤＩまたは同様の手法を使用した超音波検査の評価は、患者がＣＲＴ療法に適格であるとする重要な部分となりうる、ということである。

現在行われているように、ＣＲＴ療法は、再同期装置を植設した患者の半分乃至２／３において有効である。これらの患者のうち約１／３においては、この療法によって、ニューヨーク心臓協会（Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ）の分類で評価されているように、ＩＩ度の患者の症状が改善されている。これらの患者のうち約１／３においては、心血管症状におけるＩ度の改善が達成されている。残りの１／３の患者においては、改善されないか、またはごく少数に心機能の悪化が見られる。このグループの患者は、ノンレスポンダーと称される。少数に見られる飛躍的な結果を鑑みて、Ｉ度のニューヨーク心臓協会のレスポンダーは、実際には、この療法に対する周縁的または部分的なレスポンダーであると考えられる。

同期化療法では、最適化のために、心臓壁の最大遅延のセグメント点をターゲットとし、タイミングを進めて心臓（一般に隔壁）のより早期の収縮領域と収縮を同期させる。しかし、現在のＣＲＴ装置の配置技術は、通常経験的なものである。医師は、最も有効であるとして文献に記述されている領域と思われる血管にカニューレを挿入する。次いで装置を配置し、刺激を与えて、横隔膜ペーシングのような心外刺激の不足を確認する。現在利用可能な技術では、心機能を最適化するための時間や手段はほとんど存在しない。

今日、臨床ＣＲＴの最適化を試みる場合には、超音波技師は、手間のかかる手動の方法で、異なるリードの位置で心臓壁の動作を評価し、異なる心室間遅延（Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｄｅｌａｙ、ＩＶＤ）を設定しなければならない。ＩＶＤは、右心室対左心室に向かうペーシングパルスを異なるタイミングに設定するペースメーカーの機能である。加えて、全てのペースメーカーは、心房と心室または心室同士の間における刺激の遅延である、房室遅延を変化させる能力を有する。これらの設定は、患者の再同期化において、左心室の刺激電極自体の場所に加えて重要となりうる。

現在の、心臓内の要素を局所化するためのドップラーの使用は、一般に、弁機能、心拍出量、または、まれに同期化インデックスを測定するための、外部超音波検査法による壁位置の決定に制限されている。

現在、機械可読を基準とした、実質的に自動またはリアルタイムでの最適なＣＲＴの設定を求めるための、臨床的に利用可能な有用な手段は存在しない。心不全患者、不整脈検出および虚血検出などの薬理学的管理に対する更なるアプリケーションとともに、リアルタイムで心臓の機械的能力を監視するための植設可能な手段を有し、心臓再同期療法用ペースメーカーの機能の設定において直接のアプリケーションとなることは、心臓学における重要な進歩となる。

（関連文献）
関連する公報には、特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４、特許文献５、特許文献６、特許文献７、および特許文献８、ならびに、特許文献９が挙げられる。
米国特許第６，７９５，７３２号明細書 米国特許第６，６２５，４９３号明細書 米国特許第６，０４４，２９９号明細書 米国特許第６，００２，９６３号明細書 米国特許第５，９９１，６６１号明細書 米国特許第５，７７２，１０８号明細書 米国特許第５，９８３，１２６号明細書 米国特許第５，５４４，６５６号明細書 米国特許出願公開第２００５／００３８４８１号明細書

（発明の開示）
連続場の断層撮影によって、心臓部位（例、心臓壁）のような、組織の運動を評価する方法を提供する。当該方法では、連続場（例、電場）の検出素子が、組織の部位に安定的に関連付けられる。連続場の特性（例、連続場の変化）を検出素子によって検出して、組織部位の動きを評価する。また、当該方法を実行するためのシステム、装置、および関連する組成物も提供する。当該方法および装置は、心臓再同期療法および他のアプリケーションなどの、心臓関連のアプリケーションのような、様々な異なるアプリケーションで使用される。

後で詳述するが、本発明の実施形態は、本発明の断層撮影方法を容易にするために、複数のタイプの連続場を使用することができる。例えば、断層撮影システムは、連続場として、電界、磁場、または圧力場（例、音波を使用する）を加えることが可能である。一般に、所与の周波数で動作している動的な場は、進行波または定常波とすることができる。場は一般にベクトル量であるが、場の大きさはしばしばスカラー量である。一般性を失わずに、場の大きさは次式で表される：
Ｆ_０＝Ａ・ｓｉｎ（２π・ｆ・ｔ＋φ）
ここで、Ａは場の振幅、ｆは場が振動する周波数、ｔは時間、φは位相シフトである。

組織領域が当該場に従属し、電極のような検出素子が（例えば、それらに安定的に関連付けることによって）同じ領域に存在する場合、その場は、検出素子上に信号を誘導することができる。誘導された信号は、次式の形態となりうる：
Ｓ＝Ｂ・ｓｉｎ（２π・ｆ’・ｔ＋φ’）ここで、Ｂは誘導信号の振幅、ｆ’は誘導信号の周波数、およびφ’は誘導信号の位相シフトである。関連する特定の実施形態では、次の関係式を使用してＳおよびＦ_０から求めることができる、変形関数「Ｔ」である：Ｓ＝Ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）°Ｆ_０。これらの実施形態では、組織部位の動きは、連続場の変化を検出することによって評価することが可能である。Ｂ、ｆ’、およびφ’は、場内における検出素子の場所または動きに依存することが可能であるので、１つ以上のこれらの値に基づいて断層撮影を行うことができる。

例えば、交流（ＡＣ）電圧によって駆動される連続電界が組織領域内に存在すれば、電極への誘導電圧を検出することが可能である。誘導電圧の周波数（ｆ’）は、電場の周波数と同じである。しかし、誘導信号の振幅は、電極の場所によって変化する。誘導電圧を検出することによって、また信号の振幅を測定することによって、電極の場所および速度を求めることができる。

磁場は、類似した結果を達成することができる。例えば、コイルを通るＡＣ正弦波電流は、同じ周波数で同様に変化する動的な磁場を生成することができる。誘導子コイルを含む電極がこの磁場内に存在するとき、電流はこの誘導子コイル内に誘導される。結果的に、誘導電流を検出することによって、電極の部位を求めることができる。

音波に基づいた圧力場は、検出素子の動作の測定を容易にすることもできる。超音波は、組織領域に導かれる。超音波は、組織を通って容易に伝播することができる。組織内を移動する検出素子は、ドップラー周波数転換を有する超音波を受けることが可能である。その結果、ドップラー周波数転換の量を測定することによって、電極の動きの方向および速度を求めることができる。

一般に、連続場の断層撮影は、誘導信号の振幅、周波数、および位相シフトの測定に基づくことができる。外部場が電場または磁場であるとき、代表的な実施形態では、誘導信号の振幅が考慮すべき主な特性である。外部場が圧力場であるとき、代表的な実施形態では、誘導信号の周波数が考慮すべき主な特性である。以下、本発明の種々の実施形態を詳述する。

（特定の代表的な実施形態の説明）
連続場の断層撮影によって、心臓部位（例、心臓壁の部位）のような、組織部位の運動を評価する方法を提供する。当該方法では、連続場（例、電場）の検出素子が、当該組織部位に安定的に関連付けられる。検出素子によって検出した連続場の特性（例、連続場の変化）を用いて、組織部位の動きを評価する。また、当該方法を実行するためのシステム、装置、および関連する組成物も提供する。当該方法および装置は、心臓再同期療法などの様々な異なるアプリケーションで使用される。

本発明を詳述する前に、本発明は、記述される特定の実施形態に限定されるものではなく、すなわち、当然異なりうるものと理解されたい。また、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみ制限されるので、本願明細書に用いられる用語は、特定の実施形態を説明するためだけのものであって、制限することを意図したものではないと理解されたい。

値の範囲が示されている場合は、各介入値（特にコンテキストが明らかに指示していない限り、下限の単位の１０分の１、その範囲の上限と下限との間、およびその明示された範囲内にある明示された値または介入値）が本発明の範囲に包含されるものと理解されたい。これらのより小さな範囲の上限および下限は、そのより小さな範囲に別個に含めることが可能であり、また本発明の範囲内に包含され、明示された範囲において特に除外された限度に従う。明示された範囲が上限、下限の一方または両方を含む場合、含まれる限度のいずれかまたは両方を除外した範囲も本発明に含まれる。

特に定義されない限り、本願明細書に用いられる全ての技術的および科学的用語は、本発明が関係する当業者に共通して理解されるものと同じ意味である。本願明細書に記述されたものに類似するか、または同一のあらゆる方法および材料も、本発明の実行および試験に使用することができるが、代表的な例示的方法および材料は、以下に説明する。

本明細書に引用される全ての広報および特許は、個々の広報および特許が参照することにより組み込まれることを明確かつ個別に示されているかのように、参照することにより本願明細書に組み込まれ、また広報の引用に関連して、方法および／または材料の開示および説明を参照することにより本願明細書に組み込まれる。あらゆる広報の引用は、出願日以前の開示に対するものであって、本発明が、以前の発明によって当該開示に先行する権利を与えられないことを承認するものとして解釈されるべきではない。さらに、提供される公開日は、個々に確認しなければならない場合のある実際の公開日とは異なる場合がある。

本願明細書および添付の特許請求の範囲で用いられるように、特にコンテキストが明確に指示していない限り、単数の形態であっても複数の対象が含まれることに留意されたい。さらに、あらゆる任意の要素を除外するように、請求項を立案する場合があることに留意されたい。このように、本記述は、請求項の要素の説明に関連して、「単に」、「〜のみ」などのような排他的な用語の使用、または「否定」の制限の使用に先立つ基準となることを意図したものである。

この開示を読み取ることで当業者には明らかなように、本願明細書において図とともに説明したそれぞれの実施形態は、本発明の範囲または趣旨から逸脱することなく、他のいくつかの実施形態のうちのいずれかの特徴から切り離すか、または組み合わせることが可能な、離散的な構成要素および特徴を有する。あらゆる詳述した方法は、詳述した事象の順序で、または論理的に可能な他の順序で実行することができる。

当該発明の更なる説明では、連続場の断層撮影の側面の総合的な概要を最初に提供する。次に、異なる代表的なタイプの連続場およびそれに基づいたアプリケーションの代表的な実施形態は、全体的に、および当該実施形態に用いることが可能な特定の代表的な装置およびシステムという観点から、より詳細に検討する。この項に従って、当該発明の使用が見出される代表的なアプリケーションを、コンピュータに関連する実施形態および本発明の実行に使用されるキットのような本発明の別の側面とともに説明する。

（連続場の断層撮影の概要）
すでに要説したように、当該発明は、関連する組織部位の動きを評価するための連続場の断層撮影方法を提供する。当該断層撮影方法では、印加された連続場を関連する組織部位が通って移動するときに、関連する組織部位に安定的に関連付けられた検出素子によって得られるデータを用いる。この方法は、断層撮影方法としてみなすことが可能であるが、当該特徴は、二次元または三次元のマップのような、所与の組織部位のマップを得るために必然的に用いることを意味するものではないが、代わりに、印加された連続場を検出素子が通って移動するときに、検出素子における変化を使用して、何らかの方法で組織部位を評価または特徴付ける。

「連続場の断層撮影方法」とは、印加された連続場の検出された変化を用いて信号を得ることを意味するものであって、その信号は次いで組織部位の動きを求めるために使用される。本出願に関して、「連続場」とは、断層撮影の測定データが、場の連続した側面から獲得される場のことである。連続場は、１つ以上のサイクルの正弦波である。データを獲得するための、場における不連続部に対する必要要件はない。このように、対象の発明に用いられる印加された場は、所与の期間にわたって連続する。

断層撮影の測定に使用される「連続場」は、寸断されるか、または自然に寸断する場合があるが、それでも「連続場」という意味の範囲に含まれる。明確な例として、電力を節約するための場のパルス化、または異なる場の間の多重化は、本発明の目的に対する「連続場」の意味の範囲に含まれる。対照的に、フライト時間型の検出方法は、本発明の目的に対する「連続場」の意味には含まれない。したがって、当該方法に適用される連続場は、「フライト時間型」アプリケーションとは区別され、継続期間制限信号、または一連の当該信号は、第１の部位から送出され、第２の部位でこの送出信号を検出するのに必要な時間は、所望のデータを得るために用いられる。せいぜい、一連の信号がフライト時間型のアプリケーションで発生した場合、この一連の信号は不連続であるので、本発明に用いられる場のような連続場ではない。

すでに要説したように、当該発明は、組織部位の動きを評価する方法を提供する。本願明細書で使用される「評価する」とは、あらゆるタイプの検出、判断、または解析のことであり、質的または量的となりうる。代表的な実施形態では、この方法を用いて互いに関連する２つ以上の組織部位の動きを求めるような、別の組織部位に対する動きを求めることができる。

組織部位とは、概して、定められた部位または部分であって、すなわち、多数の実施形態では、器官のような身体構造の定められた部位または部分（すなわち範囲または領域）であり、代表的な実施形態では、この身体構造は、内部器官（例、心臓、腎臓、胃、肺など）のような内部の身体構造である。代表的な実施形態では、組織部位は、心臓部位である。このように、更なる説明を容易にするために、心臓部位の動作を評価する観点から、本発明の種々の側面を以下に検討する。心臓部位は、心内膜または心外膜とする場合があり、必要に応じて、心房または心室部位とする場合がある。組織部位が心臓部位である場合、代表的な実施形態では、心臓部位は、心臓壁部位（例えば心室壁、隔壁などのような房室壁）である。以下、本発明を心臓動作の評価の実施形態に関してさらに説明するが、本発明はそのように限定されるものではなく、本発明は、様々な異なる組織部位の動きの評価に容易に適用することができる。

本発明の実施形態の実行では、あらゆる所望の要素の（例えば、公知の外科技術を使用した）被験者への植設に従い、最初のステップは、関連する組織部位が、発生された連続場に存在するような様態で、連続場を設定または生成（すなわち、発生）させるステップである。特定の実施形態では、単一の連続場を発生させるが、他の実施形態では２つ以上（３つ以上など）の複数の異なる連続場を発生させ、これらのうちの特定の実施形態では、発生させた連続場は、実質的に互いに直交させることが可能である。

当該方法の実施においては、印加される連続場は、関連する組織部位が印加された連続場内に存在すれば、例えば体外から、身体部位の内部から、またはそれらの組み合わせたものから、あらゆる好都合なフォーマットを使用して印加される。このように、特定の実施形態では、印加される連続場は、外部身体部位（例えば、体表部位）から印加される。さらに他の実施形態では、連続場は、内部サイト（例、埋め込み装置）から発生させる。

当該方法では、印加される連続場の発生に続いて、上述のように、関連する組織部位に安定的に関連付けられた連続場検出素子からの（データを表す）信号を検出して、組織部位の動きを評価する。代表的な実施形態では、例えば、検出素子によって検出されるパラメータが期間中に変化したかどうか、それによって関連する組織部位が関連する期間中に動いたかどうかを判断するために、検出素子からの信号は、継続時間にわたって少なくとも２度検出される。特定の実施形態では、パラメータの変化は、組織部位の動きを評価するために、検出素子によって検出される。特定の実施形態では、検出された変化は、上述のように、検出された「変形」とも称する場合がある。

代表的な実施形態では、印加された連続場のうちの少なくとも１つのパラメータは、２つ以上の異なる時間に、検出素子によって検出される。関連するパラメータには、これに限定されないが、下記に詳述するように、印加された連続場の振幅、位相、および周波数が挙げられる。特定の実施形態では、関連するパラメータは、３つのパラメータのうちの他の１つ以上が、一定ではないにしても実質的に一定であるような様態で、２つ以上の異なる時間に検出される。

「安定的に関連付けられる」とは、関連する組織部位が動いたときに検出素子も動くような、完全ではないにせよ実質的に関連する組織部位に対して固定されることである。用いた連続場検出素子は、組織部位に安定的に関連付けられているので、素子の動きは、少なくともそれに対してプロキシであり、特定の実施形態では、検出素子の動きを使用して、関連する組織部位の動きを評価できるように、素子が安定的に取り付けられた組織部位の動きと同じである。連続場検出素子は、例えば、フックなどの取り付け要素を使用して組織部位に検出素子を取り付けることによって、または素子と組織部位が安定的に関連付けられるように、組織部位に検出素子を押し付ける構造を検出素子が有することによって、あらゆる好都合な手法を使用して組織部位に安定的に関連付けることが可能である。

所与の実施形態では、検出素子は、必要に応じて、所与の継続期間の間隔形態または連続形態の出力を提供することができる。

特定の実施形態では、単一の検出素子を用いる。当該方法では、評価には、所与の期間にわたる組織部位の動きを監視するステップを含むことが可能である。特定の実施形態では、２つ以上の相異なる検出素子を用いて、２つ以上の相異なる組織部位の動きを評価する。所与の実施形態において用いられる、異なる検出素子の数は、大きく異なる場合があり、特定の実施形態では、３つ以上、４つ以上、５つ以上、８つ以上、１０以上などの、２つ以上の検出素子が用いられる。当該複数センサの実施形態では、該方法は、互いに関連する２つ以上の相異なる部位の動きを評価するステップを含むことが可能である。

特定の実施形態では、当該方法は、（ａ）連続場の発生要素と、（ｂ）関連する組織部位に安定的に関連付けられた連続場の検出素子とを含む、システムの提供を含む。この提供するステップは、上述のように、例えば、アダプタ（例えば、既存の植設物に作動的に接続したときに、その植設物が当該方法を行えるようになる）を使用することによって、体に１つ以上の新しい要素を植設するステップか、または単純に既存の埋め込みシステムを用いるか、のいずれかを含むことが可能である。このステップを用いる場合は、あらゆる好都合なプロトコルを使用して実行することが可能であり、これらのプロトコルは当業者に公知のものである。

当該方法は、様々な異なる種類の動物に使用することが可能であり、動物とは、一般に「哺乳類」または「哺乳類の」動物である。これらの用語は、肉食動物類（例、イヌ、ネコ）、齧歯類（例、マウス、モルモット、およびネズミ）、ウサギ目（例、ウサギ）、および霊長類（例、ヒト、チンパンジー、およびサル）を含む、哺乳類の生体の描写に広く使用される。多くの実施形態では、被験者または患者は、ヒトである。

当該方法を使用して得られる組織の動きの評価データは、これに限定されないが、監視アプリケーション、処理アプリケーションなどを含む、様々な異なるアプリケーションに使用することが可能である。以下、当該方法を使用して得られるデータの代表的なアプリケーションを詳述する。

当該方法では、当該方法において印加された連続場の性質が、特定のアプリケーションによって変化する場合がある。本発明の連続場の断層撮影装置および方法は、技術的な手法の豊富な多様性を享受する。例を挙げると、本発明の装置に非常に広範な連続場のソースを使用して、構造の断層撮影測定を行い、内臓の解剖学的特徴の動きを形成することができる。電気、磁気、音響、圧力波、光、さらには熱を用いて、この一意的に有益な臨床情報を提供することができる。

代表的な実施形態では、印加される連続場は、波動場である。代表的な実施形態では、波動場は、電磁波である。関連する代表的な電磁連続場は、電場、磁場、および光である。さらに他の代表的な実施形態では、波は圧力波であり、このタイプの代表的な連続場は音場である。

連続場の検出素子から得られた測定値において求めた変化から、組織の動きの力およびタイミングを導出することができる。この豊富なデータソースによって、通常はリアルタイムで示される物理的な解剖学的大きさおよび生理的機能の両方を生成することができる。

連続場の断層撮影手法の幅広い多様性に含まれる各々の方法は、特定の連続場のソースの強度を最適化する一意の特性と、特定のアプリケーションにおいてこれらの方法を最適に使用できるようにする特別な特徴とを有する。この範囲の装置が生成する大量のデータは、患者自身とともに、臨床医や他の医療提供者に、医学的な全ての設備における先例のない高価値の医療情報を提供する。

幅広い連続場の断層撮影装置における特定の装置の手法には、幅広い範囲と多様性があるが、それらは核となる共通性を共有している。これらの核となる共通性は、しばしば信号が、回路、ソフトウェア、および未加工のデータ収集を提供するファームウェアによってどのように処理されるのかにおいて、またデータの処理およびグラフィック表示において、最も明らかになる。

連続場の断層撮影方法の中の基本的な指針は、場Ψを発生させるソースを提供することである。Ψは、関連する内部の解剖学的な領域全体にわたって変動する。

ソース場Ψの一例は、次のような形態で表現することができる：
Ψ＝Ａｓｉｎ（２πｆｔ＋φ）
ここで、ｆは周波数、φは位相、Ａは振幅、ｔは時間である。

特定の実施形態において、場は、時間の関数として変動し、ＡＣ場として単純に記述することができる。

場は、複数の異なる実施形態で使用して、解剖学的な断層撮影データを提供することができる。例を挙げると、場は、特に電場、磁場、圧力場（例、音場）、光場、あるいは熱的な場から選択することができる。また、電磁場の場合のように、種々の場を組み合わせてもよい。

広範な有用な連続場からのデータ収集の核となる特徴は、Ａ、ｆ、またはφのうちのいずれかが、関連するいくつかのパラメータの関数であることである。多数の利用可能なパラメータの中で、関連する２つの代表的なパラメータは、部位の位置と部位の速度である。１つ以上の場の特性（例、Ａ、ｆ、および／またはφ）を様々な地点でサンプリングして、測定した特性を基準値と比較した場合、関連する情報をこれらの未加工のデータから取り出して、重要な情報を得ることができる。

