JP2014509547A - 機能撮像に基づくアブレーション監視 - Google Patents

Abstract

生物組織中の位置特定のための機能撮像は、電磁放射に対する組織（２４０）中の応答を測定することを伴う。心臓アブレーションのリアルタイム監視のためのカテーテル（２００）が、出血ゾーン（２３２）を、それをはさむ壊死性組織および健全な組織から区別するため、あるいは外来の光音響造影剤を境を接する本来の組織から区別するために用いられる。出血ゾーンまたは造影剤が存在するところにおける放射の差別的な吸収（２４４）ならびに他所での比較的同様な吸収のために一対の波長が選択される。それぞれが時間波形を表す比較されるべき二つのデータセットを逐次的に取得（S310、S320）するために近赤外レーザーまたはLED光が光音響的に使われてもよい。あるいはまた、取得は、マイクロ波が誘起した熱音響データの一対の波長帯についてである。いずれの場合でも、データセット対の構成員は、リアルタイムでの結果として得られる信号の表示（２１８）のために、区分ごとの打ち消し／増強を実施するため、減算または除算によって組み合わされる（１１０、１２２）。

Description

本発明は、生物組織中の位置特定のための撮像に向けられ、より詳細には該組織における電磁放射に対する応答の解析に向けられる。

心臓不整脈の低侵襲治療では、高周波（RF: radiofrequency）アブレーション・カテーテルが最も普通に使われる治療具であり、新しいアブレーション・カテーテル・デザインの試行における黄金基準と言われている。RFアブレーションの一つの主要な課題は、治療中にアブレーション設定を能動的に制御することである。現在のところ、療法担当者は、パワー、温度および継続時間のようなアブレーションのための最適パラメータを決定するために自らの熟練に頼っている。局所的心臓壁の厚さ、灌流、血圧および血流速度、心臓リズムなどが一人の患者内でもかなり相違するため、こうした設定は大きく変わることを注意しておく。技能の高い療法担当者はこのアプローチでうまくやることができるが、常にそうとはかぎらない。過失があれば患者にとって深刻な結果となる。

当該部位の不足加熱および過剰加熱から二つの主要な療法関係の問題が生じる。不足加熱の場合、組織が十分凝固しないまたはアブレーション破壊痕が療法担当者が所望する不整脈を阻止する破壊痕をなすのに十分深くならない。これは、患者における症状の持続または再発、ひいてはその後の処置（単数または複数）の必要性、より長い入院期間および発作や塞栓症のより大きなリスクにつながることがある。やり直しアブレーション手順は、すでに処置された領域が不十分に処置された領域と区別するのが非常に難しいため、実行がより難しくなる。逆に過剰加熱は、処置部位における組織の破裂、潜在的に生命を脅かす粒子の血流中への放出を引き起こすか、あるいは近隣の器官および組織に損傷を引き起こす。他の器官が影響される場合、瘻孔が発達することがあり、これはしばしば生命を脅かす（たとえば、食道における瘻孔の死亡率は約75%になる）。

光音響測定が一般に焼灼深さ評価に有用であることを示唆する従来技術がある。非特許文献１参照。統計的方法を使った、皮膚火傷における凝固した血液と凝固していない血液を区別するための複数波長光音響撮像方法。非特許文献１は、二つの光学波長における光音響撮像を通じて生存できる皮膚組織と壊死性の皮膚組織との間の境界を見出す。壊死性の組織は、視覚的に茶色の、熱的に凝固した血液を含む。下にある炎症を起こした組織は、生存できる、すなわち凝固していない血液（これは赤色）の存在によって特徴付けられる。平面状の血液層を使って、非特許文献１は、凝固していない血液における543ナノメートル（nm）および633nmの波長における光音響吸収の比が13.5:1であり、一方、凝固した血液ではその比は1.6:1となることを見出した。統計的技法により、皮膚の生存できる状態と壊死性の状態との間の境界が位置特定される。機能的光音響撮像が単独血管のヘモグロビン酸素飽和について有用であることを示す従来技術もある。非特許文献２参照。

米国特許第6,515,346号 米国特許出願公開第2005/0156282号 国際公開第2010/020939号 米国特許出願公開第2010/0006536 国際公開第2010/146532号 米国特許出願公開第2010/280504号