関連する特性の変化を検出する種々の手法は、本発明の概念の柔軟性および幅広さを実証するものである。振幅または位相の変化は、ロックイン検出のような標準的な手法を使用して求めることができる。ロックイン手法の場合、単相ロックを使用して振幅変化を検出する。装置が二相ロックインを備えていれば、位相変化を検出することができる。場のタイプに特有の位相変化を検出する他の方法もあるが、本願明細書の他の箇所で説明する。周波数に関しては、ＦＭ復調のような、小周波数シフトなどの周波数シフトを検出するためのあらゆる好都合な方法を用いることが可能である。ＦＭ復調とは、ＦＭ無線に提供されるものに類似した周波数復調である。このように、ソース場は搬送周波数であり、周波数における小さなシフトを復調信号で識別することができる。

表１は、本発明に用いることができる、場の範囲および可変場の特徴または特性の一部を示すものである。表１に示される汎用の本発明の概念は、当業者にフレームワークを提供して、本発明の広範な実施形態を発生させるものであり、このフレームワークに含まれる特定の臨床的なニーズまたは物理的な環境に最も好都合な特徴を選択する。表１は、汎用の３×５のマトリクスで表され、特定のニーズに最適な、本発明の実施形態の範囲内で選択したときの異なる特徴を考察するものである。

表１において、最上列は、電場、磁場、音場、光場、および熱的な場（すなわち、熱）のような、選択することができる種々の代表的なタイプの連続場を示すが、本リストは網羅的なものではない。それぞれの行は、連続場の検出素子によって検出することができる場の特性である。とりわけ振幅、位相、または周波数、およびそれらを組み合わせたものなどの多くの特性を選択することができる。

本発明の先見性の一般的な適用例として、以下の項は、ロックイン増幅器を使用して、電気および磁気断層撮影における振幅および位相をどのように求めることができるかという、代表的な実施形態を示す。本発明の教義を考慮することによって、当業者は、過度の実験を行うことなく、扱うべき臨床データのニーズに最も適した、連続場の断層撮影の発明の実施形態を最良に選択することができよう。

当該発明は、関連する組織部位の動きを評価する連続場の断層撮影方法を目的としたものであり、広範な連続場の断層撮影手法に完全に対応する複数の異なる実施形態によって本願明細書において検討されているが、以下に検討する代表的な連続場の断層撮影の実施形態は、それ自体の権利に関連するものであり、特にアプリケーションに依存することに留意されたい。さらに、以下に検討する特定の実施形態は、ＣＲＴアプリケーションでの使用に関して説明しているが、これに制限されるとみなすべきではなく、当該説明は、関連する本発明の側面、ＣＲＴの域を超えた広範な適用性を有する、組織の動きを評価するための発明的手法を、単に簡単に説明するために行われるものである。

（電気断層撮影）
表１に要約されるように、当該発明の電気断層撮影の実施形態は、印加された連続場として電圧場を用いる。以下に示される電気断層撮影の概要に従って、複数の特定の代表的な実施形態をより詳細に検討する。

（電気断層撮影の概要）
本発明の電気断層撮影の実施形態の実施では、あらゆる所望の要素の（例えば、公知の外科技術を使用した）被験者への植設に従い、最初のステップは、関連する組織部位が、発生された電場に存在するような様態で、電場を設定または生成（すなわち、発生）させるステップである。特定の実施形態では、単一の連続場を発生させるが、他の実施形態では２つ以上（３つ以上など）の複数の異なる電場を発生させ、これらの実施形態では、発生させた電場は、必ずではないが、実質的に互いに直交する。当該方法に用いられる単一または複数の電場は、好都合な電場発生要素を使用して発生させることが可能であり、特定の実施形態では、電場は、駆動電極と、例えば接地要素（例えば、第２の電極で、埋め込み可能な心臓用装置の「缶」（例、ペースメーカー）などのような接地として機能することができる埋め込み型医療機器）との間に設定される。電場発生要素は、それらが体内から電場を発生するような植設可能なものとするか、または体外の場所から電場を発生させるものとするか、あるいはそれらを組み合わせたものとすることが可能である。

特定の実施形態では、連続電場は、高周波またはＲＦ場である。このように、これらの実施形態では、電場発生要素は、例えば、約２５ｋＨｚ乃至約１ＭＨｚを含む、約１０ｋＨｚ乃至約１０ＭＨｚなどの、約１ｋＨｚ乃至約１００ＧＨｚ以上の範囲の周波数のＲＦ場を有する、交流電場を発生させる。本発明のこの実施形態の側面は、印加されたＲＦ場内の特性（例、振幅）の変化を記録するために使用される、更なる電極対を備えた２つの電極間で送られる交流の体内への印加を伴う。複数の異なる周波数を使用して、例えば、種々の平面において、皮下または皮膚から送られるＲＦエネルギを用いるか、またはペーシングおよび検出に同時に使用することが可能な、例えば心臓のリード上に展開される電極によって、異なる軸を確立して解像度を改善することができる。異なる周波数を同時に用いる場合、特定の実施形態では、それらの周波数の差は、約５ｋＨｚ乃至約５０ｋＨｚなどの、約１００Ｈｚ乃至約１００ｋＨｚの範囲である。振幅の情報を使用して、交流のエミッタに対する種々のセンサの位置を導出することができる。

当該方法では、電場の発生に従って、上述のように、関連する組織部位に安定的に関連付けられた電場検出素子からの信号は、例えば継続期間にわたって少なくとも２度検出され、前記組織部位の動きを評価する。用いられた電場検出素子は、組織部位に安定的に関連付けられているので、素子の動きは、安定的に関連付けられた組織部位の動きと同じである。

電場検出素子は、例えば、フックなどの取り付け要素を使用して組織部位に検出素子を取り付けることによって、または素子と組織部位が安定的に関連付けられるように、組織部位に検出素子を押し付ける構造を検出素子が有することによって、あらゆる好都合な手法を使用して組織部位に安定的に関連付けることが可能である。特定の実施形態では、異なる組織部位において２つ以上の異なる検出素子を用いる。所与の実施形態において用いられる、異なる検出素子の数は、大きく異なる場合があり、特定の実施形態では、３つ以上、４つ以上、５つ以上、８つ以上、１０以上などの、２つ以上の検出素子が用いられる。

代表的な実施形態では、検出素子は、電極のような電位検出素子である。これらの実施形態では、検出素子は、発生した電場における検出素子の場所の関数である、検出電位の値を提供する。検出素子が安定的に関連付けられた組織部位が動くと、検出素子によって検出された電位が変化する。検出素子によって検出された電位は、多数の代表的な実施形態では、電圧として提供される。このように、２つの異なる時間の間での検出素子によって検出された電圧出力の変化は、この２つの異なる時間を含む、継続期間にわたる組織部位の動きの評価を提供する。

特定の実施形態では、受信した信号の大きさの変化を検出する。１つの単純な実施形態は、基本的に最大電圧に従い、この曲線の頂部を追跡するピーク検出回路を用いるためのものである。別の実施形態では、基本的に曲線の頂部と曲線の底部との間の差異を測定する包絡線検波器となる。これらのどちらの技術もノイズの影響を受けやすいので、受信信号とノイズを識別するために、必要に応じてロックイン増幅器を用いることができる。ロックイン増幅器は、同期検出と呼ばれる技術の特定の実施形態である。他の種類の同期検出をこの方法に適用することが可能である。別の形態の同期検出は、振幅変調された無線検出である。受信波から包絡線の振幅を取り出すようにデザインされた電子回路で構成されているＡＭラジオ受信器は、ノイズを含んでいる可能性がある。

代表的な実施形態では、振幅の手法を使用して、互いに心臓の異なる壁の相対的な運動を求める。例えば、電場がＲＦ場である場合、外部に印加されるか、または皮下に印加されたＲＦ場、または異なる電極対のいずれかを、他の電極が同時に電圧を記録することによって、異なる周波数のエミッタとして使用することが可能である。このような方法で、互いに関連する複数の線の位置、および互いに異なる壁セグメントの動きを示すタイミング線図を描写することが可能である。この情報は、心臓の同期性を示すタイミング線図を得るために、Ｒ波のような心臓周期のマーカー、他の電気的活動、圧力信号、または他の機械的処置などと関連付けることができる。対象となるのは、本出願では、例えば同期性を判断するために、時間領域において、カテーテルおよび対応する心臓の壁セグメントの、互いの相対的位置を求めることを目的とするという事実である。このように、本発明は、他の方法よりもノイズの影響またはローカルインピーダンス環境の変化の影響を受けにくい。

特定の実施形態では、本方法およびシステムは、例えば２つの電極の互いの相対的なタイミングおよび位置線に沿った距離だけを求める。複数の周波数および複数の電極対を用いることによって、複数の位置線を導出し、所与の心臓の心室間および／または心室内同期性を判断することに関して、このシステムの解像度を向上させる。

所与の実施形態では、検出素子は、必要に応じて、所与の継続期間の間隔形態または連続形態の出力を提供することができる。

特定の実施形態では、単一の検出素子を用いる。当該方法では、評価には、所与の期間にわたる組織部位の動きを監視するステップを含むことが可能である。

特定の実施形態では、２つ以上の相異なる検出素子を用いて、２つ以上の相異なる組織部位の動きを評価する。このような実施形態では、該方法は、互いに関連する２つ以上の相異なる部位の動きを評価するステップを含むことが可能である。

本発明の代表的な実施形態は、用いる評価ステップが、インピーダンス判定ステップを含まず、また用いる信号が、インピーダンス信号ではないことを特徴とする。このように、該方法は、ポイント間の電流のインピーダンスが求められ、次いで所与の評価を行うように用いられる、インピーダンスベースの方法ではない。このように、これらの実施形態の方法は、米国特許出願公開第２００５／００３８４８１号に記載されているように、インピーダンスベースの方法ではない。

上記表１に示されるように、連続場の複数の異なる特性を検出して、組織部位の動きの評価のためのデータを提供することが可能である、関連する代表的な特性は、振幅、位相、および周波数である。

（振幅）
電気断層撮影のアプリケーションでは、場Ψは、２つの電極によって発生する電圧である。代表的な実施形態では、ＡＣ電圧は、２つの電極の間に加えられる。この電圧場の振幅（例えば、検出電極によって検出される）は、次いで位置の関数として変動する。

電圧場の振幅がどのように変化するのかは、媒体の詳細に依存する。例えば自由空間では、各電極の近接場において電圧場が１／Ｒ変化すると遠方場において１／Ｒ^３変化する。ｒは各電極からの距離である。しかし、実用的なアプリケーションでは、介在する体組織、体液、および異なる電気誘電率の空間が、Ａの原形態に影響を与える。

本発明の代表的な電気断層撮影の実施形態では、２つの電極を用いて電場を発生させる。次いで第３の電極を提供して、関連する種々の位置を検出する。代表的な実施形態では、ロックイン検出器は、場を発生させた同じ周波数ｆにロックされる。これによって、次の式で表されるように、振幅を求めることができる：

ｆ、φの固定によりロックイン検出が可能
このように、本発明の電気断層撮影の実施形態は、外部ノイズ源にかかわらず非常に高い精度を達成する。

電極は、体の組織と導電接触する。その結果、電極は、それらの表面に電圧をかける。組織は導電性なので、この電圧が組織内に電場を誘導する。これによって、体の組織を通って流れる電流が生じる。

体の組織のインピーダンスを介して、この電流の流れによって、電圧勾配（基本的にＡＣ電圧勾配）を発生させる。これが生じると、高インピーダンス検出電極によって、この電圧勾配を測定することができる。次いで電圧勾配を復調する。

（位相）
表１に示されるような他の手法へ移行することで、同様に位相検出を使用した電気断層撮影が達成される。この場合、検出電極が、例えば駆動電極によって発生させた場に移動すると、検出電極によって検出した場の位相が変化する。この特定の実施形態がどのように動作するかという例を挙げると、１００ｋＨｚオーダーの低周波数の場合、位相変化が非常に小さいことに留意されたい。しかし、位相変化は、周波数が高くなると大きくなる。したがって、高周波数が関連する臨床的アプリケーションとでは、振幅の変化ではなく、検出移送の変化を関連する方法とすることができる。

本発明の電気断層撮影方法の上述の例は、本発明のこれらの実施形態のいくつかの側面の概要を提供する。この概要は、当該発明によって考察される多くの実施形態の核となる共通性の一例を示す。本発明の発明者らによって考えられる、電気断層撮影方法のための複数の実施形態が存在する。上述の要約された実施形態は、本発明の包括的なテーマに、どのように電気断層撮影を結びつけるのかを示すために、例示目的のためだけに提供されるものである。

（電気断層撮影の代表的な方法／システム／装置）
本発明の一側面では、電場発生要素と、電場の変化を検出するための検出素子とを含むシステムを使用し、検出素子は、検出素子によって検出した電場の変化を、関連する心臓部位の動きに関連付けることができるように、関連する心臓部位（例えば、心室壁、隔壁などのような心臓壁）に安定的に関連付けられる。本システムは、基準電極と駆動電極（信号発生器または印加電場の発生器）との間に電場を発生させるために用いられる。第３の検出電極（例、心内検出電極（信号受信器））を使用して、電場の振幅を測定する。基準電極および駆動電極に対するこの心内検出電極の位置の任意の変化によって、検出電圧の振幅に関連する変化が生じる。それによって、互いの電極の動作を（例えば、信号処理器によって）求めることができ、心臓の機械的収縮の大きさ、および心臓の収縮開始のようなタイミング情報（例えば、信号ディスプレイへ出力する）を提供することができる。代表的な実施形態では、システムは、次の主要構成要素を備える：１）心内に少なくとも１つの電極が存在する３つ以上の電極（例、検出電極）、２）信号発生器、３）信号受信器（信号発生器および受信器は、互いに動作して印加された電場を生成する）、４）信号処理器、および５）信号ディスプレイ。ＣＲＴアプリケーションの場合、ＣＲＴをリアルタイムで最適化するために、電極はペーシング機能と動作検出機能とを交互に前後させることができる。

この手法は、心臓の周囲に配置された複数の検出電極を備えたペーシングリードに拡張することができ、大域的および局所的な心臓の機械的動作のより包括的な画像を提供する。複数の電極によって、呼吸のようなアーチファクトを取り除くことができる。さらに、複数の電極は、それらに基準電極、駆動電極、または検出電極の役割を切り替えさせることによって、三次元の相対的な、または絶対的な動作情報を提供する。実際に本システム内のこれらの電極（ペースメーカーの缶を含む）のうちのいずれかを、基準電極、駆動電極、または検出電極として使用することができる。

この手法をさらに拡張して、様々な電場発生要素を用いて複数の平面のそれぞれに相異なる電場を形成することができる。検出電極は、複数の平面の電場のそれぞれから振幅を同時に報告し、それによって心内壁運動の特徴づけにおける解像度を向上させる。当該解像度を向上させる実施形態を使用することで、適切な較正によって、ＣＨＦの管理に重要な、１回拍出量および駆出率を含むパラメータを得ることができる。

この手法の別の拡張では、複数の駆動電極を使用して、各平面に複数の電場を発生させる。このアプリケーションでは、各々の同一平面上の電場は、体内で異なる伝搬特性を利用するように調整される。このように、壁運動に加えて、局所的体液および組織の組成物に関して有用な情報を得ることができる。当該データは、これに限定されないが、肺うっ血、心筋厚、および駆出率のような血行動態パラメータを求める上で臨床的に重要である。

図１は、例えば心臓タイミング装置に組み込まれた、本発明の電気断層撮影の装置の実施形態の心臓の断面図であって、該装置は、ペースメーカー１０６と、右心室電極リード１０９と、右心房電極リード１０８と、左心室の心静脈リード１０７とを含む。また、右心室外側壁１０２、心室間隔壁１０３、心尖１０５、および左心室外側壁１０４上の心静脈を示す。

左心室電極リード１０７は、リード本体と、１つ以上の電極１１０、１１１、および１１２とを含む。遠位電極１１１および１１２は、左心室の心静脈内に位置し、心臓のこの領域に関する、局所収縮情報を提供する。複数の遠位電極を有するによって、ＣＲＴは、最適な電極部位を選択することができる。最近位電極１１０は、心底内の上大静脈内に位置する。この心底の位置は基本的に不動であるので、心臓壁運動検出システムの固定基準点のうちの１つとして使用することができる。

代表的な実施形態では、電極リード１０７は、リード本体用のシリコンまたはポリウレタン、およびＰｔ−Ｉｒ（プラチナ９０％、イリジウム１０％）電極１１０、１１１、および１１２に接続されたコイル状またはストランド状の導体用のＭＰ３５Ｎなどの、心臓のリード用の標準的な材料で構成される。別様には、これらの装置の構成要素は、次の米国特許広報に記載されているような、多重システムによって電極リード１０７の近位端に接続することができる：第２００４０２５４４８３号、名称「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ ｓｙｓｔｅｍｓ ｆｏｒ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」、第２００４０２２０６３７号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｅｎｈａｎｃｉｎｇ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｉｎｇ」、第２００４０２１５０４９号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｒｅｍｏｔｅ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ」、および第２００４０１９３０２１号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ａｎｄ ｔｒｅａｔｉｎｇ ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」、これらの開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる。電極リード１０７の近位端は、ペースメーカー１０６に接続される。

電極リード１０７は、導入器、誘導カテーテル、ガイドワイヤ、および／またはスタイレットを含む、標準的な心臓リード配置装置を使用して、心臓内に配置される。簡潔には、導入器は、鎖骨血管に配置される。誘導カテーテルは、導入器を介して配置され、右心房内の冠状静脈洞の位置を決めるために使用される。次いでガイドワイヤを使用して、左心室の心静脈の位置を決める。電極リード１０７は、左心室心静脈１０４にガイドワイヤ上をスライドし、ＣＲＴの最適な位置が見つかるまで試験される。埋め込まれても、多重電極リード１０７は、最適な電極部位の連続的な再調整を行うことができる。

電極リード１０９は、端部において能動的固定螺旋１１６であり、心臓の右心室に配置され、心中隔に組み込まれる。この見地から、電極リード１０９は、１つまたは複数の電極１１３、１１４、１１５を備える。電極リード１０９の遠位先端は、能動的固定螺旋１１６を有し、中央の隔壁１０３にねじ込まれる。

電極リード１０９は、心臓右心室リードの代表的な配置プロシージャに類似したプロシージャで心臓に配置される。電極リード１０９は、標準的な心臓リード装置を使用して心臓に配置され、導入器、誘導カテーテル、ガイドワイヤ、および／またはスタイレットを含む。電極リード１０９は、鎖骨血管に挿入され、上大静脈を通り、右心房を通って右心室に下る。電極リード１０９は、蛍光透視法の下で、電極リード１０９の固定、および取り付けた場所の周りの心臓の機能領域の動作のタイミング情報を得るための、臨床医が決定した、臨床的に最適である、運搬上実用的な位置に配置される。蛍光透視法の下で、能動的固定螺旋１１６は、心臓組織に進行およびねじ込まれて、電極リード１０９を隔壁上に固定する。

電極リード１０９を隔壁に固定すると、電極リード１０９は、隔壁の局所の動作および／または変形のためのタイミングデータを提供する。電極リード１０９に沿って、より近位に位置する電極１１５は、心臓のそれらの領域における局所の動作に関するデータを提供する。例を挙げると、右心房から右心室にまたがるＡＶ弁の近くに位置する電極１１５は、弁の開閉に関するタイミングデータを提供する。近位電極１１３は、心底内の上大静脈内に位置する。この心底の位置は基本的に不動であるので、心臓壁運動検出システムの固定基準点のうちの１つとして使用することができる。

電極リード１０９は、心腔の形状に適合する容量を有する、一般に柔軟なリードで作られる。本心臓タイミング装置の本実施形態の唯一の固定点は、能動的固定螺旋１１６であり、心中隔に電極リード１０９を取り付けている。

電極リード１０８は、能動的固定螺旋１１８を使用して、右心房内に配置される。遠位先端電極１１８を使用して、右心房のペーシングおよび動作検出の両方を提供する。

図２Ａは、ペースメーカー２０２と電極リード２０３との間に直列に接続される、アドオンモジュール２０１を備えた、図１に示される実施形態の追加的な図である。アドオンモジュール（すなわちアダプタ）は、密閉された筐体からなり、心臓壁運動検出システムの実行に必要な、全てのソフトウェア、ハードウェア、メモリ、無線通信手段、およびバッテリを含む。筐体はチタン製であり、基準電極として使用することができる。近位端では、アドオンモジュール２０１は、ペースメーカーのヘッダーに接続することができる、リード型近位コネクタを有する。遠位では、アドオンモジュール２０１は、電極リード２０３にコネクタを提供する。この実施形態の主な利点のうちの１つは、あらゆる市販のペースメーカーと共に使用できることである。すでにペースメーカーを備えてリードシステムを植設した患者であっても、このアドオンモジュール２０１の利益を享受することができる。外来患者には、局所麻酔薬を準備して使用し、わずかな切開を行って、皮下に植設されたペースメーカーを露出させる。リード２０３は、次いでペースメーカーから切断され、今度はペースメーカーヘッダーに接続される、アドオンモジュール２０１に接続される。次いでその切り口を縫合して閉じ、これで患者は直ちに心臓動作検出システム利益を享受することができる。

アドオンモジュールの別の実施形態を図２Ｂ乃至２Ｇに示す。このモジュールは、１つ以上の更なる電極サイトを提供し、アドオンモジュールは、必要に応じてペースメーカーのような他の植設可能な装置とともに用いて、所与のアプリケーションに求められる電極を提供するように構成することができる。電極アドオンモジュールは、１つ以上の電極（例、２つ以上、３つ以上、４つ以上、５つ以上など）のほかに、必要に応じて、電極対（例、２つ以上の対、３つ以上の対、４つ以上の対、５つ以上の対など）を含むことができる。一般に、アドオンモジュールは、例えば好都合な皮下部位に植設可能に構成またはデザインされ、特定の実施形態では、ペースメーカーのような他の装置に、例えば取り付ける、スナップで留めるなどして、関連付けるように構成することが可能である。このように、アドオンモジュールの実施形態では、ペースメーカーの近くの皮下領域内に更なる電極サイトを設けて、植設プロシージャ中に非常に簡単かつ迅速に配置することができる。

図２Ｂおよび２Ｃに示される１つの代表的な実施形態では、装置１００Ａは、近位端のＩＳ−１、ＩＳ−４または他のコネクタ１０４Ａによって鎖骨下血管１１４Ａに挿入される電極リード１０２Ａと、柔軟な支柱１０８Ａを備えた多重電極のクリップ型装置１０６Ａとを備える。電極１１０Ａは、ペースメーカー缶１１２Ａのあらゆる側面に配置して、上述のＥＴ法に対するあらゆる方向に電場を発生させることができる。１つの利点は、それぞれに対して全ての電極１１０Ａの位置が固定され、識別されることである。さらに、装置１００Ａの解剖学的部位は、ある患者から次の患者へ完全に再現させることが可能であり、患者間のＥＴシステムの変異性を軽減する。加えて、皮下のポケット内に位置する電極１１０Ａは、静脈、心房、および心室の電極によって発生される電場に影響を及ぼす、問題を含む流速が引き起こす血液の導電率の変化が取り除かれる。また、装置１００Ａは、ペースメーカー上に直接的に容易にかつ迅速にクリップして、それを安定させることができる。

装置１００Ａは、Ｐｒｏｔｏｐｌｅｘ^ＴＭによって直接機能するように、またこのＰｒｏｔｏｐｌｅｘ^ＴＭ技術を使用して種々の装置の電極１１０Ａを選択および起動するように、良好に構成される。

図２Ｄおよび２Ｅに示される別の代表的な実施形態では、装置２００Ａは、薄型装置２０２Ａを備え、これをペースメーカー２０４Ａの前部および／または後部にスライドさせて配置し、ペースメーカー容積の増加を最小限に抑える。ＩＳ−１、ＩＳ−４、または他のコネクタ２０６Ａは、安定性を提供する。１つ以上の電極２０８Ａを含む前部および後部分を使用して、電場を発生させる。

図２Ｆに示される別の代表的な実施形態では、装置２１０Ａは、複数の電極２１４Ａと、導電体２１６Ａとを備えた超薄型「フレックス回路」型装置２１２Ａを備え、該装置は、ペースメーカー缶２１８Ａ上に配置され、これに接続される。

図２Ｇに示される別の代表的な実施形態では、装置３００Ａは、エレクトロニクス、ＲＦテレメトリ、およびバッテリを含む筐体３０２Ａと、電極リード３０６Ａのコネクタのためのヘッダー３０４Ａと、ペースメーカー缶３０８Ａとを備える。筐体の外部には、複数の電極３１０Ａが配置され、複数の電場を発生させる。特定の実施形態では、この装置は、標準的なリード、Ｐｒｏｔｏｐｌｅｘ^ＴＭリード、標準的なペースメーカー、および／またはＥＴの使用が可能なペースメーカーとともに使用することが可能である。

これらの実施形態のアドオンモジュールは、１つ以上の更なる電極を提供することに加えて、必要に応じて、温度センサ、圧力センサ、およびバイオセンサのような種々のセンサのプラットホーム装置とすることができる。

図３は、その遠位端に能動的固定螺旋を有するが、右心室外側壁３０４上には異なる取り付けサイトを備えた電極リード３０１の図である。電極リード３０１は、その長さに沿って１つ以上の電極３０３を有する。電極リード３０１は、図１に示される電極リード１０９と、物理的に同一である。これら２つの図の主たる差異は、この見地から、この領域３０４の機械的収縮の大きさおよびタイミング情報を得るために、電極リードの遠位端が右心室３０４の外側壁にねじ込まれることである。

これらの固定の別の方法のための臨床的モチベーションは、電極リード３０１および１０９が固定された心臓部位の局所的動作に関して、これらの電極リードを経て心臓のタイミング情報を提供することである。図１では、隔壁に取り付けられた電極リード１０９は、主に中隔の動作に心臓のタイミングデータを提供する。図３では、電極リード３０１は、右心室の外側壁に取り付けられ、主に心臓のその部分の動作に関する心臓のタイミングデータを提供する。

図４は、誘導カテーテル４０１とともに配置された分岐電極リード４０２の図である。分岐電極リード４０２を配置するために、誘導カテーテル４０１の先端を最初に右心室に配置し、次いで分岐電極リード４０２を誘導カテーテル４０１を通してゆっくりと進める。分岐電極リード４０２が右心室に入ると、横方向に外れないようにした誘導カテーテル４０１から解放され、その固有の分岐形状に広がる。蛍光透視法の下で、２つの遠位先端４０３および４０４が、右側の外側壁部位４０３および隔壁部位４０４のような心臓の所望の位置に置かれるまで、分岐電極リード４０２を進める。遠位先端４０３および４０４が所望の位置に置かれると、トルクワイヤー４０５および４０６を使用して、能動的固定螺旋を進めて、これらのワイヤーを組織にねじ込む。別様には、タインを有する受動的固定を用いて、分岐電極リード４０２を安定させることができる。

図４に示される本発明の実施形態は、非分岐の実施形態に複数の利点を享受する。本発明の心臓タイミング装置の分岐構成によって、単一の配置プロシージャにおいて、２つの能動的固定螺旋を心臓の２つの異なる領域へ配置することができる。したがって、単一のプロシージャにおいて得ることができる、心臓のタイミング情報がかなり増加する。この装置構成の更なる利点は、個々の配置によって得られる場合よりも、遠位先端４０３と４０４との間の基準位置が良好に制御されることである。

図５は、Ｕ型電極リード５０１の図である。この図は、右心室に配置した後のＵ型電極リード５０１の位置を示す。Ｕ型電極リード５０１は、その長さに沿って１つ以上の電極５０２を備える。Ｕ型構成の主なモチベーションは、電極リードと、中隔壁および右心室外側壁のような心臓の２つの壁の接触を確保することである。

Ｕ型電極リード５０１は、誘導カテーテルを使用して展開され、右心室に配置される。直線にされたＵ型電極リード５０１は、次いで誘導カテーテルの外へゆっくりと進められる。電極リードが誘導カテーテルから出るとき、Ｕ型電極リード５０１は、右心室内でその固有のＵ型形態となる。別様には、Ｕ型電極リード５０１内に配置される直線のスタイレットを使用して、最初の右心室への配置中に、そのリードを直線の位置に保持することができる。リードが右心室内に配置されると、スタイレットが取り除かれて、Ｕ型電極リード５０１は、その固有のＵ型形態となる。

Ｕ型の製造は、複数の公知の方法で達成することができる。例を挙げると、シリコンのリード本体を、加工中にＵ型に形成することができる。別様には、リード本体内の金属導電体のコイルまたはストランドを、種々の熱処理方法を使用してＵ型に形成することができる。

Ｕ型電極リード５０１は、状況に応じて、リード線に沿って能動的な固定螺旋（図示せず）を含み、上図に示されるように、それを固定することが可能である。しかし、固定に好適なターゲット領域が非常に要求の厳しい心臓の特徴である場合、または取り付けに非常に高い精度が要求される場合にのみ、当該更なる固定が必要となる。Ｕ型電極リード５０１の最適な実施形態では、能動的固定を必要としないが、その性質によって、Ｕ型が心臓の心腔内のこの位置に保持することになる。

特定の実施形態では、Ｕ型電極リード５０１は、心臓の収縮および拡張中に、前後に曲がり、またゆっくりと上下に移動する。Ｕ型の利点のうちの１つは、中隔および右心室の外側壁の動作を追跡することによって、右心室の収縮のタイミングおよび大きさを直接測定することである。

図６は、螺旋状の電極リード６０１の図である。上述の例と同様に、螺旋状の電極リード６０１は、その長さに沿って組み込まれる１つ以上の電極６０２を含む。螺旋リード６０１は、Ｕ型電極リード５０１に対して説明したものに類似した、誘導カテーテルおよびスタイレット方法を使用して展開される。Ｕ型電極リード５０１と同様に、螺旋成形されたリードの主たる目的は、右心腔の側壁との接触を確保することである。この場合、腔が収縮するときに、螺旋リードが曲がり、その１つ以上の電極間で位置の変化が測定される。電極６０２は、電極が右心室壁と接触する様々な位置で、局所的なタイミングおよび動作の情報を提供する。別のオプションは、遠位先端に能動的固定螺旋を有するためのものであるが、図６に示される好適な実施形態では、能動的固定は存在しない。

このように、上述の代表的な電気断層撮影システムは、様々な異なるアプリケーションに用いることができる。当該システムおよび方法が使用される代表的なアプリケーションは、心室内および心室間の同期不全の検出／監視であり、その特性は、ＣＲＴ（当業者は、両心室ペーシングとして公知である）の最適化に使用される有用な同期性インデックスである。心室内不全は、様々な左心室壁間、特に中隔壁と外側壁との間の収縮タイミングの不全として定義される。心室内不全は、例えば、下述の電極構成および図１に示されるような上述の装置およびシステムを使用して、比較的動きの少ない２つの電極間（例、ペースメーカー缶および心底領域にある電極）に電場を形成し、また隔壁に取り付けられた検出電極および左心室外側壁内の検出電極（必ずではないが、駆動電極のうちの１つである別の電極を参照して）における、検出電圧の変化（例、収縮動作によって生じる）を測定することによって、容易に測定することができる。心室内不全は、中隔および外側壁における検出素子の収縮動作の間の時間間隔を測定することによって計算される。心臓収縮の始まり、ピークの心臓収縮、および収縮のピーク速度のような収縮動作の複数のタイムスタンプを使用して、この計算を行うことができる。

心室間同期不全は、右心室と左心室との間の大域的なタイミング不全として定義される。心室間不全は、１つの動きの少ない電極（例、ペースメーカー缶）と中隔壁の検出素子との間に連続的な、例えば電場を発生させて、左右の心室の外側壁に取り付けられた検出電極の検出電圧の変化（すなわち、収縮動作）を測定することによって求めることができる。これらの電極の位置を、図１、３、４、５、６に示す。左右の心室の外側壁における検出電極の検出電圧の変化を観察することで、左右の心室の大域的な収縮のタイミング情報を提供する。心室間不全は、左右の心室の電極の大域的な収縮動作の間の時間間隔を測定することによって計算することができる。

本発明の別の実施形態は、係属中の米国仮出願第６０／７０６，６４１号に記載されているような、心臓の外部表面に固定された心外膜の心臓リードまたは多重電極パッチを使用することを含む。これらの開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる。この場合、電極は、上述した右心室の心内膜リードおよび左心室の心静脈リードとして、心壁運動（例、ＣＲＴの最適化）に対するものと同じ方法で使用することができる。

特定の実施形態では、当該発明は、電極ガイドワイヤをＣＲＴに提供する。これらの実施形態では、単にナビゲーションのためではなく、ＣＲＴリードおよびペースメーカーの植設中のＣＲＴの最適化のために使用される、１つ以上の電極を有するガイドワイヤを提供する。ガイドワイヤは、所望の左心室（Ｌｅｆｔ Ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ、ＬＶ）の心静脈内に配置され、電極は、心臓内に配置された他の電極（例、右心室（Ｒｉｇｈｔ Ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ、ＲＶ）の中隔、ペースメーカー缶）と電気的に接続され、電極間の動作を測定する。ガイドワイヤを使用してＣＲＴの最適なＬＶペーシングの位置を決めた後で、リード電極がガイドワイヤ電極の場所と合致するように、ガイドワイヤ上をスライドさせて電極リードを配置する。次いで、ガイドワイヤを取り除く。当該ガイドワイヤを構成する方法は多数存在する。１つの構成では、遠位端においてコイルに取り付けられた先細の核となるマンドレルを備えた標準的なガイドワイヤ構成の使用を伴う。マンドレルおよびコイルは、ＥＴＦＥのような電気絶縁コーティングでコーティングされる。次いで、絶縁コーティングをコイルの定められたセグメントから取り除いて、電極を形成する。ガイドワイヤの近位端は、外部ペースメーカーに接続する電気コネクタである。

代表的な実施形態では、電極ガイドワイヤは、従来のガイドワイヤとして構成され、心臓壁運動検出システムの一部として使用される遠位先端の近く電極を含む。この装置は、ＣＲＴの永久ペーシングリードの配置中に使用される。電極ガイドワイヤを使用して、電極ガイドワイヤを左心室心静脈システムの様々な部位内に配置することによって、またペーシング電極および動作検出電極として、ガイドワイヤ上の電極を交互に使用してＣＲＴを試験することによって、左心室電極リードの最適な配置を求める。このように、特定の実施形態では、電極誘導カテーテルまたは類似した装置を用いて、本発明の電気断層撮影アプリケーションの実行のための、リードの最適なまたは正しい位置を決定する。図７および８は、導入器、鞘、スリーブ、または他のカテーテルタイプの構成要素のカテーテル送達系の形態となりうる、電極誘導カテーテル７０１を示す。図７は、右心室に配置された誘導カテーテル７０１を示す。誘導カテーテル７０１は、その長さに沿って１つ以上の電極７０２、７０３とともに組み込まれる。また、冠状静脈洞７０６を通して心静脈７０７に配置された、第２の電極誘導カテーテル７０４も存在する。また、１つ以上の電極が、誘導カテーテル７０４に沿って組み込まれる。

誘導カテーテル７０１および７０４は、右心室または右心房において、また冠状静脈洞および心静脈において、心臓リードのための送達系の一部として使用される。当該プロシージャ中は、臨床医が、右心房、冠状静脈洞、心静脈、および右心室における、誘導カテーテル７０１および７０４に沿った心収縮の局所的なタイミングおよび大きさを監視するのに好都合である。電極誘導カテーテル７０２、７０５上の近位電極はまた、基本的に動かない心底部に配置したときに、固定基準点として使用することも可能である。

電極誘導カテーテルの主な構成は、誘導カテーテルの公知の技術を使用して達成することができる。当該標準的な製造方法は、図８に示されるように、一般に３層構成７０８を伴う。一般に、内面上にはＰＴＦＥライナーが設けられる。このデザインでは、ＰＴＦＥライナーの上に非導電性編組ワイヤーが配置される。この構成の上には、外層上に電極を備えた所定の位置に、ナイロンまたは他のプラスチック材のスリーブが熱成形される。電極７０９は、一般に、誘導カテーテル７０１または７０４の近位端上の電気コネクタに接続する１つのワイヤー７１０を備える。

冠状静脈洞に配置される誘導カテーテルはまた、次いで冠状静脈洞を越えてさらに遠くへ進めて、心静脈のうちの１つに入れることができる、より小さな電極誘導カテーテルを含むこともできる。これによって、心静脈および心臓の左側の近くの局所的な収縮のタイミングおよび動きが測定できる。当該測定は、左心室の外側壁に沿って位置する電極によって、理想的に提供される。心臓リードの送達中に、電極誘導カテーテルは、心室間および心室内不全を測定するために使用され、それによって、ペーシングリードの場所およびＡＶやＶＶ遅延のようなペーシングのタイミングパラメータなどの、心臓再同期療法の変数の最適化に使用される。

特定の実施形態では、本発明は、医師が最適なＣＲＴのための最良の心静脈を選択することができる、リアルタイムの情報を得るための迅速かつ容易な方法を提供する。当該実施形態の一例を図３０に示す。図３０に示される装置は、連続場の方法のいずれかを使用して、本特許出願書に記載された組織の動作の測定に使用することができる。なお、明確にするために、図３０に示される代表的な実施形態では、電気断層撮影技術を使用して、本特許出願書に記載された鬱血性心不全（Ｃｏｎｇｅｓｔｉｖｅ Ｈｅａｒｔ Ｆａｉｌｕｒｅ、ＣＨＦ）に対する、不全な心臓動作の測定、および心臓再同期療法（Ｃａｒｄｉａｃ Ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ、ＣＲＴ）の最適化の補助を行う。

図３０では、該装置は、電場の発生、心臓ペーシング、データ収集、データ処理、およびデータ表示のためのハードウェアおよびソフトウェアを有する電気断層撮影システム９０００と、心臓全体に３つの直交電場を発生させるために使用される、３対の皮膚電極（右／左トルソ、胸部／背部および頸部／脚部）に接続された皮膚電極ケーブル９００２と、心臓内の内部電極に接続された心臓電極ケーブル９００４と、鎖骨下血管に挿入されて、冠状静脈洞に入るために使用される誘導カテーテル９０１４と、遠位端に複数の電極を有して、誘導カテーテル９０１４を経て、主心静脈および外側および後部外側心静脈のような側枝に挿入される、１つ以上の多重電極ガイドワイヤ／ミニカテーテル９０１８、９０２２、および９０２４と、中隔壁に取り付けられた能動的固定螺旋電極９０２４を備えた標準的なＲＶリード９０２４と、を備える。

手順のステップの一実施形態は、以下の通りである。３対の皮膚電極を患者に配置して、心臓にまたがる３つの直交電場を形成する。皮膚電極ケーブル９００２を使用して、皮膚電極を電気断層撮影システム９０００に接続する。滅菌野の下で、医師は、ＲＶリードを鎖骨下血管を経て右心室に挿入し、隔壁に能動的固定螺旋電極をねじ込む。医師は、次いで誘導カテーテル９０１４を使用して、冠状静脈洞にカニューレを挿入する。誘導カテーテル９０１４を通して挿入されたバルーンカテーテルを使用した静脈造影を行って、心静脈生体構造をマッピングする。多重電極ガイドワイヤ９０１８、９０２０、９０２２を、誘導カテーテル９０１６に挿入する。第１の多重電極ガイドワイヤ９０２２を、心尖に到達するまで、隔壁に沿って大静脈へと進める。ＲＶ電極リードに加えてこの多重電極を使用して、中隔壁の動作を追跡する。第２の多重電極ガイドワイヤ９０２０を、左心室の外側心静脈のうちの１つに導く。また、第３の多重電極ガイドワイヤ９０１８を、左心室の後部外側心静脈のうちの１つに導く。心臓ケーブル９００４を電気断層撮影システム９０００に接続し、多重電極ガイドワイヤ９０１８、９０２０、９０２２の近位コネクタ９００８、９０１０、９０１２、およびＲＶ電極リード９０１６の近位ＩＳ−１コネクタ９００６に接続する。

全ての装置を配置および接続したら、３つの直交電場を発生させて、全ての電極の測定動作のベースライン測定を記録する。ベースライン心室内不全の程度を、外側および後部外側心静脈の電極（多重電極ガイドワイヤ９０１８、９０２０）と、隔壁に沿った電極（ＲＶリード遠位電極９０２４および／または多重電極ガイドワイヤ９０２２）とを比較することによって計算する。次に、ＲＶリード遠位電極９０２４および外側または後部外側心静脈内のＬＶ電極のうちの１つ（多重電極ガイドワイヤ９０１８、９０２０）によって、両心室ペーシングを行って、ＣＲＴ試験を開始する。ＬＶ電極のそれぞれ１つずつ（多重電極ガイドワイヤ９０１８、９０２０）によって両心室ペーシングを繰り返し、一方で対応する心室内不全インデックスを記録する。ＬＶペーシングの部位は各試験によって変わるが、心室内不全の測定に使用される動作検出電極は、心臓に対する位置が変化しないことに留意されたい。これによって、全ての試験を通じての心室内不全の測定値の直接比較ができる。全ての試験からのデータを使用して、ＣＲＴのための最適なＬＶペーシングサイトのマップを作成することによって、ＬＶ電極リードを配置するための最良の心静脈を識別する。

この時点で、選択した心静脈内に位置する多重電極ガイドワイヤは、他のすべてのワイヤーが引き抜かれるまでその場所に残される。その場所に残された多重電極リードのうちの近位コネクタ９００８、９０１０、または９０１２を取り除き、選択した心静脈に植設可能なＬＶ電極をワイヤーを通じて挿入して蛍光透視法の下で配置し、求めた最適なＬＶペーシングサイトの位置に合致させる。多重電極Ｐｒｏｔｏｐｌｅｘリードを植設する場合、リードに沿った多重電極によって提供される柔軟性により、選択した心静脈内の位置は重要ではない。

別の実施形態では、この時点で、全ての多重電極ガイドワイヤを取り除き、蛍光透視法の下で、標準的なリード送出具を使用してＬＶ電極リードを配置し、最も理想的な到達可能なＬＶペーシングサイトの位置に合致させる。最後に、標準的なＣＲＴ植設プロシージャを再開する。