Talbert, R. J et al.、"Photoacoustic discrimination of viable and thermally coagulated blood using a two-wavelength method for burn injury monitoring"、Physics in Medicine and Biology、vol.52, no.7、pp.1815,2007 Zhang, H. F. et al.、"Functional photoacoustic microscopy for high-resolution and noninvasive in vivo imaging"、Nature Biotechnology、Volume 24, Number 7、July 2006

本発明者らは、下にある健全な心臓組織からアブレーションの間に壊死性の心臓組織を分離する出血環（またはゾーン）が存在することを見出した。心臓RFアブレーション破壊痕は典型的には、凝固壊死を示す視覚的に薄い白色によって特徴付けられ、出血を示す暗い赤いゾーン、すなわち出血環によって囲まれることを見出した。

二つの適切に選択された波長における照射は壊死性の組織および健全な組織の両方における類似した吸収につながるが、出血ゾーンでは顕著に異なる吸収につながる。

有利なことに、取得された光音響（PA: photoacoustic）データの二つの波長固有群が、出血ゾーンを囲む組織からの信号を抑制または打ち消しし、出血ゾーン信号が相対的に高められるようにするよう組み合わされることができる。二群のデータは、たとえば10mmの厚さの心房について約15マイクロ秒（μs）の短いシーケンスにおいて逐次的に収集できる。人間の心房は典型的には数ミリメートル（mm）の厚さである。毎分100心拍を仮定すると、一心臓周期は約600ミリ秒（ms）である。したがって、その期間中の心臓の動きは最小限であり、データの組み合わせに著しく影響しない。

信号の表示は、RF心臓アブレーションのリアルタイム監視を容易にする。よって、RF心臓アブレーション監視では、解剖学的構造または構造ではなく生理に関係する機能撮像（functional imaging）が使われる。

本発明のある側面では、撮像は、健全な組織とアブレーションされた組織との間に位置される出血ゾーンを健全な組織およびアブレーションされた組織から区別することによって、生物組織アブレーションを監視するために実行される。

さらなる側面では、区別することは、異なる複数の周波数または周波数帯における電磁照射によって取得された、生物組織による電磁放射の吸収の指標のはたらきをするデータを組み合わせることを含む。

さらなる側面では、組み合わせることは、出血ゾーンにおけるデータの大きさを、隣接組織についてのデータの大きさに比して高める。

追加的な側面では、装置が、前記照射および／または前記取得および／または前記組み合わされたデータを表す信号の表示のために構成される。

もう一つの側面では、前記装置は、前記取得のためのトランスデューサおよび／または前記照射のための放出器および／または前記信号を生成するためのプロセッサに通信上接続される一つまたは複数の集積回路として実装されることができる。

ある関係する側面では、組み合わされるべきデータは、組み合わされる前に、一時に一つの周波数または周波数帯で、逐次的に取得される。

代替的な側面として、前記組み合わせることは、一対の周波数または一対の周波数帯のデータを組み合わせるはたらきをする。

あるサブ側面では、前記組み合わせることは、減算および／または除算によって実行される。

もう一つのサブ側面では、組み合わされて対をなす前記二つの構成要素のそれぞれは時間波形として表現可能である。

ある他のサブ側面では、装置は、減算して差信号を与えるおよび／または除算して商信号を与えるよう構成されたプロセッサと、ディスプレイとを含む。本装置はさらに、前記ディスプレイ上に前記差および／または商信号を示すよう構成される。

さらにもう一つのサブ側面では、前記組み合わせることは減算によって実行される。

ある関係する側面では、前記監視はリアルタイムで実行される。

あるサブ側面では、リアルタイム監視は心臓アブレーションの監視である。

ある異なる側面では、出血ゾーンにおける波長に依存する減衰を考慮に入れた、深さ独立な等化が実行される。

ある他の側面では、撮像はカテーテルによって実行される。

あるさらなる関係する側面では、投与される光音響造影剤が、応答の差または比が境を接する本来の（native）組織の場合と区別される電磁放射の異なる周波数または異なる周波数帯を使って順次照射することによって位置特定される。

さらにもう一つの関係する側面では、カテーテルがトランスデューサと、光音響処理のために前記トランスデューサによって取得される音響応答流れ部分と同心的に整列した電磁エネルギー放出器とを含む。