要約すると、本発明の装置は、心静脈が最適なＣＲＴのための最良のＬＶペーシングを提供する、明確なマップを生成するための、迅速かつ容易なツールを医師に提供する。それによって、本発明は、ＣＲＴ植設プロシージャ中にＬＶリードをどこに配置するのかという未解決の問題を解決する。

本発明の電極誘導カテーテルの他の実施形態は、電極導入器、電極鞘、または電極スリーブを含み、それらは全て心臓リードの送達系の部分を形成することができる。これらの構成の１つの利点は、これらのカテーテル型装置に電極を一体化するという簡潔さである。別の利点は、これらの電極カテーテルは、すでに既存の植設可能な心臓ペーシングシステムとの互換性があることである。

特定の実施形態では、送受信信号は、誘導結合のような非接触方法を使用して、心内リードに接続される。例えば、リードの周辺に配置されて送信信号ソースに接続されたコイルは、リードと信号発生器との間で物理的な接触をせずに、ＲＦ信号をリードに接続することが可能である。

特定の実施形態では、システムおよび方法を用いて、他の電極部位間の組み合わせを測定する。電極対の配置および選択は、測定される物理的な現象を決定する。例えば、右心室内の電極と右心房内の電極との間の電圧の組み合わせは、三尖弁を開閉するタイミングを示す。特定の実施形態では、単一のリード上に多数の電極がある。例えば、ＬＶペーシングリードは、大静脈から冠状静脈洞を通ってＬＶ自由壁上の心静脈に延びる従来のペーシング電極に加えて、電極を有することが可能である。これらの電極の異なる対を選択することによって、必要に応じて、心臓の動作の異なる側面を測定することが可能である。

特定の実施形態では、電極は、様々なプロシージャ（例、ＣＲＴに対する冠状静脈洞内の配置）に使用される誘導カテーテルおよび／またはガイドワイヤ内に配置され、それらから受信した電気信号は、プロシージャ中に、カテーテルまたはワイヤーに関する更なる情報を医師に提供し、ナビゲーションを補助する。例えば、送信電極がＲＶ内にあって、受信電極が誘導カテーテルの先端にあった場合、医師は、誘導カテーテルが三尖弁を横切るときの信号の大きさの大きな変化を観察する。冠状静脈洞への入口は三尖弁の非常に近くにある（蛍光透視法の下では見えない）ので、当該観察は有用な情報を提供する。さらに、信号の変化は、カテーテルが冠状静脈洞に入ったときに観察され、その検出に使用することが可能である。

特定の実施形態では、複数の駆動電極対が存在し、それぞれが相異なる電場を発生し、それらの場は、例えば図１６に示される、異なる駆動電極対で発生させることが可能であるように、概ね異なる心内膜面に沿って配向される。特定の実施形態で生成された代表的な面は、上大静脈、冠状静脈洞、および左または右の鎖骨下領域内の植設可能なパルス発生器内に位置する、比較的動かない電極の間である。更なる電極部位には、肺動脈、および胸部、頸部、および腹部全体にわたる皮下部位、ならびに外部部位を含む。

特定の実施形態では、更なる面は、上述のものよりも比較的大きな動作を受ける電極（例えば、右心室頂部、心静脈の上に横たわる左心室など）によって生成される。代表的な実施形態では、絶対位置を得るために、他の利用可能な面に関して用いられる計算技術を用いて、検出電極に対する駆動電極の動作要素を取り除く。本システムの特定のアプリケーションでは、相対的なタイミングおよび動作情報は、絶対位置よりもさらに重要である。これらのアプリケーションでは、少なくとも、１つ以上の電場の位相の顕著な動きは、最初の範囲内で許容するか、またはこの動作を補うための非リアルタイムの計算であっても許容することが可能である。

特定の実施形態では、体内の動きの監視に現在利用可能な検出システムは、体内のカテーテルを当該方法で使用するように構成される。代表的な当該システムには、米国特許第５，９８３，１２６号に開示されているような（その開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる）、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ社のＬＯＣＡＬＩＳＡ（登録商標）、および、例えば米国特許第５，６６２，１０８号に開示されているような（その開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる）、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ ＭｅｄｉｃａｌのＥＮＳＩＴＥ ＮＡＶＸ^ＴＭが挙げられる。これらのシステムは、経皮的な小交流を送る皮膚パッチ電極を組み込んで電場を発生させる。各心内記録サイトで記録された各周波数成分の振幅を使用して、三次元の位置を分析する。これらの発明のどちらも、冗長なカテーテルアブレーションプロシージャ中の、患者のイオン化放射線への暴露の低減を意図したものであることに留意されたい。本目的は、単に移動する心内カテーテルを局所化することであるので、これらのシステムは、心臓壁運動（本発明において得られるパラメータ）が記録されないように、特にデザインされたものである。心臓動作を取り除く手段には、供給される交流信号の帯域幅を狭くすること、心臓周期に対するデータ収集をゲーティングすること、および長い時間間隔（すなわち、１乃至２秒）にわたって供給されたデータを平均すること、が挙げられる。

これらのシステムは、本発明による心臓動作を追跡するために、容易に変更される。そのようにするために、これらのシステムは、永続的でないにせよ、監視すべき心臓の領域に関連した、少なくとも一時的な記録（すなわち、検出）電極を提供するように構成される。加えて、供給された交流周波数は十分に分離され、心臓周期の中で正確かつ精密に心臓動作を特徴づけるために望まれる、より高い帯域幅のデータ取得を可能にする。さらに、心臓周期のゲーティングおよび信号の平均値算出技術は、臨床的に重要な心内周期の運動データの取得を可能にするように構成される。

本発明の一実施形態では、上述の変更を施した皮膚パッチを提供して、急性的な壁運動情報を導出する。別の実施形態では、ペースメーカーのような植設可能な心臓周期管理装置、または植設可能な心臓機能監視装置は、「診療モード」を備え、それによって、心内電極は、外部から印加された電場から位置振幅データを提供する。この点に関して、重要な心臓性能パラメータは、静止および運動の両方の状態下で、医師にかかったときに、または家庭の仮床であっても非侵襲的に記録することが可能である。更なる一実施形態では、上述のシステムは、上述の心内場発生機能を含むが、更なる一時的に加えられた電場を認識する機能も組み込む。本実施形態では、例えば、心臓再同期ペースメーカーは、医師が使用するデータを報告して、多重電極心内膜および／または心外膜を使用して、最適な左心室および／または右心室の刺激部位を選択する。特定の実施形態では、システムは、閉ループ形態で動作することによって自己最適化して、最適な心臓同期性を確保する。上述のような心内膜電場面を用いた、この例のシステムまたは別の心臓監視システムも、特定の実施形態では「診療モード」を組み込み、それによって、外部電場の印加は、システム全体の解像度を向上させる。この更なる解像度は、臨床的に有用な、量的な心臓機能パラメータの提供に、またはシステムの恒久的に植設可能な構成要素の較正に有用である。

さらに他の実施形態では、ＣＲＴ用の電極屈曲センサを提供する。これらの実施形態は、屈曲センサとして、単一のリード上の一対の電極を使用する。一実施形態では、近傍（例、１ｃｍの間隔）にある電極を、電気的に結合する。リードが屈曲すると、電極間の距離が減少し、それによって、電気的結合が変化する。測定した電気的結合信号は、電極の周囲の心臓領域内のリードの屈曲に関連する、局所的なタイミングおよび大きさの情報を提供する。心臓全体に配置される複数の電極屈曲センサを比較して、例えばＣＲＴの最適化のための、同期不全データを得ることができる。

（心機能の電気的同期性の測定）
本発明の電子断層撮影の実施形態の１つの代表的な実施形態は、以下に考察するような電気的同期性手法である。この代表的な方法は、電気的な同期性測定を初めて可能にするものである。本発明のこの実施形態はまた、壁運動も測定する。なお、本発明のこの実施形態によって、壁運動の測定は、同期性測定には不要である。

本発明の本実施形態では、心臓リードに複数の電極が設けられる。他の目的のために配置される電極も、このシステムに用いることができる。代表的な実施形態では、これらの電極は、Ｅ０、Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３などとして識別され、関連する様々な場所（例、ＬＶ内）に配置することが可能である。加えて、右心房内に配置される電極ＥＤとともに、電極ＥＣを右心室内に配置することが可能である。また、ペースメーカー缶を、別個の電極として、本発明の本実施形態に用いることができる。したがって、ペースメーカー缶は、本発明のシステムによって生じる情報に寄与する「電極」としての利用の影響を受けやすい。必要に応じて、一連の更なる電極（Ｅ’で示す）を、本発明のシステムの本実施形態に含むことも可能である。例を挙げると、これらの電極は、心臓周辺の皮下に配置することができる。本システムは、少なくとも１つの更なる電極Ｅ’_３とともに、解析のための１つの場所として、ペースメーカー缶（Ｅ’_１で示す）を含むことも可能である。この代表的な実施形態の発明のシステムの利用では、種々の電極間にＡＣ信号が設定される。例を挙げると、ＥＣは、ＡＣ信号を備える。この場合、対応するカウンタ電極は、ペースメーカーＥ’_１または経皮的（皮下）に配置されたリード上の電極のうちの１つとすることが可能であり、関連する接地となる。

次いで、必要に応じてロックイン増幅器を好都合に用いて、Ｅ０、Ｅ１、Ｅ２、またはＥ３での電圧をサンプリングする。この代表的な実施形態では、ロックイン増幅器は、電圧および特に電圧のＤＣ構成要素を測定する。例を挙げると、検出プロセスのためのＥ３およびＥＤを選択することができる。これらの電極は、Ｅ’_３のほぼ直線のライン上に配置されることが好ましい。ロックイン増幅器は、Ｅ’_３でＤＣポテンシャルを与えるものを備える。本実施例の重要な発明は、本ロックイン増幅器は、例えば、約４ｋＨｚ乃至約２０ｋＨｚの範囲の第１の周波数、および約２５ｋＨｚ乃至約３００ｋＨｚの範囲の第２の周波数の、２つの異なる周波数で作動する。血液および組織が、それらの異なる周波数で異なるインピーダンスを有することで、再同期データの生成が可能になる。

ロックイン増幅器は、関連する電極間に設けられ、ＥＤとＥＣとの間に電圧をかける役目をする。戻り経路は、Ｅ’_３に向かう。その結果、Ｅ３のポテンシャルは、Ｅ３とＥＤ、Ｅ３とＥ’_３との間の距離の関数となる。ポテンシャルはまた、その経路のラインに沿った関連するインピーダンスの関数となる。本発明の実施形態では、インピーダンスはサンプリングされない。むしろ、サンプリングは、ポテンシャルである。いずれにせよ、インピーダンスの測定も行われないが、むしろ、電圧が求められる。

Ｅ３のポテンシャルは、Ｅ３とＥＤとの間の距離、およびＥ３とＥＤとの間の材料の組成物の関数である。この測定は、（例えば、各壁内の組織の）抵抗が、左心室容積内の血液の特定の抵抗またはインピーダンスとは異なるので、臨床的な洞察に重要である。その結果、選択した２つの周波数は、異なる相対的なインピーダンスを有するように選択される。

上述の場合、低周波数（例、約１０ＭＨｚ）で、血液の抵抗対組織の抵抗において、例えば約５０％乃至約２５０％および約１００乃至約１５０％を含む、約１０％乃至約３００％の差になる場合がある。抵抗は、周波数によって変化する。周波数が高くなれば（例、約１ＭＨｚ）、比率は１に近づく。例を挙げると、血液の抵抗は約１６０Ωｃｍとなり、一方で、心臓組織では約１６０から４００Ωｃｍまで変化する場合がある。所与のアプリケーションに用いる周波数は、標準的な実験を通して、または文献を調べることによって、当業者が容易に決定されよう。

上述の代表的な実施形態では、Ｅ３でのポテンシャルは、単に容積だけでは変化しない。ポテンシャルは、異なるサンプル周波数を用いた場合に変化する。２つの送信媒体間で得られる、異なる数によって、Ｅ３とＥＤとの間の組織と血液の比率の割合を判定することが可能となる。

心臓が収縮すると、心臓壁の断面寸法が大きくなる。壁が「より大きく」なると、外部寸法がある程度まで変化する。この時点では、組織の距離は流動的である。ＬＶの厚さは、心収縮中に、中隔の厚さのように変化する。心収縮におけるＬＶの血液領域の寸法も変化する。その結果、ＬＶの厚さは、心収縮における同じ寸法よりも遠位にはるかに大きくなる。中隔の厚さの収縮と、ＬＶの収縮と、ＬＶの厚さの収縮との合計で除した、ＬＶの心収縮の解析も行うことが可能である。

上述の情報を使用して、本願明細書において血液組織比率（以下、ＢＴＲ）と称される、心臓機能のパラメータを、本実施形態によって容易に求めることができる。ＢＴＲは、ＬＶ隔壁の内側の壁からＬＶ外壁の内側の壁までの距離に等しい。この値は、血液である距離の比率であり、隔壁上の電極と外側のＬＶ動脈上の電極との間の距離で除したものである。本システムは、実際はキャビティ長とキャビティ長の合計との比率（どちらも壁厚）である、各部位に対する測定を提供する。

システム内の種々の電極のそれぞれ（例、Ｅ０、Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４、Ｅ５など）に対して、またＬＶの壁に沿った地点ＥＣ、ＥＤなどと比較して、様々なＢＴＲの測定値および同期性が存在する。この場合、ＢＴＲは、時間の関数として値を有する。ＢＴＲは、最新の計算技術によって即座に計算することができる。距離の測定ではなくて、ＢＴＲを実際に測定するので、この計算は非常に単純な計算で達成される。

本発明のこの代表的な実施形態によって求められるＢＴＲは、時間の関数である。本発明の装置によって提供される測定は、システムにおいて評価される、異なる地点のそれぞれに対する時間の関数としてのＢＴＲの曲線として表示することができる。臨床医が有効な再同期療法を提供するときに、各地点が最大収縮にある地点によって、改善された同期性を求めることが可能である。血液濃度の比率が最小である場合、測定値は直線上に並ぶ。すなわち、２つの内壁間の血液の量が最小である地点である。

本発明のセンサを使用して、再同期療法を最適化しようとする医師の目標は、これらの電極の全て、および全てのＢＴＲの測定値が同時に小さくなるまで、この療法を変更することである。

当業者には公知の、２つの数値的関連が同時に小さいときを測定する複数の方法が存在する。例を挙げると、ＱＲＳ間隔が始まるときの時間と、測定に使用されるそれぞれのＢＴＲ最小地点または電極対の時間の測定である。それらの異なる時間の全てに注目し、例えば、約１２の異なるセグメントの変動の標準偏差を計算する。その結果、これらの標準偏差は、同期性測定の１２倍である。

（電気ドップラー断層撮影の実施形態）
上述のように、当該断層撮影アプリケーションにおける検出素子によって監視することが可能な、別の連続場の特性は、検出素子で検出されるような、連続信号の周波数である。これらの実施形態は、本願明細書において、ドップラーの実施形態とも称する。

本発明の代表的な「ドップラー」の実施形態では、「ドップラートランスミッタ／センサ」という用語は、植設可能な特徴の範囲のことであり、別の時間または同時に、トランスミッタのみとなるか、センサのみのとなるか、またはドップラートランスミッタおよびセンサの両方としての役目をする能力を有する場合がある。この意味には、本発明のシステム全体のコンテキストにおいて、この能力の役目をすることができる既存の電極または他の心臓の要素を使用することが含まれる。したがって、現在利用可能な、および／または植設されたペーシングまたは検出電極は、その能力の役目をするように最初にデザインまたは植設されていなくても、本発明の範囲内のドップラートランスミッタ／センサとしての役目をすることができる。

本発明のこれらの実施形態のドップラー断層撮影方法は、臨床的環境において使用される超音波に類似した多くの様態に提供することができる。航空機から自動車、野球に至る全てのものの速度や位置を追跡するための、レーダーおよび他のアプリケーションに使用される更なる方法を、本発明の方法に使用することができる。

本ドップラー断層撮影システムに様々な電極対を用いることによって、離散周波数における各ブロードキャスト、複数の位置線、および速度を、異なる基準フレームから計算することができる。本発明の本実施形態は、臨床的に関連する大量の速度および位置情報をリアルタイムで提供する、ドップラー断層写真を作成する。現在利用可能な臨床的超音波方法の主要な進歩として、本発明のドップラー断層撮影システムによって提供されるこれらのデータは、位置決め速度のデータが、個人の解釈に内在する不一致性を有する人間の解釈を必要とする画像ではなく、数であるので、本質的に機械で使用可能である。

これらの代表的な実施形態の本発明のドップラー断層撮影システムの更なる利点は、関連する領域から遠く離れた領域からの反射信号の影響が減じられることである。これは、本発明のシステムが反射信号に依存しないからである。むしろ、本システムは、心臓内、体内、または皮膚の表面上の他の部分に位置する、単一および／または複数の電極への直接的な信号の送信によって通知される。

本発明は、複数のセンサを実用的に展開して実行して、セグメント基準で壁運動をさらに詳細に描写することができる。

したがって、本発明のこれらの代表的な実施形態の本発明のドップラー断層撮影システムは、電磁エネルギを使用して、様々な心臓構造の位置を求める。心臓壁の位置に関するデータを提供するための以前のセンサ手法とは異なり、本発明のドップラー断層撮影システムは、心臓の内外に位置する様々な電極対に対する心臓壁の相対的な運動によって生じる、ドップラー周波数のシフトを利用することによってこれらの位置を求める。

本発明のドップラー断層撮影技術の１つの利点は、ドップラー信号の単一の積分によって直接的に位置情報を計算できることである。この一意の特性は、二重積分を必要とする加速度測定法としての当該センサ手法とは対照的である。本発明のドップラー断層撮影システムの更なる利点は、両心室ペーシングの最適化に非常に重要である直接的な相対速度を、単一または複数のドップラー信号自体から直ちに利用できることである。

本発明のドップラー断層撮影方法は、臨床環境で使用される超音波に、いくつかの点で類似している。なお、本ドップラー断層撮影システムに様々な電極対を用いることによって、離散周波数における各ブロードキャスト、複数の位置線、および速度を、異なる基準フレームから計算することができる。このようにドップラー断層写真が作成される。この一意のデータは、初めて、臨床的に関連する速度および位置情報をリアルタイムで提供する。このデータは、位置決め速度のデータが、個人の解釈に内在する不一致性を有する人間の解釈を必要とする画像ではなく、数であるので、本質的に機械で使用可能である。本システムは、心臓内の他の部分に位置する受信電極に、信号を直接的に送信することによって通知される。

これらの代表的な実施形態の本発明のドップラー断層撮影システムが用いる中心的な原理は、ドップラーシフトを使用して位置および速度情報を得ることである。この事象は、十分に特徴づけられて、全ての形態の電磁放射、および音響放射に提供される。相対的な運動によって観察される波長の変化を示す標準的な式は、関連する材料における波長の伝導速度で除したトランスミッタおよび／または受信システムに直接向かう速度ベクトルを乗じた、システムに最初に導入される波長に等しい。例えば、空気中において使用されるレーダーガンの場合、その速度はほぼ光速である。本発明におけるこの原理は、本発明のドップラー送信／センサユニットによって送信される電波に適用される。

本発明の代表的な実施形態では、伝導速度は、体に印加されたＲＦ信号のイオンコンダクタンスを通じたものである。本発明の発明者によって開発されるデータと一致して、この伝導速度は、生理食塩水内の光の速度の約１０％乃至１５％である。

本発明の他の実施形態は、十分に高い周波数と、高速で放射される信号を使用する心内カテーテルに組み込まれる小型アンテナデザインとを用いる。他の実施形態は、印加された電気信号を音波エネルギに変換するための、超音波振動子を含む。この場合、音波エネルギは、次いで受信トランスデューサによって受信される。信号は、次いで、その手段において記録され、伝導速度として体内における音の速さを使用し、ドップラーの式を使用して関連情報が算出される。

本発明の代表的な実施形態では、無線周波数エネルギは、低電力で供給され、コンダクタンスを通じて送られる。各放射電極対も、潜在的に受信器である。その結果、電極の各対は、どちらも連続場をブロードキャストすることができ、同時または異なる時間に、様々な他の送信電極から場を検出することもできる。周波数帯域は、受信周波数のシフトが正確に記録されて、そのソースを求めることが可能なように、十分に分離される。

本発明の更なる実施形態では、常に関連するパラメータを計算するために、フルタイムの解析のための植設可能な基準で、または外部基準に関するダウンロードまたはリアルタイムの問い合わせを通じて、計算のオーナメントがシステムに加えられる。

ドップラーシフトは、まだ報告されていないか、または植設可能な心臓装置のコンテキストでは使用されていない。本発明は、部位およびタイミングの両方に関して両心室のペーシングを最適化するための、固体の状態で構成的な、信頼できる手段を提供する。これによって、可逆的および不可逆的虚血、特に、いわゆる「無症候性虚血」の速やかな検出が可能になる。本発明によって、永続的な植設が可能な基準で、重要な血行動態パラメータの判定が可能になる。当該血行動態パラメータには、１回拍出量、駆出率、心拍出量などの構成要素と、同様に、信頼のおける機械的手段による不整脈検出および分類とを含むことができる。

本発明のドップラートランスミッタ／センサ地点の製作は、他のセンサを超える特定の利点を有する。加速度計のような能動的な装置は、製造が困難な場合がある。この問題点は、特に、植設可能なリードへの組み込みに、または心内植設の他の手段に必要となる非常に小さなサイズにおいて強調される。さらに、体の腐食性環境から当該装置を密封することには問題がある。加えて、信頼できる形態で当該センサに電力およびデータを供給することは、非常に堅牢なシステムの製造という課題を加える。

本発明のドップラー断層撮影システムの利点は、従来の心内電極を使用できることである。実際に、本発明のシステムに使用される電極は、他の目的に使用される電極と同じであってよい。例を挙げると、ＥＣＧの心臓検出、心臓ペーシング、および細動除去パルスの供給に使用される電極を用いることが可能である。電極のこれらの他のアクティビティが、本発明のドップラー方法によって著しく異なる周波数に生じるので、当該電極を使用することが可能な複数の目的の間に干渉が生じない。

イオン伝導の速度が、自由空間的な電磁放射ではなく、本発明の一実施形態において選択された場合、伝導速度の較正が、場合によっては必要となることがある。これらの課題に対する１つの手法は、植設可能なリードのような植設可能な装置上の電極対間の距離のような送信の横断距離を計時することである。イオン伝導の速度が、血液と組織との間で著しく変動することがわかった場合、データに固有のノイズを減じるために、補正因子を組み込むことが可能である。別様には、信号自体と比較して、当該伝導速度の差異が顕著でない場合は、この因子は省略することが可能である。

本発明の装置は、非常に高い周波数領域における自由空間放射を用いた超音波振動子または小型アンテナのような、音響領域内の周波数を用いるように製造することが可能である。複数の反射によって生じる多経路信号が制限因子である場合、処理能力および選択的なフィルタリングがこれらの影響を改善する。したがって、本発明のドップラー断層撮影システムの好適な実施形態は、本発明の当初のアプリケーションを簡素化するために、イオン伝導に関連するより低い周波数を使用するためのものである。

本発明のこれらの実施形態の１つの重要な特徴的な機能は、レーダーまたは外部光線超音波とは異なり、本発明が、データを得るためにエミッタに返される反射エネルギに依存しないことである。その代わりに、本発明は、別の場所に位置する受信モードのトランスデューサによって受信される、電極対または他のトランスデューサからの一時放出に依存する。

本発明の装置および方法を使用することで、心臓の監視部分の収縮のタイミングおよび変位は、互いに、評価した位相および振幅の差、および壁セグメントを収縮させるために、互いの同期化に手動または自動的に取り入れた手段と比較することができる。このように、最大収縮は、基本的に同時に生じるか、または最小の労力で最大の血流拍出量を生じさせるという観点から最も効率的なときに生じる。

本発明の一実施形態では、再同期データは、右心室隔壁および左心室の側面に沿って心内膜要素を局所化することによって得られる。これは、心静脈を通しての心内膜手法によって、または心外膜左心室の刺激電極の配置に類似した心外膜手法によって達成することができる。この場合の本発明の装置は、互いに関連する、異なる壁セグメントの相対的位置を描写するように構成される。

この手法の代表的な一実施形態は、右心室隔壁と密接に関連して位置するリード、およびこれに加えて、左心室の表面上に位置する心静脈内に位置するリードに沿って、１つ以上のドップラートランスミッタ／センサの配置を伴う。別の方法は、心室中隔および左心室の表面に沿ってさらに横方向または後方に大まかに追跡する、ドップラートランスミッタ／センサを前壁中隔血管内に配置することを含む。

本発明の別の側面では、更なるドップラートランスミッタ／センサを、右心室の自由壁の側面に沿って配置される。これは、左心室自体の内部の心室内不全ではなく、心室間不全への理解を与える。これらのデータは、特に右心室心不全および右側心不全の場合に有用である。

本発明の代表的な実施形態は、缶、バッテリおよび処理歯車を備えた気密封止缶、または皮下配置用にデザインされたコイルのいずれかを備えた植設可能なシステムとして構成される。本発明の構成では、電力およびデータを、皮膚を通した装置に送ることができる。２つのリードが、本発明の装置から延在する。これらのリードのうちの１つは、心室間隔壁と密接に関係する右心室に配置される。第２のリードは、心静脈を通して左心室の別の側面に沿って配置することによって、冠状静脈洞にアクセスするように配置される。別様には、リードは、心臓再同期療法プロセスに類似した様態で配置することができる。例えば、左心室のリードは、好適な心静脈がカニューレ挿入に利用できない場合に、心外膜的に配置することが可能である。

システムは、互いのセンサの相対的位置が、心臓周期の過程の全体にわたって求めることができるように、各リード、または無線周波数、同調回路、ホール効果、またはフライト時間型センサのような別の位置検出器に沿った、ドップラーシフトセンサとともに構成することができる。

図１２は、本発明の植設可能なドップラー断層撮影システムの代表的な実施形態の概略図である。通信要素１は、心臓外通信および計算要素をシステム全体に提供する。通信要素１は、電源と、駆動エレクトロニクスと、オンボードの処理能力とを備えた植設可能な装置含む、様々な実施形態の形態をとることができる。より複雑な構成では、通信要素１は、完全に外部または体外部位からデータおよび電力を伝達するための手段を提供する。

右心室リード２は、通信要素１内の通信装置から現れて、通信手段１の皮下部位から、鎖骨下部静脈の入口を経て、上大静脈を通って右心房を通り、次いで三尖弁を通って右心室に沿った位置まで進む。この部位は、右心室頂部に固定されて遠位に終端する心室内隔壁と密接に関連するその遠位部分に沿って位置する。

右心室電極対３および４は、右心室リード２の遠位側面に特有である。本発明の他の実施形態では、さらに多くの数の、またはより少ない数の電極を用いることが可能である。

加えて、左心室リード５は、通信要素１の近位側面に現れる。左心室リード５は、出発後に右心室リード２と同じ経路に従い、鎖骨下血管を経て上大静脈を通って右心房に入る。この時点で、左心室リード５は、心臓の後部側面の周囲の冠状静脈洞を経て、前記洞へ流れている心静脈に配置される。

図１２は、左心室の外側の側面に沿って位置する両心室ペーシングに好都合と考えられる位置にある、左心室のリード５をさらに示す。左心室の電極対６および７は、本図において、上述の電極対３および４に類似して示される。

右心室リード２は、状況に応じて、右心室内に位置する圧力センサ８を備えることが可能である。圧力センサ８は、同様に壁運動データによって同時に得ることができる、圧力信号を提供する。圧力センサ８のような前記リードに能動的な装置の追加は、上述の、必ずではないがこの場合に使用される、多重化システムを使用することによって容易になることは特筆すべきである。

本発明の植設可能なドップラー断層撮影システムの動作の原理は、通信要素１が、異なる周波数で無線周波数を伝達するか、または発生することである。例を挙げると、３０ｋＨｚの信号は、それぞれの連続する電極対のために１００または２００ｋＨｚのシフトを有することができる。左心室の電極対６および７で感知される周波数は、通信要素１にルートバックされ、ミキサーを使用して受信周波数から減じられた発信周波数となる。得られる周波数は、周波数シフトを表し、ドップラーの式によって瞬間的な速度を計算することが可能である。このデータの処理はまた、積分によって位置を分析することが可能である。このデータの一次導関数を計算することで、加速情報を得ることも可能である。

図１３は、動いている心臓の役割を示す。心壁が３Ｄ心臓周期によって動くときに、心壁と密接に関連する右心室リード２および左心室リード５のようなリードによって、カテーテルも相応した程度に動く。これらのカテーテルが互いに近づくとき、また互いに離れるとき、上述の方法によって導出される範囲および速度情報は、それらの動きおよび前記動きのタイミングを示す様態で、心臓周期の過程にわたってシフトする。

オプションの単一または複数の圧力信号とともに、位置データおよびドップラーシフトの程度を使用して、例えば、左心室の収縮性を最大化することが目標である心臓再同期療法を最適化する。これは、左心室の筋肉のバルクの同時収縮を効果的に促進することによって得られる。

図１４は、心臓の後部側面を示す。この場合、本発明を別の好適な実施形態に統合することが可能な、両心室のペーシングシステムにおける代表的な状態である、３つのリードが示されている。

右心房ペーシングリードは、視覚的に右心房リード９内に示される。示される左心室リード１０は、冠状静脈洞に入り、次いで冠状静脈洞を通って破線で示される流路に入り、それから左心室の表面に沿った心静脈の内部を経て心臓に沿う。右心室リード１１は、本図には示されていないが、選択的に心室内隔壁に沿って密接に配置される。

ＶＣＲおよび左心室リード１０に沿った種々の電極１２によって、これらのうちのそれぞれは、上述の様態によって、ペーシングおよびドップラーシフトに関連する位置および速度情報に潜在的に使用することができる。この情報は、局所的左心室のショートニングのために、互いに関連して、また、右心房および右心室内に位置する電極と関連して取り込むことができる。更なる電極を、植設可能な発生器またはコイルの皮下の植設サイトに配置することができる。

（更なる電気断層撮影の実施形態）
本発明の一実施形態は、心臓再同期のために植設された電極の位置を特定するためのシステムを提供する。動作中に、システムは、１つ以上のターゲット装置が常駐する組織領域に場を印加する。システムは、次いで、場によって誘導されるターゲット装置から信号を検出する。次に、システムは、印加された場の検出された信号および特性に基づいて、ターゲット装置の変位または動きを求める。

本発明の更なる実施形態は、有機組織に植設されたターゲット電極の変位を求めるためのシステムを提供する。動作中に、システムは、組織領域に接続された２つの駆動電極を補助する。システムはまた、各駆動電極の近傍の補助電極を補助し、２つの演算増幅器を補助する。各演算増幅器の１つの入力は、１つの補助電極に接続され、各演算増幅器の出力は、演算増幅器の入力に接続された補助電極の近傍にある駆動電極に接続される。各演算増幅器の他方の入力は、ＡＣ電源に接続される。システムは、次いでターゲット電極上の誘導電圧を測定し、誘導電圧に基づいてターゲット電極のおおよその変位を求める。

本発明の別の実施形態は、単一のリードに接続される複数の植設されたターゲット電極の変位を求めるためシステムを提供する。動作中に、システムは、ターゲット電極が常駐する組織領域にＡＣ電圧を印加する。システムは、次いで、実質的にＡＣ電圧の周波数と同じ周波数を有する基準信号をターゲット電極で受信する。次に、システムは、基準信号とターゲット電極に誘導された電圧を混合して、混合信号を得る。システムはまた、混合信号をフィルタ処理してフィルタ処理信号を得て、このフィルタ信号によって搬送波信号を変調する。この搬送波信号の周波数は、ＡＣ電圧の周波数とは異なる。システムは、次いで被変調信号を送信する。

本発明の別の実施形態は、心臓動作を解析するためのシステムを提供する。動作中に、システムは、ｎ個の心臓電極を配置して、心臓電極が常駐する組織領域にＡＣ電圧を印加する。システムは、次いで、各電極上の誘導電圧を検出し、各心臓電極上の誘導電圧に基づいて、ｎ×ｎの相関マトリクスを構成する。システムは、続いて、相関マトリクスを対角行列にし、それによって相関マトリクスの固有値および固有ベクトルの値を求める。

図１５は、本発明の実施形態による、心臓電極の電気断層撮影のための例示的な構成を示す。図１５は、複数のペーシング電極の部位１５０３、１５０４、１５０６、および１５０７を示す。ペーシング缶１５０１は、外部または身体外の部位に常駐する。ペーシング缶１５０１は、ペーシングリード１５０２を介して電極にペーシングパルスを送信することが可能である。

部位１５０３および１５０４の電極は、右心室リード１５０２に接続され、ペーシングシステム（ペーシング缶１５０１など）のための皮下部位から患者の体（例、鎖骨下静脈の入口であることが好ましい）に入り、上大静脈を通って右心房に入る。右心房から、右心室リード１５０２は、三尖弁を通って右心室の壁に沿った場所に通される。右心室リード１５０２の遠位部分は、心室内隔壁に沿って配置され、右心室頂部内に固定して終端することが好ましい。図１５に示されるように、右心室リード１５０２は、部位１５０３および１５０４に配置される電極を含む。心室リード１５０２内の電極の数は制限されず、おおよそ図１５に示される電極の数であってよい。

同様に、左心室のリードは、実質的に右心室リード１５０２と同じ経路に従う（例、鎖骨下静脈入口および上大静脈を通って右心房に入る）。右心房では、左心室リードは、冠状静脈洞へ流れる心静脈内の心臓の後部壁周辺の冠状静脈洞を介して通される。左心室リードは、両心室ペーシングに好都合と考えられる位置である、左心室の壁に沿って横方向に提供される。図１５は、左心室リードの部位１５０６および１５０７に配置される電極を示す。

右心室リード１５０２は、状況に応じて、右心室内に圧力センサ１５０８を備えることが可能である。信号多重化配列は、ペーシングおよび信号集目的のリード（例、右心室リード１５０２）に、当該能動的な装置（例、圧力センサ１５０８）を含めることを容易にする。動作中に、ペーシング缶１５０１は、部位１５０３、１５０４、１５０６、および１５０７において各々の付随体と通信を行う。

一実施形態によれば、ペーシング缶１５０１は、電極として使用して、心臓組織にＡＣ電圧を印加する。ＡＣ電源の接地は、患者の体の別の部位にあってよく、例えば、患者の皮膚に取り付けられるパッチである。したがって、ＡＣ電圧は、ペーシング缶１５０１から接地部位への心臓組織にわたって降下する。心臓に植設された電極は、駆動電圧と接地との間のどこかに誘導電位を有する。電極上の誘導電圧を検出することによって、また誘導電圧と駆動電圧とを比較することによって、電極の部位を監視することができる。あるいは、電極が心臓内を移動する場合は、電極の瞬間的な速度を監視することができる。

システムは、組織に直流（ＤＣ）電圧を印加することも可能である。しかし、ＡＣ信号はノイズに対してより抵抗があるので、代表的な実施形態では、ＡＣ駆動電圧はＤＣ電圧よりも好ましい。電極への誘導電圧信号は、駆動ＡＣ電圧と実質的に同じ周波数を有するので、ロックイン増幅器を同じ周波数で動作させて、ノイズによる干渉を減じることができる。

システムは、種々の方法で電場を印加することが可能である。一実施形態では、システムは、ペーシング缶および既存の植設された電極を使用するか、または２つの既存の植設された電極を使用して、駆動電圧を印加することが可能である。更なる一実施形態では、システムは、患者の皮膚に取り付けられた２つの電気接触パッチを介して、駆動電圧を印加することが可能である。

同じ原理に基づいて、実質的に互いに直交する３つの方向（ｘ、ｙ、およびｚ）に３つのＡＣ電圧を印加して、三次元（３−Ｄ）空間内の電極の場所を測定することができる。図１６は、本発明の実施形態による、心臓電極の３−Ｄ電気断層撮影のための例示的な構成を示す。システムは、一対の電極１６０４を介してｘ方向にＡＣ電圧ｖ_ｘを印加する。同様に、システムは、ｙ方向およびｚ方向にそれぞれｖ_ｙおよびｖ_ｚを加える。ｖ_ｘ、ｖ_ｙ、およびｖ_ｚは、それぞれ異なる周波数で動作する。その結果、植設された電極１６０２に３つ誘導電圧が存在する。各誘導電圧は、各方向の駆動電圧の周波数に対応する、異なる周波数も有する。したがって、それぞれ異なる周波数で動作する３つの別個のロックイン増幅モジュールを使用して、３つの誘導電圧を検出することによって、三次元空間内の電極の場所を求めることができる。

（電気勾配断層撮影）
本発明の電気勾配の実施形態は、複数の利点を有する。電気勾配断層撮影は、システムにおける潜在的非線形性を補正する。電気勾配断層撮影は、非線形性が、潜在的に特定の要求に対する有用な限度外のデータに障害を生じさせる可能性がある場合のアプリケーションに選択することが可能である。

電気勾配断層撮影方法は、２つの異なる電極間の場所でＡＣ電位を測定する。ＡＣ電圧は、駆動電極と受信電極との両方に用いられる。受信電極は、駆動電極とは異なる体内の位置に配置される。現在の電流断層撮影の発明の最も単純な形態では、受信電極での振幅の変動は、接地電極と駆動電極との間の距離に関係する。

電気勾配断層撮影を使用することで、電極の正確な場所を、より高い精度で推定することが可能である。これは、複数の方向における距離の関数として、ＡＣ信号の変化率を求めることによって得られる。この変化率は、ＡＣ電位の勾配としての距離の関数である。

ＡＣ電位の勾配および受信電極部位でのＡＣ電位を測定することによって、絶対値および値の変化率の両方が得られる。この情報から、時間の関数としての、その受信電極の動作のより正確なデータが得られる。

図２６は、本発明の中で比較的にスムーズな動作システムの例を提供する。受信電極のＡＣ電位を、接地電極と受信電極との間の距離の関数としてプロットする。左から右に、単調でスムーズな関数をプロットする。しかし、この線図は線形ではない。線図は、電極付近（すなわち、駆動電極付近、および接地電極付近）では著しく非線形である。

図２７は、電気勾配断層撮影を使用して改善させることができるデータの例である。上述の例と同様に、改善されるデータは、接地電極と駆動電極との間の距離の関数としての、受信電極の電位である。しかし、この場合、一方の電極への距離が近くなると電位が低下する。

電気勾配断層撮影のいくつかの特別な利点をもたらす、この事象を解析する特異な方法が存在する。２つの状況が伴われる。１つは、駆動電極が、接地電極に対して移動している場合である。もう１つは、受信電極が、接地電極と駆動電極との間のラインに対して横に移動している場合である。これらの状況によって、接地および駆動電極間の距離が変化していないとしても、電位の降下が生じる。

これは、三次元空間における電極の位置の計算に好都合である。ＡＣ信号の変化率の勾配または傾斜を使用することは、その位置データを得るための重要な手法である。一次元においてこの手法がどのように行われるかの一例については、図２６を参照のこと。部位１にある電極は部位２へ移動する。電極が左から右に徐々に移動するときに、ＡＣ電位の傾斜およびＡＣ電位の値が記録される。

電極が右にいくらか移動するとき、その距離は、傾斜および振幅を使用して測定される。傾斜は、２つの異なる次元で正反対に対向する近接した電極を有することによって測定される。最も近接した電極にわたって差動電圧が測定されるときに、傾斜が求められる。

電極が左から右に移動するときに、それらの傾斜および振幅が求められる。電極が右へ移動するときに、振幅が変化する。傾斜に基づいて、電極が部位１から部位１ａ、部位１ｂ、そして最終的に部位２へ全距離移動するときに、有効な距離が計算される。傾斜および値の組み合わせは、順次統合されて、部位１および部位２を獲得する。

図２７に示されるように、電極は、部位３を出発して部位４まで移動する。部位３では、傾斜は正である。駆動電極が接近するとき、ＡＣ電位は増加する。電極が右へ進むとき、値は増加する。

電極が部位４に到達するまで、傾斜は逆になり減少する。そこでは、傾斜は平坦である。最終的に、傾斜は、増加し始める。部位３から部位４までの距離は、電極の位置が曲線系を通って移動するときに、傾斜と電位の変化を計算することによって単純に計算される。

上述の説明は、例証的なものにすぎない。特定のアプリケーションにおける実際の計算は、必ずしも、２次元の２つの電極間の距離を示す論証的な例ほど単純であるというわけではない。体内では、これらの場は、３次元を占める。

より厳密に電極の部位を求めるために、３つの異なる直交場を作成する。完全に直交ではないが、いくらか直交性質を有する場も、本出願に適切となりうる。これらの場のそれぞれに、異なる周波数が提供される。周波数のそれぞれの傾斜および値の組み合わせを用いることによって、電極の正確な部位の計算ができる。

図２８は、電位の傾斜および値を計算するための１つの適切な装置のデザインを示す。図には、４つの電極が示されている。電極ＡおよびＢは、リードの対向側にある。電極ＣおよびＤは、互いに対向しているが、電極ＡおよびＢから９０°の間隔で配向される。

軸Ｘは、４つの電極を収容するリード本体の軸の長さ方向に配置される。軸Ｘに垂直な軸Ｙは、電極ＡおよびＢを通る。軸Ｘおよび軸Ｙの両方に垂直な軸Ｚは、電極ＣおよびＤの中心を通る。関連する更なる電極構成は、米国特許出願第６０／６５５，６０９号（２００５年２月２２日出願）に開示され、その開示は参照することにより本願明細書に組み込まれる。

軸Ｙにおける勾配を求めるために、電極ＢのＡＣ電圧を求める。電極ＡのＡＣ電圧は、電極ＢでＡＣ電圧から減じられる。得られる絶対的な数は、電位の変化の勾配およびその次元にわたる変化に比例する。この場合、約２ｍｍとなる。

この解析プロシージャは、次のように要約される：
Ｇ_ｙ＝Ｖ_Ｂ−Ｖ_Ａ
軸Ｚにおける勾配を求めるために、電極Ｄの電圧を求める。電極Ｃの電圧は、その電圧から減じられる。これらの両方の場合では、減じる電圧は、一般に計装増幅器によって得られる。増幅器は、２つの電圧の差をとって、因子（例、１０００）によってこの差を増幅する。信号は、ロックイン増幅器に投入される。その結果、他の信号からのノイズが取り除かれて、関連する周波数での値だけが記録される。