さらなる関係した側面では、カテーテルが、アブレーション末端をもつ細長い筐体と、前記末端における、層が加えられている透明窓とを含む。前記層は、高周波電極のはたらきをし、それでいて光音響撮像のために超音波および光の該窓を通じた通過を許容するよう設計されている。

本稿で提案されるものは、方法、該方法を実行するための装置、該装置の機能を実行するためのコンピュータ・プログラム、該機能を伝達するための信号および／または該信号を生成するための方法として実現可能である。信号を生成するための方法は、ａ）前記装置への有線入力およびｂ）送信用アンテナのうちの少なくとも一つに加えられる電流を変化させることを含み、該変化させることにより前記信号を生成する。

新規なアブレーション監視、機能撮像技術の詳細が以下の図面を援用して下記でさらに述べられる。

Ａ〜Ｄは、光音響吸収大きさ（absorption magnitude）データを表す例示的な時間波形のグラフである。 例示的なアブレーション監視システムの概略図およびある可能性に基づく二波長PAアブレーション監視の概念図である。 リアルタイムの機能撮像に基づくアブレーションまたはPA造影剤流れ監視方法の一例のはたらきをするフローチャートである。 Ａ〜Ｃは、心臓RFの機能撮像に基づくアブレーション監視に好適なカテーテルのいくつかの概略図である。

図１のＡは、近似的に、例解の目的で、二つの周波数において照射された生物組織による光音響吸収に対応する二つの時間波形、具体的にはRF波形を描いている。第一の照射周波数または等価だが「波長」によって生成される第一の波形１０２は実線または曲線で示される。第二の波長についての第二の波形１０４は点線の曲線で示されている。縦方向のスケール１０６は音響波の振幅を表す。横方向のスケール１０８は時間を示す。光源、たとえばレーザーまたは近赤外発光ダイオードの単一の閃光で、光は、生物組織中を伝搬する際に部分的に吸収され、部分的に反射されることがあり、部分的に透過することがある。吸収されたエネルギーは加熱、膨張および応答して音響波を引き起こし、該音響波が検出および測定されることができる。より高い光吸収をもつ組織は、より大きな絶対的な大きさの音響応答をもつ。より低い光吸収をもつ組織は、より小さな絶対的な大きさの音響応答をもつ。さらに、より軟らかい組織はより大きな、より硬い組織はより小さな絶対的な大きさの音響応答をもつ。生成される音響波が音響トランスデューサに帰り着くのにかかる時間、すなわち飛行時間が、横方向のスケール１０８で示されているものである。飛行時間と距離の間の線形関係のため、横方向のスケール１０８は、トランスデューサから、その応答が示されている大きさまたは振幅であるところの組織部分までの距離をも表す。この距離はたとえば5から20mmまでの間であることができる。下記でさらに説明するように、図に示した大きさは等化にかけられたものである。等化は深さとは独立なスケーリングを含む。等化はまた、レーザー・パルス・エネルギーの効果の波長による変動を等化することをも含む。等化はさらに、動的に、出血ゾーンにおける波長依存の減衰を考慮に入れてもよい。

図１のＢにおける差信号１１０は、第一および第二の波形１０２、１０４の間の差を近似し、表現する。グラフ１１０の上の、二つの外向き矢印をもつ線１１２は、空間的に、心臓組織中の出血ゾーンに対応する。出血ゾーン線１１２の左にある線１１４は壊死した心臓組織に対応する。出血ゾーンの線１１２の右にある線１１６は健全な心臓組織に対応する。出血ゾーンは、グラフ１１０において見える相対的に高められた大きさに基づいて、隣接組織から区別される。実際上、隣接組織のグラフ部分は大幅に打ち消されるまたは抑制されている。この所望される効果を生じるため、二つのレーザー波長が波長／吸収特性に従って事前選択される。一つの波長はたとえば650nmであることができ、他方は730nmであることができる。グラフ１１０から、壊死した組織と出血ゾーンとの間の境界が、それぞれの線１１２、１１４の矢印が出会うところに対応する組織深さにあることが見て取れる。同様に、出血ゾーンと健全な組織との間の境界は、対応する線１１２、１１６のより深い位置にある矢印が出会うところに対応する。