この解析プロシージャは、次のように要約される：
Ｇ_Ｚ＝Ｖ_Ｄ−Ｖ_Ｃ
リード軸に沿った勾配を求めるために、電極ＣおよびＤの電圧を追加する。電極ＡおよびＢの電圧の合計は、この数から減じられる。この計算は、Ｘ方向における勾配、すなわち、リードの軸Ｘに沿って進む差異を提供する。

その周波数での場の値は、これらの電圧（すなわち電圧Ａと、電圧Ｂと、電圧Ｃと、電圧Ｄ）の合計によって求められる。実際には、駆動電極の３つ異なる対は、異なる軸に沿って位置する。これらの電極対は、３つ異なる直交軸線を有することが理想的である。これらの電極のうちの１つの対は、それらの周波数のそれぞれに対する勾配を発生する。これは、周波数１に対するＹ方向の勾配、周波数２に対するＹ方向の勾配、および周波数３に対するＹ方向の勾配を生成する。これらの３つの周波数のそれぞれにロックイン増幅器が用いられるので、これらの値は、全て同時に計算される。

この解析プロシージャは、次のように要約される：
Ｇ_Ｘ＝Ｖ_Ｃ＋Ｖ_Ｄ−（Ｖ_Ａ＋Ｖ_Ｂ）
図２８は、これらの概念をより適切に実証し、値の合計を判断するための、多数の適切な構造の中の１つの構造を提供する、勾配および周波数の表を示す。この手法は、３つの周波数が、互いに直交するように配置された複数対の電極からブロードキャストされる場合に有用である。

これらの４つの電極から、４つの値を計算することができる。これらの値はＸ方向の勾配、Ｙ方向の勾配、Ｚ方向の勾配、およびその全部の合計であり、その部位でのその周波数の値である。この解析プロシージャは、次のように要約される：
Ｓ＝Ｖ_Ａ＋Ｖ_Ｂ＋Ｖ_Ｃ＋Ｖ_Ｄ
図２９は、２つの異なる周波数で動作する２対の駆動電極を示す。接地周波数Ｇ_ｆ１を左下隅に示し、駆動周波数Ｄ_ｆ１を右上隅に示す。同じ電位の線を実線で示す。駆動周波数Ｄ_ｆ２は、左上隅にある。接地周波数Ｇ_ｆ２は、右下隅にある。その周波数の等電位線を破線で示す。

電極が、これらの線のうちの２つが交差する所に好都合に位置する場合、それらの周波数のそれぞれでの勾配を測定することができる。この勾配は、これらの周波数のそれぞれにおける等電位のベクトルとして提供される。部位Ｒの受信電極は、周波数ｆ_１の等電位線に垂直である矢印と、周波数ｆ_２の電位が増加する方向を指すベクトルを示す黒い矢印とを持つ。

値および勾配から、距離が求められる。例を挙げると、電極は、等電位ラインＥ_ｆ１に沿った位置に配置される。電極はまた、電極に垂直である等電位線Ｅ_ｆ２上にある。それらの２の数から、空間内の電極の場所が求められる。

電極が空間内を別の位置に移動するとき、連続する測定値が得られる。電極は、元の部位Ｒ_０から部位Ｒ_１へ移動する。電極が部位Ｒ_１にあるとき、勾配（すなわち駆動周波数ｆ_２の値）は変化しなかった。それは依然として駆動周波数ｆ_２と同じ電位にある。勾配は、方向がわずかに変わり、角度は、勾配がなお駆動周波数Ｄｆ_１の方を指すように変化した。その角度はわずかに異なるが、その他の点では、大きく変化しなかった。

一方では、駆動周波数ｆ_１に関して、電極は、等電位線Ｅ_ｆ１から等電位線Ｅ_ｆ２へ移動している。その勾配が公知のとき、元の部位Ｒ_０から部位Ｒ_１まで距離は直接計算される。これは、元の部位Ｒ_０から部位Ｒ_１まで向かうときの傾斜の変化によって達成される。これは、第１の組の図で説明した１次元の場合に類似している。次いで電極が部位Ｒ_２へ移動する場合、勾配は周波数ｆ_２にあり、角度が再び変化し、値が著しく変化した。

しかし、電極が等電位線Ｅ_ｆ２に沿って移動したので、周波数ｆ_１の周波数は変化しなかった。これから、電極が第２の周波数の勾配に沿って進んでいることが計算される。部位Ｒ_１および部位Ｒ_２の距離は、上述の一次元の図で示したものに類似した様態で計算される。これらから、勾配のマトリクスおよび値が計算される。各々の電極の部位は、本願明細書に記載されたものに類似した方法で求められる。

本発明の異なる電気勾配断層撮影の実施形態は、共通の特性を有する。２対の電極が、互いから９０°の位置に、相対して位置する。それらの４つの電極から、三次元の電気勾配、すなわち、Ｘ、Ｙ、およびＺが計算される。電極の絶対値は、ここでは周波数Ｆ１、Ｆ２、およびＦ３で示される、複数の周波数においても計算される。

それらの１２の勾配の値、および３つ異なる周波数の値から、体内のその位置の部位を生成する信号変化が現される。これらの値が変化するときに、１つの部位から別の部位への動作も測定される。

図２９は、２次元空間における本発明の単純な一例を示し、これらの教義は、当業者によって３次元空間に容易に適用される。

（磁気断層撮影）
本発明の磁気断層撮影の実施形態の側面は、上述の電気断層撮影のものに類似している。本発明の代表的な磁気断層撮影の実施形態では、磁場信号が電圧に変換されると、それらはロックイン増幅器で復調される。この時点で、振幅は位置の関数である。本発明の様々な場の実施形態中のデータの収集および処理の共通性は、本出願の回路およびデータ方法の部分においてさらに明らかである。

電気と磁気の断層撮影の差異は、どのように電場が発生するか、どのようにそれらが検出されるか、および関連する場が何か、にある。磁気断層撮影の場合、関連する場Ψは、磁気ベクトル場Ｂである。磁場は、永久磁石によって発生させることができる。しかし、代表的なアプリケーションでは、磁場は、多重ターンドコイル（ｍｕｌｔｉ−ｔｕｒｎｅｄ ｃｏｉｌ）によって容易かつ制御可能に発生される。磁場は、コイル、フラックスゲート、ホール効果センサ、磁気抵抗装置、または超電導量子干渉素子のような、あらゆる好都合なプロトコルを使用して検出することが可能である。

図９に示される本発明の磁気断層撮影の実施形態では、磁気コイルは、双極子として作用し、またソース発生器として作用する。別の磁気コイルは、双極子受信器であり、受信要素としての機能を果たす。交流がコイルを通過すると、ファラデーの誘導法則によって磁場が発生する。この磁場の変化は、受信コイルに起電力を誘導し、検出される。

電気断層撮影と比較して、磁気断層撮影の１つの利点は、磁場が、電場とほぼ同じくらい、組織に影響を受けないことである。組織の磁気誘電率および透磁率は、磁場に対して１である。介在組織は磁場を全く妨害せず、磁気断層撮影に基本的に透明な媒体を提供する。

磁場に対する介在組織の透明性によって、正確な距離を求めることができる。様々な距離の信号レベルを計算することができ、また逆問題を解くことができる。本発明の発明者らの一部は、信号が、１００ターンのコイルに対して、５ｃｍで０．５ｍＶであることを示す計算を完成させている。このコイルのサイズは、６フレンチのカテーテルに見られるものと比較することができる。このサイズの装置は、心臓での使用に非常に好都合である。

非常に小型であるにもかかわらず、電圧感度は、約４０μＶ／ｍｍである。これは、コイルが、異なるコイルによって発生させた磁場を通って動くときに、コイルによって検出される電圧の変化である。

表１において一般化されるフレームワークに結びつけることで、磁場

は、連続場として印加され、次式で表される：

ここで、振幅は位置の関数である。周波数が固定された場合には、ロックイン復調を使用して振幅を求める。電気断層撮影の実施形態に類似して、より高い周波数の位相シフトの検出も、断層撮影データの収集に用いることができる。

電場の使用と比較して、本発明の磁気断層撮影の実施形態の１つの差異は、電圧場はスカラー量であるが、磁場はベクトル量であることである。その結果、最も効果的に磁場のベクトル方向を求めるために、実空間の各次元につき１つずつ、３つのコイルを用いた。３コイルの手法によって、磁場のベクトルを求めることができる。

完全な逆問題に対処するために、図１０に示されるように、三次元傾度測定器が提供される。送信コイルを介した公知の電流を与えることで、三次元傾度測定器は、方向および分離の両ベクトルの位置の厳密解を求めることができる。送信コイルと受信コイルとの間には、６自由度が提供される。このように、時間の関数としての、心臓の隔壁と自由壁との間のなどの絶対距離が求められる。壁の位置および動きの全体画像の再構成が提供される。本発明のこの機能は、以下に詳述するように、心臓同期性および他の重要な心臓のパラメータを求めるのに有用である。

図１７は、本発明に一実施形態による、誘導子コイルを使用した磁気断層撮影のための例示的な構成を示す。駆動電流ｉは、駆動コイル１７０２を通り抜けて、心臓とその周囲の組織を取り囲む磁場を生成する。同様に、破線で表される磁力線は、駆動コイル１７０２のＮ極から生じて、Ｓ極へとカーブする。

電極１７０４は、心臓の右心室内に位置し、ペーシングリード１７０６に接続される。電極１７０４は、誘導子コイルも含む。磁場は、誘導子コイルに電流を誘導する。特に、ｉが正弦波ＡＣ電流である場合、磁場は、同一周波数を有する回転正弦波場である。ファラデーの誘導法則によれば、誘導子コイル内の誘導電流は、同様に同一周波数を有する正弦波ＡＣ電流である。したがって、ロックイン増幅器を使用して誘導電流信号を検出することができ、続いて、既存の磁場によって電極１７０４の部位を求めることができる。

コイルに誘導される電流の強度は、そのコイルによって捕らえた磁束に比例するので、単一の誘導子コイルは、電極の位置を正確に示すには十分でない場合がある。例えば、図１７では、電極１７０４が磁力線の中央付近にあり、ほぼ同じ方向に整列配置された場合、誘導電流がほとんど変化しない場合がある。本発明の一実施形態は、三次元磁気傾度測定器を使用することによって、この問題を解決する。

図１８は、本発明の実施形態による、磁気傾度測定器を使用した３−Ｄ磁気断層撮影のための例示的な機構を示す。３−Ｄ磁気傾度測定器１８０２は、実質的に直交する３つの方向に整列配置される、３対の対向する誘導子コイルを含む。各方向において、２つの対向するコイルは、逆の巻線方向（例えば、一方が時計方向に巻回され、他方が反時計方向に巻回される）である。磁場内に配置した場合、２つのコイルに誘導される２つの電流は、逆の方向に流れる。一対のコイルにおける正味電流は、２つのコイルによって捕らえられる磁束における差異を示す。磁場の強度を測定する代わりに、一対の対向するコイルは、１つの所与の方向において、磁場の変化（すなわち、磁束の勾配）を測定する。直交する３対のコイルを使用することによって、３方向の磁場の勾配測定することができ、また傾度測定器を含む電極の位置を正確に特定することができる。

（電磁断層撮影）
上述の項は、ロックイン増幅器によって、電気および磁気断層撮影における振幅および位相を求めることができる様態の検討を提供するものである。上述のように、振幅の検出は、低周波のＡＣ発振において容易に用いることができる。他の実施形態では、位相の検出は、例えばより高い周波数で用いられる。超短波（例、数ＧＨｚ以上）で、対応する波長は、体の代表的な大きさよりも短くなる。この事象は、電場または磁場の個々においてではなく、電磁場において、ドップラーシフトを観察する機会を提供する。

この電磁場は、電気または磁気場のための上述の同じ検出方法によって検出される。基本的に、波は体内を伝播しているので、その速度に関連するドップラーシフトが存在することになる。表１に要約される統一的フレームワークでは、Ｅ（ｔ）またはＢ（ｔ）のいずれかの電磁波が存在し、これは速度の関数である。一方で、上述の例では、振幅および位相の差異は位置の関数であったが、電磁断層撮影の場合、速度の関数である周波数が存在する。

ＦＭ復調を使用して、高精度でこれらの小さな周波数の差異を検出する。実際の検出素子は、多数の異なる装置から選択することができる。例えば、検出素子は、他の可能な検出器の中で、電極、電場を検出するアンテナ、または磁場を検出するコイルとすることができる。それらの信号は、ＦＭ復調器および渡され、周波数の関数としての速度が求められる。次の式によって表される速度のシフトが存在する：

ここで、Ｃは光速である。

この速度シフトは、介在組織の影響とは全く無関係である。発生している場の正確な周波数が公知であるので、無関係なノイズ帯域幅を除外する必要がある場合に、非常に正確な測定を行うことができる。

（電極断層撮影システムの動作）
電気断層撮影および磁気断層撮影のどちらも、電極への誘導正弦波信号の検出を伴うので、いずれかの技術を使用した電極断層撮影のためのシステムの動作は、類似した原理に基づくことができる。したがって、本願明細書の例は、電気断層撮影システムを参照して説明しているが、以下の説明から、当業者には類似した機構が直ちに明らかになろう。

電場を印加する電極断層撮影システムの１つの利点は、システムが、既存の心臓ペーシングシステム上で動作できることにより、患者へのリスクが最小限に抑えられることである。図１９は、本発明の実施形態による、既存のペーシングシステムに基づいた電気断層撮影システムを示す。この例では、複数のペーシング電極が患者の心臓内に植設される。これらの電極は、通常の心臓ペーシング用の市販の電極であってよい。

電圧駆動およびデータ収集システム１９０４は、ペーシング缶１９０２に接続する。システム１９０４は、右心房（ＲＡ）、左心室（ＬＶ）、および右心室（ＲＶ）内に常駐する電極にも接続する。ペーシング缶１９０２からのリードは、最初にシステム１９０４にルーティングされ、次いで電極にルーティングされる。システム１９０４は、このリードを使用して、ペーシング缶１９０２を含むあらゆる電極を駆動することができ、またこのリードを介して、非駆動電極上の誘導信号を検出することができる。システム１９０４は、接地のような外部電圧基準点に接続することが可能な、基準ポートも有する。図１９の例では、電極１９０８は、リードを介して基準ポートに接続され、接地基準電圧１９１０に接続される。

上述の機構によって、ペーシング缶１９０２は、電極に通常のペーシング信号を送信し、一方で、電気断層撮影を行うことができる。ペーシング信号が一般に短パルスであり、一方で、駆動電圧は、明確な周波数を有する一定の正弦波信号であるので、当該同時動作が可能になる。さらに、システム１９０４は、皮膚の心電図（ＥＣＧ）データを受信して、電気断層撮影信号の解析を支援することが可能である。システム１９０４はまた、コンピュータ１９０６をインターフェースして、収集したデータに基づいて解析を行う。

図２０は、本発明の実施形態による、図１９の電圧駆動およびデータ収集システム１９０４のための略回路図を示す。システムは、システムマザーボード２０２２と、シャーシ２０３０とを含む。システムマザーボード２０２２は、Ｉ／Ｏモジュール２００８のような複数の入出力（Ｉ／Ｏ）モジュールに対応する。また、システムマザーボード２０２２は、信号バス２０１０と、変調器バス２０２０と、パススルーモジュール２０１２と、ロックイン増幅モジュール２０１４と、一組の変調器ソース２０２４とを含む。

Ｉ／Ｏモジュールは、それぞれが１つのデータチャネルの役目をする、複数のＩ／Ｏ回路を含むことが可能である。Ｉ／Ｏモジュール２００８内のＩ／Ｏ回路は、ダイオード２００２と、レジスタ２００４とを含む、ループバックステージを有する。レジスタ２００４およびダイオード２００２によって、ペーシング缶からのペーシング信号を通過させて電極に到達させることができる。加えて、レジスタ２００５およびダイオード２００２は、断層撮影システムによって使用される、ペーシング缶からのＡＣ駆動電圧を分離する役目をする。

結合コンデンサ２００６によって、電極から誘導されたＡＣ信号を受信することができる。コンデンサ２００６はまた、電極が駆動電極としての機能を果たすときに、駆動ＡＣ電圧を電極に接続する。それに応じて、スイッチ２００７は、接続された電極が駆動電極であるときに入れられ、接続された電極が検出電極であるときに切られる。

信号を受信するとき、Ｉ／Ｏモジュール２００８は、信号バス２０１０に受信ＡＣ信号を送信し、続いて、ロックイン増幅モジュール２０１４に受信信号を送信する。ＡＣ電圧の駆動に使用するとき、Ｉ／Ｏモジュール２００８は、変調器バス２０２０からＡＣ電圧を受ける。変調器ソース２０２４は、複数のＡＣ電源を含み、複数の電極を同時に駆動できることに留意されたい。それに応じて、変調器バス２０２０は、適切なＩ／ＯモジュールにＡＣ駆動電圧をルーティングする役目をする。

ロックイン増幅モジュール２０１４は、複数のロックイン増幅回路を含む。ロックイン増幅回路では、入力信号が最初に増幅され、次いで、基準周波数を有する信号によって逓倍されて積信号（ｐｒｏｄｕｃｔ ｓｉｇｎａｌ）を生成する。入力信号が、電極に誘導された検出ＡＣ信号であるとき、積信号が、誘導ＡＣ信号のレベルを反映する直流成分を有するように、対応するＡＣ駆動電圧は、基準信号として使用される。積信号は、次いで、低域フィルタ２０１８によってフィルタ処理されて、ペーシングパルスを含む、他の周波数におけるあらゆるノイズを取り除く。さらに、パススルーモジュール２０１２は、あらゆるロックイン増幅を行わずに、データ収集モジュール２０３２に、受信信号を直接送信する。

筐体２０３０は、データ収集モジュール２０３２と、コンピュータモジュール２０３４とを含む。データ収集モジュール２０３２は、受信信号をデジタル化して、コンピュータモジュール２０３４にデータを転送する。コンピュータモジュール２０３４は、中央処理ユニット（ＣＰＵ）と、メモリと、ハードディスク装置とを含むことが可能であり、データの格納および解析を行う。キーボードおよびディスプレイ２０３６は、コンピュータモジュール２０３４をインターフェースして、データの入出力を容易にする。

（同相モード除去）
電極に誘導される小信号の検出における１つの課題は、同相モードの問題である。特に、血液に潜没された（または有機組織に囲まれた）２つの電極を使用して、ＡＣ電圧を駆動するとき、この２つの電極間のインピーダンスは、電極と血液（または有機組織）との間のインターフェースにおけるインピーダンスによって左右される。例えば、電極と血液との間のインピーダンスは、およそ数ｋΩになりうるが、一方で、血液のインピーダンスは、およそ数百Ωにしかならない。この支配的な界面インピーダンスは、インターフェースでの大きな電圧降下をもたらす。この界面インピーダンスの変動によって、組織領域にわたる場の強さが著しく変化しうる。得られる電圧の変動は、その部位を求めるべきターゲット電極に誘導される信号のあらゆる変化を容易に圧倒しうる。

図２１は、４つの電極を使用することによって、電極の大きな界面インピーダンスの影響を取り除く、本発明の一実施形態を示す。２つの駆動電極２１０６および２１１０は、血液（または有機組織）２１０１中に潜没される。２つの補助電極２１０８および２１１１は、それぞれ電極２１０６および２１１０の近傍に配置される。

電極２１０６および２１１０の大きな界面インピーダンスの影響を取り除いて、血液（または有機組織）２１０１にわたって安定したＡＣ電圧降下を得るために、システムは、２つの演算増幅器（ＯＰＡＭＰ）２１０２および２１０４を補助する。ＯＰＡＭＰ２１０２の正入力は、補助電極２１０８に接続され、ＯＰＡＭＰ２１０４の正入力は補助電極２１１１に接続される。ＡＣ電源は、２つのＯＰＡＭＰの２つの負入力間に接続される。駆動電極２１０６は、ＯＰＡＭＰ２１０２の出力に接続される。それに応じて、駆動電極２１１０は、ＯＰＡＭＰ２１０４の出力に接続される。

この構成では、ＯＰＡＭＰの２つの出力が実質的に同じ電位を有するので、補助電極２１０８と２１１１との間に安定したＡＣ電圧降下が保持される。さらに、補助電極２１０８および２１１１の周囲には、大きな界面インピーダンスも存在するが、２つのＯＰＡＭＰを通って流れる、無視してよい電流しか存在しない。したがって、補助電極２１０８および２１１１の大きな界面インピーダンスによる電圧降下は、最小である。結果的に、血液（または組織領域）２１０１にわたる電圧降下は、駆動ＡＣ電圧のものと同じに保持される。

しかし、駆動電極２１０６と２１１０との間の電圧の差は、一定ではない場合がある。これは、（補助電極２１０８と２１１１との間の電圧降下は一定であり、また血液のインピーダンスは、一般に安定した状態を保つので）血液を流れる電流が一定に保たれるからである。駆動電極２１０６または２１１０の界面インピーダンスに変化があるたびに、これらの駆動電極への電圧も対応して変化する。それでも、血液領域にわたる電圧降下は安定しており、その部位を求めるべきターゲット電極の誘導電圧の変化の検出を容易にする。

他のタイプの同相モード干渉が存在する場合もある。例えば、駆動電極および補助電極は、組織とともに動くことが可能であるので、電圧分布を変化させる。この同相モードの影響を軽減する１つの方法は、単一のターゲット電極への誘導信号の絶対値の代わりに、複数のターゲット電極への誘導信号の差を測定することである。しかし、この比較研究法は、各ターゲット電極ごとの各ロックイン増幅器のゲインの慎重な較正を必要とする場合がある。

（１つのワイヤーを通じた複数の断層撮影信号の同時送信）
図２２は、周波数分割多重化を使用して、単一のワイヤーを通じた複数の断層撮影信号の同時送信を可能にする、本発明の一実施形態を示す。動作中に、システムは、組織領域全体にベース周波数ｆ_０を有するＡＣ電圧を印加する。すべての電極は、モジュール２２０２のようなマルチプレクサモジュールを備える。モジュールは２つの入力を有し、１つは、断層撮影信号のための電極からのものであり、もう１つは、ベース周波数ｆ_０のためのものである。

例えば、モジュール２２０２では、断層撮影信号は、最初に増幅され、次いでベース周波数ｆ_０によって逓倍される。図２２に示される例では、モジュール２２０２はまた、２つのスイッチを含み、これらは、断層撮影信号およびベース周波数信号のためのサインを任意に選択できるようにする。低域フィルタ２２０４は、次いで逓倍信号をフィルタ処理する。低域フィルタ２２０４のカットオフ周波数は、ベース周波数ｆ_０とほぼ同じ（例、１００KＨｚ）である。したがって、低域フィルタ２２０４は、より小型のコンデンサを使用することができ、モジュール２２０２は、電極に局所的に常駐できる。

一方、周波数逓倍器２２０６は、ベース周波数を逓倍して、搬送周波数２ｆ_０を生成するが、これはモジュール２２０２に特有である。周波数ミキサー２２０８は、続いてフィルタ処理信号と搬送周波数を混合して、共通の信号リターンワイヤー２２１０に出力信号を送信する。

各周波数分割マルチプレクサモジュール内では、周波数逓倍器は、異なる因子でベース周波数を逓倍する。結果的に、全ての電極からの断層撮影信号は、異なる搬送周波数（すなわち、２ｆ_０、３ｆ_０、．．．、ｎｆ_０）によって搬送される。したがって、システムは、信号間の懇親が最小限である信号ワイヤーを通じて複数の断層撮影信号を同時に送信することができる。

デマルチプレクサ回路は、外部システム２２１８内に、またはペーシング缶内に常駐することが可能である。各断層撮影信号のために、デマルチプレクサモジュール２２１４のようなデマルチプレクサモジュールが存在する。デマルチプレクサモジュールは、同じベース周波数ｆ_０を使用して、断層撮影信号の搬送周波数と同じ搬送周波数を生成する周波数逓倍器を含む。また、デマルチプレクサモジュールは、周波数逓倍器によって供給される搬送周波数で動作する従来のロックイン増幅器を含む。このように、システムは、異なる搬送周波数で混合信号を逆多重化して、各断層撮影信号を再生させることができる。加えて、デマルチプレクシングシステム２２１８は、デマルチプレクサモジュールおよびマルチプレクサモジュールにｆ_０の信号を提供する、ベース周波数発生器２２１２を含むことも可能である。

（圧力場断層撮影）
音響は、圧力場である。本発明の断層撮影に、連続場として圧力を使用することで、圧力場は時間の関数となる。表１に示される３つ全ての検出方法（すなわち、振幅、位相、および周波数）を使用して、音響を測定することができる。

上述の連続場の実施形態と同様に、音響は、次式で表される連続場を発生させる：
Ψ＝Ａｓｉｎ（２πｆｔ＋φ）
Ａ、ｆ、またはφのいずれかは、関連するパラメータの関数である。

Ｐ（ｔ，ｖ）＝Ａｓｉｎ（２πｆ（ｖ）＋φ）（ｆの変化が小さい場合の代表的な実施形態では、ＦＭ復調が用いられる。）
圧力場断層撮影の場合、トランスデューサは、エンジニアリングおよびアプリケーションパラメータに基づいて選択される。例を挙げると、超音波の場合、体の組織内に圧力波を発生させる圧電結晶が適切である。選択的に、小さな音響トランスデューサおよび他の音響生成器を用いることができる。

代表的な実施形態では、圧力波は、別のピエゾ電気変換器によって検出される。単純な実施形態では、周波数シフトを観察する。一例では、２つのリードが提供され、それぞれこれらの圧電トランスデューサのうちの１つを備え、互いに関連して動く。その結果、周波数におけるドップラーシフトが存在する。これは、次式のように表される：

ここで、Ｃは、媒体内の音響の速度である。

この周波数は、復調して速度を求めることができる。圧力場の振幅および位相を用いて、断層撮影データを収集することもできる。音響が組織を介して移動するとき、音響に対する減衰因子が存在する。また、組織を介して広がる音響に由来する因子も存在する。これらを理解することによって、振幅は、位置の関数として変化するものと結論することができる。

加えて、位相は、速度の関数として変化する。ロックイン検出またはいくつかの干渉計技術を用いて、位相変化を求める。

（光断層撮影）
電気および磁気断層撮影の周波数アプリケーションとともに、光は、電磁波に分類される。しかし、光の特性は、光固有（しばしば一意）の特性によって、本発明に特別なアプリケーションおよび機会を提供する。

光を取り扱うために利用できる多様な技術によって、極めて微弱な信号の検出、および信号の特性を正確に判定することができる。これらの技術は、当業者に公知である。

代表的な光断層撮影の実施形態では、ＬＥＤまたはレーザーのような明視野発生要素（すなわち発光体）が、第１の部位（例、１つのリード）に提供される。フォトダイオードのような光受容器は、例えば、関連するターゲット組織の部位に安定的に関連付けられた別のリード上の、関連する組織部位に提供される。振幅が組織によって減衰されたときの振幅の変化は、必要なデータを提供する。

一方ではリードに、他方では光受信器に光源を備えることで、受信光の強度を決定する２つの影響が存在する。１つは、光が点光源から発せられるときの光の単純な散乱である。もう１つの影響は、介在組織の光の吸収および散乱による減衰である。

光がある光源から発せられるときの光の散乱は、１／ｒ２で進み、ＬＥＤまたは非平行レーザーに対して存在する。この影響は、平行レーザーには生じない。受信光の強度を決定する他の影響は、介在組織の吸収および光散乱による減衰の影響である。この減衰因子は指数である。任意の波長で考慮されるいくつかの減衰が存在することになる。光が減衰もなく比較的妨げられずに体組織を通って進む場合、近赤外線の光の特定の波長が存在する。したがって、光強度を減じる影響は、近赤外領域では比較的小さい。それに応じて、近赤外領域を選択して減衰の影響を軽減することができる。当該波長は、光断層撮影に望ましいウィンドウを提供する。それでもなお、この影響は、数センチメートルの深度の拡散を示す。近赤外領域の光が用いられる代表的な実施形態では、光は、約５００乃至約２０００ｎｍの波長を有する。

距離を確認するために、これら２つの影響の相互作用が較正または計算される。よって、断層撮影システムは、例えば、未加工のデータを調整してこの影響を補い、有用な情報を提供することによって、またはシステムをエンジニアリングしてこれらの影響を補って利用することによって、明確な断層撮影情報を収集するようにデザインされる。

受信器とソースとの間の空間が散乱長未満である領域では、１／ｒ２因子が支配的である。受信器およびソースがいくらかの散乱長離れている領域では、指数因子が支配的となる。中間で、両因子は、断層撮影装置およびデータの有効性を最適化するものと考えられる。

減衰を定量化することによって、受信光のレベルの関数としての位置が求められる。加えて、光の変調によって、無関係な信号を除去するために、他の機能に加えてロックイン検出を行うことができる。

２つのリードが互いに関連して動くとき、位相シフトが存在する。これは、干渉計法によって検出される。干渉計法は、光ビームにおける位相シフトを求めるのに定評があり、当業者には公知である。

ソースが受信器と関連して移動するとき、周波数シフトが存在することになる。この事象は、上述の電磁波の場合において説明したものである。しかし、光の範囲では、より高い周波数に遭遇する。テラヘルツは、最大で数百テラヘルツである。しかし、こうした極高周波にもかかわらず、近接場における周波数シフトに関して、波長は、電極間の離間距離よりもさらに短い。したがって、周波数シフトは、光スペクトル電磁波において観察される。ホモダイン検波方式を使用して、干渉計法におけるその周波数シフトを非常に正確に測定する。この手法は極めて細密な周波数シフトを取り出して、２つのソースの相対速度の細密な測定を提供する。

（温度場断層撮影）
温度場断層撮影の場合、熱源および基準線の２つのソースが提供される。これらのソースは、ペルチェ冷却器、熱電冷却器などのような一連の装置とすることができる。温度勾配は、発生器と基準線との間に発生する。ソースにわずかな温度差を持たせることによって、温度勾配が発生する。代表的な実施形態では、温度勾配は、約０．１乃至約２℃／ｃｍ（例、１℃／ｃｍ）マグニチュードの範囲である。その勾配に沿って配置されて測定する超高感度の温度センサを導入する。

振幅が関連するパラメータである場合、温度の振幅は、位置の関数として変動する。上述の実施形態に類似することで、この温度勾配は、「ＡＣ」の形態で変調される。振幅は、温度場断層撮影で最も容易に検出される。位相は関連するパラメータである場合、位相は、速度の関数として検出される。

（代表的なシステムに見いだされる更なる機能）
当該システムの実施形態は、本発明によって提供される壁動作データの臨床的ユーティリティを改善するために、他の生理学的センサを組み込む。例えば、組織的な圧力が低下している壁運動の最適化は、不適当なペーシング、構成要素障害、または他の潜在的な生理的に有害な状態（例、出血性ショック）となりうるので、一体型圧力センサは、重要な検証手段を有する自己最適化心臓再同期ペーシングシステムを提供することが可能である。１つ以上の圧力センサは、電気的な介入を必要とする悪性の不整脈（例、心室細動）の診断に使用される、重要な情報を提供することも可能である。他のセンサを組み込みことも想定される。

特定の実施形態では、システムは、本発明の譲受人の会社の多重化システムのような、更なる要素および機能を含むことが可能である。この多重化システムは、以下の米国特許に部分的に記載される：現在係属中の米国特許出願第１０／７６４４２９号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ Ｅｎｈａｎｃｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ」（２００４年１月２３日出願）、米国特許出願第１０／７６４１２７号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｆｏｒ Ｍｅａｓｕｒｉｎｇ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」（２００４年１月２３日出願）、米国特許出願第１０／７６４１２５号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｒｅｍｏｔｅ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ」（２００４年１月２３日出願）、米国特許出願第１０／７３４４９０号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｉｎｇ Ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」（２００３年１２月１１日出願）、米国暫定特許出願第６０／６３８，６９２号、名称「Ｈｉｇｈ Ｆａｔｉｇｕｅ Ｌｉｆｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ」（２００４年１２月２２日出願）、および、米国暫定特許出願第６０／６３８，９２８号、名称「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｆｏｒ Ｐｒｏｇｒａｍｍｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌｉｎｇ ａ Ｃａｒｄｉａｃ Ｐａｃｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅ」（２００４年１２月２３日出願）。これらの出願は、参照することによりそれらの全体が本願明細書に組み込まれる。

本発明の発明者らの一部は、ドップラー、圧力センサ、更なる壁運動、および他の心臓パラメータの検出装置を開発した。これらの一部は、以下の現在出願されている仮出願に組み込まれる、米国暫定特許出願第６０／６０７２８０号、名称「Ｏｎｅ Ｗｉｒｅ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ａｎｄ Ｔｒｅａｔｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅｓ」（２００４年９月２日出願）、米国特許出願第１１／０２５８７６号、名称「Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ ｈａｖｉｎｇ Ｓｔａｂｌｅ Ｇａｕｇｅ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒｓ」、米国特許出願第１１／０２５３６６号、名称「Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒ Ｃｉｒｃｕｉｔｓ」、米国特許出願第１１／０２５８７９号、名称「Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ Ｈａｖｉｎｇ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒｓ ｔｏ Ｐｒｏｖｉｄｅ ｆｏｒ Ｌｏｗ Ｄｒｉｆｔ」、米国特許出願第１１／０２５７９５号、名称「Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ Ｈａｖｉｎｇ Ｎａｔｕｒａｌ Ｐｌａｎｅ Ｐｏｓｉｔｉｏｎａｌ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒｓ」、米国特許出願第１１／０２５６５７号、名称「Ｉｍｐｌｅｍｅｎｔａｂｌｅ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ」、米国特許出願第１１／０２５７９３号、名称「Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ Ｈａｖｉｎｇ Ｓｐａｃｅｒ Ｍｏｕｎｔｅｄ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒｓ」、米国暫定特許出願第６０／６１５１１７号、名称「Ｓｔａｂｌｅ Ｍｉｃｒｏｍａｃｈｉｎｅｄ Ｓｅｎｓｏｒｓ」（２００４年９月３０日出願）、米国暫定特許出願第６０／６１６７０６号、名称「Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ Ｃｏｍｐｌａｉｎｔ Ｆｏｒｃｅ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ」（２００４年１０月６日出願）、米国暫定特許出願、名称「Ｃａｒｄｉａｃ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｂｙ Ｓｔｒａｉｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ」（２００４年１２月２０日出願）、およびＰＣＴ特許出願、名称「Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ」（２００４年１２月１０日出願）、米国暫定特許出願、名称「Ｓｈａｐｅｄ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｃｈｉｐｓ ｗｉｔｈ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ」（２００５年２月２２日出願）、米国暫定特許出願第６０／６５８４４５号、名称「Ｆｉｂｅｒｏｐｔｉｃ Ｃａｒｄｉａｃ Ｗａｌｌ Ｍｏｔｉｏｎ Ｔｉｍｅｒ」（２００３年３月３日出願）、米国暫定特許出願、名称「Ｓｈａｐｅｄ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｃｈｉｐｓ ｗｉｔｈ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ」（２００５年３月３日出願）、米国暫定特許出願、名称「Ｃａｒｄｉａｃ Ｍｏｔｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｕｓｉｎｇ Ｆｉｂｅｒｏｐｔｉｃ Ｓｔｒａｉｎ Ｇａｕｇｅｓ」（２００５年３月３１日出願）。これらの出願は、参照することによりそれらの全体が本願明細書に組み込まれる。

本発明の発明者らの一部は、センサ情報の複数のソースを調整するための様々な表示およびソフトウェアツールを開発した。これらの例は、米国暫定特許出願「Ａｕｔｏｍａｔｅｄ Ｔｉｍｉｎｇ Ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ」（２００５年３月３１日出願）、および「Ａｕｔｏｍａｔｅｄ Ｔｉｍｉｎｇ Ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ Ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ Ｕｓｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｄｅｌａｙ」（２００５年３月３１日出願）に見出すことができる。これらの出願は、参照することによりそれらの全体が本願明細書に組み込まれる。

本発明は、これらの電極が、主に他のアプリケーション（例、心臓ペーシング）を意図したものであっても、上述の追加目的に対して体内電極の使用を可能にするものである。上述の実施形態のうちのいくつかは、永久植設型の装置を用いるが、他のものは急性的に使用する。心臓壁運動は、関連する心臓壁に関してカテーテルを固定することによって検出される。しかし、カテーテル自体の局所化は、システム固有の特性である。したがって、カテーテルの局所化も達成することができる。例えば、電場を発生させるためのシステムの恒久的に植設可能な実施形態を使用して、１つ以上の一時的な電気生理学的カテーテル電極を、更なる検出に用いることが可能である。体外ディスプレイシステムを使用して植設可能な構成要素と通信し、一時的な検出電極を組み込むことで、システムは、非蛍光透視カテーテルの局所化を提供することが可能である。加えて、一時的なカテーテルが他の監視されていない心臓壁部位に関連して一時的に固定された場合、更なる心臓壁運動データが、侵襲的な心臓調査過程で発生することになる。

本発明の植設可能な実施形態では、所望の壁運動に応じて、植設可能なコンピュータによって圧力および他の生理学的データを記録することができる。当該データは、自動または手動解析のために、インターネットを含むコンピュータシステムおよびコンピュータネットワークに定期的にアップロードすることができる。

アップリンクおよびダウンリンクテレメトリ機能を所与の植設可能なシステムに提供して、遠隔配置された外部医療機器、または患者の体のより近位の医療機器、あるいは患者の体内の別の多腔型監視／治療送達システムと通信できるようにすることが可能である。上述のタイプの格納された生理学的データ、およびリアルタイムで発生する生理学的データならびに非生理学的データは、問い合わせコマンドを送信したダウンリンクテレメトリに応答して、アップリンクＲＦテレメトリによって、システムから外部のプログラマまたは他の遠隔医療機器に送信することができる。リアルタイムの生理学的データは、一般に、リアルタイムのサンプル信号レベル（例、心内心電図の振幅値）と、本発明によって開発された次元信号を含むセンサ出力信号とを含む。非生理学的患者データは、現在プログラムされた装置の動作モードおよびパラメータ値、バッテリ状態、装置ＩＤ、患者ＩＤ、植設日付、装置のプログラミング履歴、リアルタイムのイベントマーカーなどを含む。植設可能なペースメーカーおよびＩＣＤのコンテキストでは、当該患者データは、プログラムされた感度増幅器の感度と、ペーシングまたは電気除細動パルス振幅、エネルギ、およびパルス幅と、ペーシングまたは電気除細動リードインピーダンスと、蓄積された装置の性能に関する統計（例、不整脈症状の発現および適用した治療に関するデータ）とを含む。したがって、多腔型監視／治療送達システムは、様々な、当該リアルタイムまたは格納された、生理学的または非生理学的データを生じさせる。当該生じたデータを、本願明細書では集合的に「患者データ」と称する。

（ユーティリティ）
組織部位の動きを評価する連続場の断層撮影方法は、様々な異なるアプリケーションにおいて使用される。上述のように、当該発明の重要なアプリケーションは、心臓再同期、ＣＲＴ、または両心室ペーシングと呼ばれる。周知のように、ＣＲＴは、心不全患者の左心室の機構の遅延を改善するものである。非同期性心臓では、心室中隔は、しばしば左心室の自由壁の一部よりも先に収縮する。こうした状況では、心室収縮の経時変化が長くなる場合、心室内の圧力に対して左心室が行う運動の総量はかなりのものである。しかし、１回拍出量および有効な心拍出量の形態で体に提供される実際の運動は、他に予想されるよりも少ない。当該連続場の断層撮影方法を使用することで、左心室の外側壁の電気機械的遅延は、例えば、上述の手法、および／または当業者に公知で、米国特許第６，７９５，７３２号のカラム２２の５行目からカラム２４の２２行目に考察される手法（その開示は参照することにより本願明細書に組み込まれる）を使用して、評価することおよび得られたデータをＣＲＴに用いることができる。

完全に植設可能なシステムでは、多重電極リード上のペーシング電極の部位およびペーシングタイミングのパラメータは、ペースメーカーによって連続的に最適化される。ペースメーカーは、ＣＲＴを最適化するために、左心室の外側壁の心室内不全、心室間不全、または電気機械的遅延を最小限に抑える、部位およびパラメータを頻繁に求める。本心臓壁運動検出システムは、ＣＲＴを最適化するために、心臓リードの配置プロシージャ中に使用することもできる。外部制御器は、リードの配置中に、心臓リードおよび皮膚パッチ電極に接続することが可能である。皮膚パッチは、ペースメーカーがリードに接続されるまで、基準電極として作用する。本シナリオでは、例えば、ＣＲＴのための最適な左心室の心静脈部位は、心室内不全を敏感に測定することによって求める。

当該方法および装置を使用して、開ループ形態において敏感に、または閉ループ形態においてほぼ連続的に再同期ペースメーカーを調整することができる。

このシステムの他の用途には、虚血検出器がある。急性虚血性イベントの場合、当該虚血の最初の徴候のうちの１つは無動症、すなわち、筋肉が硬直するので虚血組織の壁動作が減少することであると、十分に理解されよう。壁運動システムは、局所的壁運動と圧力のような大域的パラメータとの比率を計量的に比較することによって、非常に高感度なインジケータとなりうる。これは、別のプロテウスの特許ですでに述べられている。監視されていない壁セグメントおよびそれらの潜在的虚血に関する重要な情報を導出することができる。例えば、監視されていない部分が虚血性になった場合、監視されたセグメントは、全体的な圧力を保持するために、さらに運動しなければならず、また比較的大きな動作を行わなければならず、したがって、比率の計量的解析がその事実を明らかにする。

壁運動を記録する当該位置インジケータの別のアプリケーションは、優れた不整脈検出回路である。現在の不整脈検出回路は、心臓内での電気的活動に依存する。したがって、当該アルゴリズムは、不整脈の電気的ノイズを混同しやすい。また、機械的解析が異なった潜在的な生理学的プロセスを示すときに、伝記的イベントに基づく誤認識または誤った特徴付けに対する潜在性が存在する。したがって、本発明は、優れた不整脈の検出および分類アルゴリズムを作成するように構成することも可能である。