上述したように、境界を位置特定するための上記の技法は、二つの波長のエネルギーの吸収が壊死した組織と健全な組織の両方で同様だが、出血ゾーンでは有意に異なっているという発想に基づいている。二つの波長の選択は、主として脱酸素化されたヘモグロビンを含む出血ゾーンと、主として酸素化されたヘモグロビンを含む健全な組織とに基づく。脱酸素化ヘモグロビンについての近赤外吸収は、酸素化ヘモグロビンによるおよび壊死性心臓組織についての吸収が比較的平坦ないくつかの波長範囲にわたってかなり変動する。

健全な組織境界の場合における複雑化要因は、前記二つの波長の一方について、他方よりも、深さ方向で先行する出血ゾーンにおいてより大きな吸収が起こるということである。よって、一方の波長については他方の波長よりも、少ない光しか健全な組織まで貫通しない。より減衰される光の波長については、観察される吸収は、より少なく減衰される波長についてより少ない。

この結果、出血ゾーンが厚くなるにつれてますます健全な組織の境界位置をぼかすことがある波長間相違が生じる。

一つの解決策は、波長の対の選択にあたって、少なくとも一方または他方が、健全な組織に比べて出血ゾーンにおいて非常に異なる吸収を示すという条件を加えることである。その特定の波長についてのグラフが、たとえば差グラフ１１０の下に、視覚的補助として揃えて示されている。

ある代替的な解決策は、ぼかす効果が最小限である初期に、装置が自動的に出血ゾーンが厚くなるレートを測定するというものである。このレートは、アブレーションが同じパラメータ設定で中断なく続けられる間、一定であると想定される。観察されたレートに基づいて、その後、アブレーション中に、厚さが動的に外挿される。そこで、アブレーションが同じパラメータ設定で中断なく続けられる限り、画面上の、継続的に更新されるマーカーが、境界位置の微調整として、差グラフ１１０の近くに置かれる。

健全な組織境界位置は、視覚的にまたはプロセッサ論理によって、アブレーションが停止されるべき位置または深さと比較されることができる。たとえば壁を突き破ることを防ぐためである。停止深さは、たとえば超音波構造撮像（structural imaging）によって決定される。しかしながら、主要な関心は進行する壊死性破壊痕の深さを推定することにあり、よって出血リングの位置が出血リング自身よりも重要である。

線１１２は代替的に、投与されたPA造影剤の位置を示すことができ、隣接する線１１４、１１６は下記でさらに論じるようにバックグラウンドの本来の組織を表す。

図１のＣおよびＤは、例示的かつ限定しない例として、区分ごとの信号打ち消し／増強のための代替的な方法を提供する。

図１のＣから見て取れるように、第一の波形１０２のピーク振幅を表す包絡線波形１２０が使用できる。ピーク振幅は制約ではなく、包絡線はたとえば、その代わりに平均絶対値に追随することができる。第二の波形１０４についての対応する包絡線波形（図示せず）が得られることができ、図１のＢに示したのと同じ差方法が実行されてもよい。

区分ごとの打ち消し／増強を引き起こす組み合わせる動作は、波形の減算にも限定されない。二つの波長についての包絡線波形は、たとえば、図１のＤにおいて見て取れるように、商信号１２２を与えるよう除算されてもよい。組み合わされるべき信号は、スケールにおいてたとえば対数的に圧縮されることもできる。組み合わせることは、代替的に、再構成された画像の線を組み合わせることができる。

PAデータの取得における適用される波長の間の交替は、アブレーションのリアルタイム監視のために継続的に繰り返されることができる。

取得の各反復工程は、順次の、二つより多くの波長での刺激を伴ってもよい。該順次の刺激から、組み合わせおよび表示のための対が選択でき、あるいはいくつかの対が別個に組み合わされ、同時に、整列して表示されることができる。

また、電磁放射の型はレーザー光、LED光または光一般に限定されない。たとえば少なくとも二つの相異なる波長帯をもつマイクロ波源が光源の代わりに使われることができる。