対象の発明を使用する更なるアプリケーションには、これに限定されないが：ペーシングまたは不整脈における電気機械的解離の検出、血行力学的に重要な、および重要でない心室性頻拍の識別、心拍出量の監視、自動取得アルゴリズムに対する取得または取得の損失の機械的確認、心不全のための多重サイトペーシング、心筋の収縮性に基づく速度応答ペーシングの最適化、失神の検出、心房および心室の不整頻拍の検出または分類、機械的イベントの検出に基づく感度増幅器の感度の自動調整、ペースメーカーモードのスイッチングの判定、抗不整頻拍に対する高速かつ積極的治療と低速かつ非積極的治療の必要性の判定、または治療送達後の弱い心拍を補う必要性の判定、などが挙げられる（これらの代表的なアプリケーションは、米国特許第６，７９５，７３２号において検討され、その開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる）。

特定の実施形態では、対象の発明を用いて、ＣＨＦの薬理学的管理の進歩に対する障害を解決する。これらの進歩は、患者を生理学的に階層化できなくすること、および治療の種類に対する応答を個々に評価できなくなることによって鈍化される。ＣＨＦの最適な内科的治療が、薬理学的薬剤の同時投与を伴うことは広く受け入れられている。新たな薬剤の追加、または既存の薬剤の相対的な投与量の調整における発展は、単に時間がかかり高価な長期的罹患率および死亡率の試験に依存する必要性によって鈍化される。加えて、類似した症候のカテゴリにある患者は、しばしば生理的に類似しているものとみなされるので、臨床試験の患者集団の推定される均等性は、しばしば誤っている場合がある。投薬計画の変化の急性的な影響の正確な定量化が可能になるように、重要な心臓機能および患者のコンプライアンスデータを取得するようにデザインされた、植設可能なシステムを提供することが望ましい。これは、より長期的なランダム化された罹患率および死亡率の調査における、最終的な試験のための薬剤治療計画を改善したデザインに有用な、代わりの終止点エンドポイントをもたらすことが可能である。加えて、量的な血流動態の解析によって、薬物の効果を示すものと示さないものをより良好に分離することが可能になり、それによって、有望な効果を有する治療を発見して、適切に評価し、最終的に市販を許可することができる。本発明によって、上述のことが可能になる。特定の実施形態では、本発明は、米国仮出願特許第６０／６７６，１４５号（２００５年４月２８日出願）および米国仮出願特許第６０／６９４，０７８号に記載されているような、ファーマインフォマティックシステムとともに使用される。それらの開示は、参照することにより本願明細書に組み込まれる。

非心臓のアプリケーションは、当業者には、例えば、肺の鬱血を測定すること、どのくらいの液体が脳内にあるかを求めること、膀胱の膨張を判断することなどのように、容易に明らかになろう。他のアプリケーションは、胃などの体の多数の器官の可変特性を判断することも含む。その場合、誰かが食事を摂った後で、本発明によって、摂食が生じたことを判断するために胃の測定を行うことができる。本発明からのデータの本質的に数値的な性質のため、これらの患者は、過食の場合には摂食を止めるように自動的に刺激され、食欲不振の場合には摂食を促進するように自動的に刺激される。また、本発明のシステムを用いて、患者の脚部への液体の充填を測定して水腫を判断すること、または他の様々な臨床アプリケーションを行うこともできる。

（コンピュータ可読の媒体）
当該発明の１つ以上の側面は、当該方法を実装するための、プログラムを格納したコンピュータ可読の媒体の形態とすることが可能である。コンピュータ可読の媒体は、例えば、コンピュータディスクまたはＣＤ、フロッピー（登録商標）ディスク、磁気「ハードカード」、サーバー、または電子的に、磁気的に、光学的に、または他の手段によって、データを含むことができる他のコンピュータ可読の媒体などであってよい。それに応じて、当該方法を実行するためのステップを用いた内臓プログラムは、例えば、コンピュータネットワーク、サーバー、または他のインターフェース接続（例、インターネットまたは他のリレー手段）を使用することによって、プロセッサに転送または通信することが可能である。

さらに具体的には、コンピュータ可読の媒体は、当該方法を実行するためのアルゴリズムを用いた内臓プログラムを含むことが可能である。したがって、当該内臓アルゴリズムは、例えば当該方法を行うために植設可能な医療機器を動作させることによって、当該方法を実施するように構成するか、または実施することができる。当該アルゴリズムおよび関連するプロセッサは、適切な調整を実行できるようにすることも可能である。

特定の実施形態において特に注目されるのは、当該方法を実行するようにシステムを構成するように、当該コンピュータ可読の媒体を搭載したシステムである。

（キット）
すでに要説したように、当該方法の実施に用いるためのキットも提供される。このキットは、上述のように、少なくともコンピュータ可読の媒体を含む。コンピュータ可読の媒体は、キットにおいて、アダプタモジュール、ペースメーカーなどの、他の装置またはシステムの構成要素、あるいはそれらの構成要素とすることが可能である。キットおよびシステムは、これに限定されないが、植設装置などを含む。当該エネルギ源で使用される、複数のオプションの構成要素を含むことが可能である。

当該キットの特定の実施形態では、キットは、当該装置を使用するための命令、または命令を得るための要素（例、命令を提供するウェブページにユーザーを導くウェブサイトのＵＲＬ）をさらに含むことになるが、これらの命令は、一般に基材上に印刷され、その基材は、添付文書、パッケージング、試薬容器などのうちの１つ以上であってよい。当該キットでは、好都合に、または要求に応じて、１つ以上の構成要素が同一または異なる容器に存在する。

以下の例は、例証として提供するものであり、制限するためのものではない。

（実験）
（Ｉ．代表的な動物実験）
図１１は、本発明による技術を使用して、ブタから得たデータの線図を示す。「電圧検出電極」と記された線は、ＲＶ尖部内のリードを駆動電極として使用し、ＬＶ自由壁上の心静脈内のリードを受信電極として使用し、皮下金属板を基準電極として使用した測定である。受光電極信号は、ロックイン増幅器（Ｓｔａｎｄｆｏｒｄ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｍｏｄｅｌ ＳＲ８３０）に送られる。比較のために、ＥＣＧおよびＬＶ容積（市販の圧力体積カテーテルによって測定）を示す。電圧検出信号は、ＬＶ容積（Ｒ＝０．９８）に非常に関連していることがわかる。

（ＩＩ．心臓動作の主構成要素の解析）
本願明細書に記載された電極断層撮影の様々な実施形態は、複数の電極部位の同時測定を容易にするので、断層撮影データの高度な解析が可能である。本発明の一実施形態は、主構成要素の解析を用いた、心臓動作の基本的なモードを解析するための方法を提供する。以下、主構成要素の解析を適用する実験を説明する。

図２３は、一実施形態による電気断層撮影信号の解析を説明する、ブタの心臓において行われる一実験で使用される電極の部位を示す。システムは、缶２３０２および細動除去器コイル２３１０との間でＡＣ電圧を駆動する。検出ターゲットは、以下の通りである：上大静脈（ＳＶＣ）に配置した電極２３０８、右心房にねじ込んだ（ＲＡ（ＳＣＲＥＷ））電極２３０６、右心室にねじ込んだ（ＲＶ（ＳＣＲＥＷ））電極２３１４、冠状静脈洞（ＣＳ）の近くに配置した電極２３１６、右心室（ＲＶ）に配置した電極２３１２、および第２の缶（ＣＡＮ２）のように作用する缶２３０２の隣の皮膚上のクリップ２３０４（ここでは、ＣＡＮ２を電極のうちの１つとして考慮することに留意されたい。）
図２４は、図２３に示される実験における６つのターゲット電極の測定電圧の時系列線図を示す。線図は実質的に類似しており、全ての電極の中の強力な同相モードを示唆する。次に、６×６相関マトリクスは、これら６つの時系列に基づいて形成される。相関マトリクスの要素ｘ_ｉｊは、次式で定義される：

ここで、ｔ_１およびｔ_２は所与の期間の開始および終了を示し、ｓ_ｉ（ｆ）は電極ｉの誘導電圧の時系列を示す。（ＣＡＮ２、ＲＡ（ＳＣＲＥＷ）、ＲＶ（ＳＣＲＥＷ）、ＣＳ、ＲＶ、およびＳＶＣには、それぞれインデックス１、２、３、４、５および６を割り当てる。）
続いて、相関マトリクスの固有ベクトルおよび固有値を求めることができる。表２は、固有値を降順にソートした解を示す。

各固有ベクトルは、６つの信号ｓ_ｉ（ｔ）の線形結合によって表され、心臓動作の基本モードを表す。固有ベクトルの固有値は、その固有ベクトルの重み、およびその固有ベクトルによって表される動作の基本モードの重みを反映する。

それに応じて、図２５は、表２に示される６つの断層撮影信号の線形結合に基づく、各固有ベクトルの時系列線図を示す。

固有ベクトルの表現における各断層撮影信号に関連する係数の絶対値を調査することによって、固有ベクトルの各断層撮影信号によって伝達される重みが導出される。表２から分かるように、各断層撮影信号は、ほぼ等しい重みを伝達するので、固有ベクトル１は、全ての電極の中の同相モードを表す。また、表２から、固有ベクトル１は、残りのものよりも数桁大きいので、固有ベクトル１によって表される同相モードは、動作の最も支配的なモードとなることは明らかである。

固有ベクトル２に関して、主要因は、ＣＡＮ２からの断層撮影信号であり、皮膚クリップ２３０４が、ＡＣ電圧を駆動する缶２３０２の界面インピーダンスの変動を測定していることを示す。また、ＣＡＮ２は心臓内に位置していないので、ＣＡＮ２によってもたらされる信号の変動は、他の電極によってもたらされる変動とは異なる。ＣＡＮ２上のこれらの相異なる信号の変動は、固有ベクトル２によって得られる。

固有ベクトル３に関して、２つの最も支配的な断層撮影信号は、ＲＡ（ＳＣＲＥＷ）およびＲＶ（ＳＣＲＥＷ）からのものである。２つの対応する係数は、逆の符号を有し、図２３の電極２３０６および２３１４は、逆の方向に移動している。当該動きは、心臓の長手方向の収縮動作を表す。

理論的な同じ線に従って、固有ベクトル４に関して、ＲＶおよびＳＶＣは、逆の符号の係数を有し、心臓の右側の長手方向の収縮動作を示す。固有ベクトル５に関して、ＲＡ（ＳＣＲＥＷ）およびＲＶ（ＳＣＲＥＷ）は、同じ符号の係数を有し、一方でＲＶおよびＳＶＣは、逆の符号の係数を有し、心臓が横方向の収縮動作を有することを示す。固有ベクトル６に関して、支配的な断層撮影信号はＣＳである。対応する電極は、冠状静脈洞にあり、あまり動かない。

上述の結果および説明から明らかなように、当該発明は多数の利点を提供する。当該発明の様々な実施形態の利点には、これに限定されないが、低消費電力であること、（１つ以上の）複数の位置線のリアルタイムの識別が可能であること、およびインジケータが相対的であり、主に時間領域に関連するので、耐雑音性があること、が挙げられる。この手法の更なる利点は、位置を求めるための更なるカテーテルまたは電極を必要としないことである。むしろ、ペーシングおよび細動除去にすでに使用されている既存の電極を使用して、体またはペーシング装置によって干渉されないようにデザインした１つ以上の周波数で、ＡＣインパルスを注入することができる。このように、当該発明は、技術への顕著な貢献を表す。

上述の発明は、明確に理解されるように、説明図および実施例を通じて多少詳しく説明したが、当業者には、本発明の教義に照らして、添付の特許請求の半期から逸脱することなく、特定の変更および改良が可能であることが直ちに明らかとなろう。

したがって、上述したものは、本発明の原理を例証したものにすぎない。本願明細書には明示的に説明または示されていないが、当業者は、本発明の原理を組み込み、その趣旨および範囲に含まれる、様々な機構を案出できるものと理解されよう。さらに、本願明細書に詳述される全ての実施例および条件付きの用語は、技術を促進するために、発明者らが提供する本発明の原理および概念を理解しようとする読者を補助すること、また、当該特に詳述した実施例および状態を制限するものではないと解釈されることを主に意図するものである。また、本発明の原理、側面、および実施形態、ならびにその特定の実施例を詳述する本願明細書の全ての記述は、その構造的および機能的同等物を包含することを意図するものである。加えて、当該同等物は、現在公知の同等物および将来開発される同等物、すなわち、構造に関係なく、同じ機能を果たすように開発されたあらゆる要素、の両方を含むことを意図するものである。したがって、本発明の範囲は、本願明細書に図と共に記載される例示的な実施形態に限定されることを意図するものではない。むしろ、本発明の範囲および趣旨は、添付の特許請求の範囲によって組み込まれる。

図１は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図２は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図３は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図４は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図５は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図６は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図７は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図８は、当該発明の種々の電気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図９は、当該発明の種々の磁気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図１０は、当該発明の種々の磁気断層撮影システムの実施形態を示す図である。 図１１は、下述するブタでの研究実験において得られたデータの結果の図表である。 図１２は、植設可能なドップラー断層撮影システムの代表的な実施形態の図である。 図１３は、本発明の植設可能なドップラー断層撮影システムの更なる実施形態の図である。 図１４は、左心室にドップラー断層撮影システムを設置した実施形態の三次元の切断図である。 図１５は、本発明の実施形態による、電気断層撮影のための例示的な構成を示す図である。 図１６は、本発明の実施形態による、三次元電気断層撮影のための例示的な構成を示す図である。 図１７は、本発明の一実施形態による、１つの誘導子コイルを使用した磁気断層撮影のための例示的な構成を示す図である。 図１８は、本発明の一実施形態による、磁気傾度測定器を使用した三次元磁気断層撮影のための例示的な構成を示す図である。 図１９は、本発明の一実施形態による、既存のペーシングシステムに基づく電気断層撮影システムを示す図である。 図２０は、本発明の一実施形態による、図１９の電圧駆動およびデータ収集システム１９０４のための略回路図を示す。 図２１は、本発明の一実施形態による、電気断層撮影システム内の大型電極インターフェースのインピーダンスによって生じる影響を軽減するために電極を駆動するための構成を示す図である。 図２２は、本発明の一実施形態による、単一のワイヤーに複数の電気断層撮影信号を同時に送信するための周波数分割多重化システムの例示的な実施形態を示す略回路図である。 図２３は、本発明の一実施形態による、電気断層撮影信号の解析を実証する実験に使用される電極の部位を示す図である。 図２４は、本発明の一実施形態による、図９に示される実験の６つのターゲット電極の側定電圧の時系列の線図である。 図２５は、本発明の一実施形態による、図９に示される実験で得られた固有ベクトルに基づいて構成される時系列の線図である。 図２６は、本発明の電気勾配断層撮影アプリケーションで使用される電極構成の図、およびその結果のグラフおよび場のマップである。 図２７は、本発明の電気勾配断層撮影アプリケーションで使用される電極構成の図、およびその結果のグラフおよび場のマップである。 図２８は、本発明の電気勾配断層撮影アプリケーションで使用される電極構成の図、およびその結果のグラフおよび場のマップである。 図２９は、本発明の電気勾配断層撮影アプリケーションで使用される電極構成の図、およびその結果のグラフおよび場のマップである。 本発明の代表的な実施形態に基づく装置の図である。

Claims (50)

1. 対象の組織部位の動きを評価するための方法であって、
   （ａ）前記組織部位が連続場内に存在するように前記連続場を発生させるステップと、
   （ｂ）前記組織部位での前記連続場の特性の変化を検出して、前記組織部位の動きを評価するステップと、を含む方法。
2. 前記評価ステップは、前記検出した特性の変化を、第２の場所に対する組織部位の距離、場所、または運動の測定値に変換するステップを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記動きは、前記組織部位と第２の部位との間の運動を計算することによって評価される、請求項２に記載の方法。
4. 前記連続場は、前記第２の部位から発生する、請求項３に記載の方法。
5. 前記検出ステップは、前記組織部位に安定的に関連付けられた検出素子から信号を得るステップを含み、前記信号は、前記連続場における前記組織部位の動きによって前記検出素子に誘導される、請求項１に記載の方法。
6. 前記検出ステップは、前記組織部位の動きを評価するために、継続時間にわたって少なくとも２度、前記特性の値を求めるステップを含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記連続場は、波動場である、請求項１に記載の方法。
8. 前記波動場は、電磁場である、請求項７に記載の方法。
9. 前記電磁場は、電場である、請求項８に記載の方法。
10. 前記電場は、振動電気伝導電流場である、請求項９に記載の方法。
11. 前記電磁場は、磁場である、請求項８に記載の方法。
12. 前記電磁場は、電磁放射場である、請求項１１に記載の方法。
13. 前記電磁放射場は、光である、請求項１２に記載の方法。
14. 前記波動場は、圧力波動場である、請求項７に記載の方法。
15. 前記圧力波動場は、音場である、請求項１４に記載の方法。
16. 前記連続場は、ソースと少なくとも１つの検出素子との間に発生する、請求項１に記載の方法。
17. 前記連続場は、ソースとグラウンドとの間に発生し、前記特性の変化は、前記グラウンドではない少なくとも１つの検出素子によって検出される、請求項１に記載の方法。
18. 前記特性は、振幅、位相、および周波数から選択される、請求項１に記載の方法。
19. 前記特性は、振幅である、請求項１８に記載の方法。
20. 前記検出ステップは、同一の位相および周波数を有する振幅信号を検出するステップを含む、請求項１９に記載の方法。
21. 前記特性は、周波数である、請求項１８に記載の方法。
22. 前記評価ステップは、周波数に基づいて速度を求めるステップを含む、請求項２１に記載の方法。
23. 前記検出素子は、少なくとも１つの電極を備える、請求項５に記載の方法。
24. 前記検出素子は、２つ以上の密集した電極を備える、請求項２３に記載の方法。
25. 前記検出ステップは、
    （ａ）前記密集した電極間の電場の局所的な勾配を測定するステップと、
    （ｂ）前記場の値の変化を測定するステップと、を含む、請求項２４に記載の方法。
26. 前記評価ステップは、前記測定した勾配および前記測定した値の変化の両方に基づいて、前記組織部位の場所または運動を計算するステップを含む、請求項２５に記載の方法。
27. 前記組織部位は、心臓部位である、請求項１に記載の方法。
28. 前記心臓部位は、心臓壁部位である、請求項２７に記載の方法。
29. 前記心臓壁は、房室壁または心室壁である、請求項２７に記載の方法。
30. 前記房室壁は、隔壁である、請求項２９に記載の方法。
31. 前記方法は、心臓壁運動のタイミングを求める方法である、請求項１に記載の方法。
32. 前記方法は、第２の心臓壁に対する第１の心臓壁運動を求める方法である、請求項３１に記載の方法。
33. 前記方法は、第２の心臓壁に対する第１の心臓壁の心臓壁運動のタイミングを求める方法である、請求項３２に記載の方法。
34. 前記方法は、心室同期不全を検出する方法である、請求項３３に記載の方法。
35. 前記心室同期不全は、心室間のものである、請求項３４に記載の方法。
36. 前記心室同期不全は、心室内のものである、請求項３４に記載の方法。
37. 前記方法は、前記検出された不全に基づいて、心臓再同期療法を行うステップをさらに含む、請求項３４に記載の方法。
38. 組織部位の動きを評価するためのシステムであって、
    （ａ）連続場発生要素と、
    （ｂ）組織部位に安定的に関連付けられるように構成された連続場検出素子と、
    （ｃ）前記組織部位の動きを評価するために、前記連続場における組織の動きによって誘導される、前記検出素子から得られる信号を用いるように構成された信号処理要素と、を備えるシステム。
39. 処理プログラムを格納したコンピュータ可読の記憶媒体であって、前記処理プログラムは、請求項３８に記載のシステムを動作させるためのプロセッサを動作させて、請求項１に記載の方法を実行する、コンピュータ可読の記憶媒体。
40. 請求子３９に記載のコンピュータ可読の媒体を備える、プロセッサ。
41. 埋め込み型心臓ペーシング装置を、請求項１による方法が実行できるように変更するためのアダプタ装置であって、
    請求項４０に記載のプロセッサと、
    埋め込み心臓ペーシング装置に動作可能に接続するための１つ以上のアダプタ要素と、を備えるアダプタ装置。
42. 前記アダプタ装置は、少なくとも１つの検出素子を備える、請求項４１に記載のアダプタ装置。
43. 前記検出素子は、電極である、請求項４２に記載のアダプタ装置。
44. 請求項３９に記載のコンピュータ可読の記憶媒体を備える、キット。
45. 前記コンピュータ可読の記憶媒体は、請求項４０に記載のプロセッサ内に存在する、請求項４４に記載のキット。
46. 前記プロセッサは、請求項４１に記載のアダプタ装置内に存在する、請求項４５に記載のキット。
47. 前記プロセッサは、心臓ペーシング装置内に存在する、請求項４５に記載のキット。
48. 心臓部位の動きを評価するための装置であって、
    （ａ）連続場発生要素と、
    （ｂ）前記組織部位に安定的に関連付けられるように構成された連続場検出素子と、
    （ｃ）前記心臓部位の動きを評価するために、前記連続場における心臓部位の動きによって誘導される、前記検出素子から得られる信号を用いるように構成された信号処理要素と、を備える装置。
49. 前記装置は、心臓電気刺激要素をさらに備える、請求項４８に記載の装置。
50. 前記装置は、心臓再同期療法装置である、請求項４９に記載の装置。

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