図２は、アブレーションされる領域の二次元または三次元撮像のための例示的な光音響カテーテル２００を描いている。環形のミクロ機械加工による容量性超音波トランスデューサ（CMUT: capacitive micromachined ultrasonic transducer）アレイ２０２が、光ファイバー・ケーブル２０４と同心的に整列させられる。光ファイバー・ケーブル２０４から放出された光は照らされる組織からの音響流れ応答（acoustic flow response）を引き起こす。音響流れ応答の、トランスデューサ・アレイ２０２への入射のための部分２０５は、図２では概念的に、光ファイバー・ケーブル２０４と同心的に整列された、厚い壁をもつ中空円筒として表現されている。円筒は、トランスデューサ・アレイ２０２に出会うまで延びるものと見なされることができる。アレイ２０２は、直径数ミリメートルであってもよい、たとえばポリマーの筐体２０６によって同心的に囲まれている。リード線（図示せず）が筐体２０６中を軸方向に筐体の末端のRFアブレーション・リング２０８まで走ることができる。リング２０８内部の円形のシーリング・シート（図示せず）が、ポリメチルペンテン（PMP: polymethylpentene）のような光および超音波を透過させる物質からできていることができる。PMPの一例は商標名TPX（商標）によって知られる。CMUTアレイ２０２の他端は、Kemenyへの特許文献１またはPaltiへの特許文献２に記載されるような環形の半導体チップ２１０に接続される。これらの文献の開示全体はここに参照によって組み込まれる。RAM、ROM、ASIC、PLDまたはそれらの組み合わせの任意の形を含むことができるチップ２１０は、ホスト制御ユニット２１６のアンテナ２１４との無線通信のために、特許文献１でのように環形のアンテナ２１２に接続される。ホスト制御ユニット２１６は、たとえばアナログ電子コンポーネント、ハイブリッド回路またはRAM、ROM、ASIC、PLDまたはそれらの組み合わせの任意の形を含む集積回路を含む半導体デバイスとして実装される回路によって駆動されてもよい。この回路は、ソフトウェア、ファームウェアまたはハードウェアまたはそれらの任意の組み合わせにおいて実装されることができる。介入用医療超音波（US）プローブおよびその遠隔位置のホスト撮像システムのための無線構成の例は、本願の被譲渡者に譲渡されたPeszynskiらへの特許文献３に記述されている。この文献はここに参照によって全体において組み込まれる。制御ユニット２１６は有線または無線によりディスプレイ２１８に接続されており、該ディスプレイ上に差および／または商波形１１０、１２２ならびに他の構成波形１０２、１０４、１２０または上述した補足的波形の任意のものを示すよう構成されていてもよい。カテーテル２００の上記の本発明の機能を具現し、それをカテーテルに伝達する信号２２０は、電流を適切に変化させる２２２、２２４ことによって形成可能である。信号２２０は、入力線２２６によってカテーテル２００に到達でき、あるいはホスト制御ユニット・アンテナ２１４によって無線で送信されることができる。

RFアブレーション・リング２０８からの熱転移は、図２に示されるように、壊死した心臓組織２２８をつくる。外側の境界２３０は壊死した組織２２８と出血ゾーン２３２との間に存在する。内側の境界２３４は出血ゾーン２３２と健全な組織２３６との間に存在する。アブレーションは、内側の境界２３４が生物組織、この場合には心臓組織２４０の遠位壁２３８に達する前に、信頼できる形で停止されることができる。

本発明の方法および装置の用途はRFアブレーションやアブレーションに限定されるものではない。より広く、位置特定のための生物組織の撮像は、たとえば投与されたPA造影剤を位置特定するために用いられることができる。センチネルリンパ節生検手順では、乳癌患者が典型的にはメチレンブルー染料を注射される。注入後約45分の期間にわたる染料の再分配は、光音響法で監視できる。しかしながら、乳房組織内のいくつかの前から存在している出血の場合、ブルー染料の集まりを出血から区別することが難しいことがある。図２に見られるように、染料についての特性曲線は、波長が680nmから692nmに増大させられる２４６とき、0.6から0.2への吸収因子の減少２４４を特定する。一方、背景の本来の組織は、同じ波長増に対してそのような顕著な吸収の変化を示さない。本願で提案されるものに従って記述されるように、二つの相異なる波長を使い、適正な信号減算を行うことで、出血信号が抑制できる。結果として得られる画像はより明瞭にブルー染料の集まっている領域、たとえばリンパ節を描き出す。これは、応答の差または比が境を接する本来の組織の場合と区別される、異なる周波数または異なる周波数帯の電磁放射を順次に使って照射することを伴う。ハードウェア実装は、任意の既知のおよび好適なPA構成を使うことができ、カテーテル・デザインに限定されるものではない。

図３は、本稿で上述した撮像の使用を通じた一つの可能な監視方法を実証している。第一の波長または波長帯での照射を通じて得られる光音響または熱音響データが、深さとは独立な照射エネルギー等化にかけられる（ステップS310）。同じ手順が第二の波長について実行される（ステップS320）。一方の波長についての等化されたデータが他方の波長の等化されたデータと組み合わされ、それにより出血ゾーンにおけるデータの大きさが、隣接組織についてのデータの大きさに対して高められる（ステップS330）。差信号および／または商信号が表示される（ステップS340）。アブレーションまたはPA造影剤位置特定プロセスが続けられる場合（ステップS350）、第一の波長の取得ステップS310に復帰する。リアルタイム撮像では、ステップS310〜S350は継続的に繰り返される。上記の諸段階における変形および代替の多くが上述されている。

カテーテル２００についての他の代替的な設計が図４のＡ〜Ｃに呈示されている。図４のＡにおけるカテーテル４００は、CMUTアレイ４０２が光ファイバー・リング４０４内の中心ディスクをなす点でカテーテル２００とは異なっている。このため、ディスク形をした集積回路（IC）（図示せず）がCMUTアレイ４０２の近位端に接続することができる。K¨alvestenらへの特許文献４は、ディスク形のICの例に言及しており、ここに参照によりその全体において組み込まれる。同じ環形のアンテナ２１２が取り付けられることができる。ここでも、カテーテル４００はその遠位端においてRFアブレーション・リング４０６をもつ。

本願の新規な方法のために実装可能なもう一つのカテーテル４１０は、ポリメチルペンテン（PMP）、たとえばTPX（商標）からできている光学的および音響的に透明な窓４１２を備える。窓４１２は、RF電極４１６として作用する、金または白金の、厚さ約50〜100nmの薄い層４１４でコーティングされる。層４１４は、それにもかかわらず光および超音波が著しく減衰されることなく通過できるのに十分薄い。本発明者らは、伝統的なRF電極で必要とされるよりも、ずっと低いパワーで一様なアブレーションを生成できることを見出した。超音波トランスデューサ４１８は、PA動作のために設けられている環形の光源４２０によって同心的に囲まれる。光の吸収によって生成される超音波は、トランスデューサ４１８に入射する音響応答流れ部分を含む。該部分は、光源４２０と同心的に揃っている。カテーテル４００は、図４のＢにおいて反対向きの矢印によって示されるように、トランスデューサ４１８が超音波を放出し、かつ応答して反射されて返ってくる超音波を受信する、超音波のみの撮像モードを設けられてもよい。

図４のＣは、組織２４０のより大きな領域を照らすためのPA/USカテーテル４３０を示している。四本の光ファイバー４３２が設けられている。十字形のCMUTアレイ４３４が、前記より大きな照らされる領域から戻ってくる超音波を受信することができる。カテーテル筐体４３６の遠位端はRFアブレーション・リング４３８をもつ。アノードまでのRF伝搬は、図４のＣでは、RFアブレーション・リング４３８から同心的に広がる諸環４４０によって象徴的に表現されている。

カテーテルのさらなる例として、流体焦点（FF: fluid focus）レンズが図４のＡに示されるCMUTアレイの代用とされてもよい。一つの可能な実装は、本願の譲渡者に譲渡されたShahzadらへの特許文献５（以下、「'532出願」）において開示される実施形態の修正である。修正は、カテーテル筐体内で延びる環形の光ファイバー導波路４０４内にレンズを設置するというものである。FFレンズのおかげで、カテーテルは、組織弾性属性についての情報を得るために超音波のみモードで使用されてもよい。この情報は、リアルタイムでアブレーション部位を独立して撮像するために利用されてもよい。その例は特許文献５で与えられている。PAおよびUSモードが継続的に交互にされることができ、PAおよび組織弾性撮像をリアルタイムで提供する。

もう一つの変形では、FFレンズの四つのコーナーに光学的に結合された四本の光ファイバー導波路が、上記のFF実施形態における単独導波路４０４の代わりとなることができる。

さらにもう一つのバージョンでは、FFレンズは側視式（side-looking）に配置されることができる。たとえば、本願の被譲渡者に譲渡された、ここに参照によりその全体が組み込まれるManzkeらへの特許文献６におけるカテーテルは、カテーテル内に長軸方向に配置された超音波トランスデューサ中に超音波経路を90度反射する反射器を備えて実装されることができる。側開口は、カテーテル筐体の表面上で、まずLEDリングによって、次いでRFカソードによって同心的に囲まれる。たとえば金属または空気の良好な反射器が、組立体を最小にするために使用できる。リング内のLEDが照らされる組織に近いことは、コンパクトなデザインにつながる。

上記で論じたカテーテル実施形態のすべてにおいて、超音波トランスデューサは除外されて外部プローブ内など他のどこかに設けてもよい。

また、アブレーション・リングが除外されてもよいことも本発明の意図される範囲内である。アブレーションは、その代わり、カテーテルからビームを放出することによって実施されることができる。任意的に、アブレーションは高密度焦点式超音波（HIFU: high intensity focused ultrasound）装置またはカテーテルの外部の他の装置によって実行されることができる。

生物組織中の位置特定のための機能撮像は、電磁放射に対する組織中の応答を測定することを伴う。心臓アブレーションのリアルタイム監視のためのカテーテルが、出血ゾーンを、それをはさむ壊死性組織および健全な組織から区別するため、あるいは外来の光音響造影剤を境を接する本来の組織から区別するために用いられる。出血ゾーンまたは造影剤が存在するところにおける放射の差別的な吸収ならびに他所での比較的同様な吸収のために一対の波長が選択される。それぞれが時間波形を表す比較されるべき二つのデータセットを逐次的に取得するために近赤外レーザーまたはLED光が光音響的に使われてもよい。あるいはまた、取得は、マイクロ波が誘起した熱音響データの一対の波長帯についてである。いずれの場合でも、データセット対の構成員は、リアルタイムでの結果として得られる信号の表示のために、区分ごとの打ち消し／増強を実施するため、減算または除算によって組み合わされる。

本願で提案されるものに基づく方法論は人間または動物の被験体について医療診断を提供することにおいて有利に応用できるが、意図される特許請求の範囲はそれに限定されない。より広く、生体内、試験管内または生体外での高められた光音響撮像が構想されている。

提案される技術は、電気生理学（EP: electrophysiology）ラボにおいて心臓細動（AF: atrial fibrillation）、上室性頻拍（SVT: supraventricular tachycardia）および他の型の心室性不整脈を治療するためのカテーテル・ベースのRFアブレーション破壊痕形成を良好な精度でモニタリングする必要性に取り組む。

本発明は、図面および以上の記述において詳細に図示され説明されてきたが、そのような図示および説明は、制約するものではなく、例解または例示するものと考えられるべきである。本発明は開示される実施形態に限定されるものではない。

たとえば、電磁エネルギーの単一パルスの代わりに、複数のショットを発してパルス列を生成することによって、強度が変調されてもよい。

図面、本開示および付属の請求項を吟味することから、開示される実施形態に対する他の変形が、特許請求される発明を実施する際に当業者によって理解され、実行されることができる。請求項において、単語「有する／含む」は、他の要素やステップを排除するものではない。単数形の表現は複数を排除しない。請求項に参照符号があったとしても、その範囲を限定するものと解釈すべきではない。

コンピュータ・プログラムは、瞬間的に、暫定的にまたはより長い時間期間にわたって光記憶媒体または半導体媒体のような好適なコンピュータ可読媒体上に記憶されることができる。そのような媒体は、一時的な伝搬する信号ではないという意味においてのみ非一時的であり、レジスタ・メモリ、プロセッサ・キャッシュおよびRAMのようなコンピュータ可読媒体の他の形を含む。

単一のプロセッサまたは他のユニットが、請求項に記載されるいくつかの項目の機能を充足してもよい。ある種の施策が互いに異なる従属請求項に記載されているというだけの事実がそれらの施策の組み合わせが有利に使用できないことを示すものではない。

Claims (23)

1. 健全な組織とアブレーションされた組織との間に位置される出血ゾーンを前記健全な組織およびアブレーションされた組織から区別することによって、生物組織アブレーションを監視するために撮像を使うよう構成された装置。
2. 前記区別することは、異なる複数の周波数または周波数帯における電磁照射によって取得された、前記生物組織による前記放射の吸収の指標のはたらきをするデータを組み合わせることを含む、請求項１記載の装置。
3. 前記組み合わせることは、前記出血ゾーンにおけるデータの大きさを、隣接組織についてのデータの大きさに比して高める、請求項２記載の装置。
4. 前記照射、前記取得および前記組み合わされたデータを表す信号の表示のうちの少なくとも一つのためにさらに構成される、請求項２記載の装置。
5. 前記表示のために構成される、請求項４記載の装置。
6. 前記取得のためのトランスデューサ、前記照射のための放出器および前記信号を生成するためのプロセッサのうちの少なくとも一つに通信上接続される一つまたは複数の集積回路（２１０）として実装される、請求項４記載の装置。
7. 組み合わされるべき前記データは、組み合わされる前に、一時に一つの周波数または周波数帯で、逐次的に取得される、請求項２記載の装置。
8. 前記組み合わせることは、一対の周波数または一対の周波数帯の前記データを組み合わせるはたらきをする、請求項２記載の装置。
9. 前記組み合わせることは、減算および除算の少なくとも一方によって実行される、請求項８記載の装置。
10. 組み合わされて前記対をなす前記二つの構成要素のそれぞれは時間波形として表現可能である、請求項８記載の装置。
11. 減算して差信号を与えることおよび除算して商信号を与えることの少なくとも一方のために構成されたプロセッサと、
    ディスプレイとを有する請求項８記載の装置であって、
    当該装置はさらに、前記ディスプレイ上に前記差および商信号の少なくとも一方を示すよう構成される、
    装置。
12. 前記組み合わせることは減算によって実行される、請求項８記載の装置。
13. 前記監視がリアルタイムで実行される、請求項１記載の装置。
14. 前記監視は心臓アブレーションの監視を含む、請求項１３記載の装置。
15. 前記ゾーンにおける波長に依存する減衰を考慮に入れた、深さ独立な等化を実行するようさらに構成された、請求項１記載の装置。
16. 請求項１記載の装置を有するカテーテル。
17. 生物組織アブレーションを監視する方法であって、
    前記監視のために、健全な組織とアブレーションされた組織との間に位置される出血ゾーンを前記健全な組織およびアブレーションされた組織から区別するよう撮像を使うことを含む、方法。
18. 生物組織アブレーションを監視するためのコンピュータ・プログラムを記録したコンピュータ可読媒体であって、前記コンピュータ・プログラムは：
    前記監視のために、健全な組織とアブレーションされた組織との間に位置される出血ゾーンを前記健全な組織およびアブレーションされた組織から区別するよう撮像を使うことを含む工程を実行するためにプロセッサによって実行可能な命令を含む、
    コンピュータ可読媒体。
19. 装置によって受信され、前記装置に、健全な組織とアブレーションされた組織との間に位置される出血ゾーンを前記健全な組織およびアブレーションされた組織から区別するよう撮像を使わせる、伝送用に構成された信号（２２０）。
20. 請求項１９記載の信号を生成する方法であって：ａ）前記装置への有線入力（２２６）およびｂ）送信用アンテナ（２１４）のうちの少なくとも一つに加えられる電流を変化させ（２２２、２２４）、該変化させることにより前記信号を生成することを含む、方法。
21. 投与された光音響造影剤を位置特定する方法であって：
    応答の差または比が境を接する（１１４、１１６）本来の組織とは区別される複数の異なる周波数または異なる周波数帯の電磁放射を順次使って照射し、それにより前記造影剤を位置特定することを含む、方法。
22. トランスデューサと；
    光音響処理のために前記トランスデューサによって取得される音響応答流れ部分（２０５）と同心的に整列した電磁エネルギー放出器とを有する、
    カテーテル。
23. アブレーション末端をもつ細長い筐体と；
    前記末端における、層（４１４）が加えられている透明窓（４１２）とを有するカテーテルであって、前記層は、高周波電極のはたらきをし、それでいて光音響撮像のために該窓を通じた超音波および光の通過を許容するよう設計されている、
    カテーテル。

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