JP2017535318A - 心臓組織をマッピングするための医療システム - Google Patents

Abstract

医療装置、及び医療装置を製造する方法、医療装置を使用する方法が開示される。心臓の電気的活動をマッピングするためのシステムの例は、カテーテルシャフトを含む。カテーテルシャフトは、第１電極と第２電極を含む複数の電極を備える。システムは、プロセッサをさらに備える。該プロセッサは、ある時間間隔において第１電極に対応する第１信号を収集し、且つ第１信号に対応する第１時間‐周波数分布を生成することができる。第１時間‐周波数分布は、１つ以上の第１基本周波数で生じる第１主周波数値表示を含む。プロセッサは、さらに、第１信号またはその派生物にフィルタを適用し、第１主周波数値表示が１つの第１基本周波数で単一の主周波数値よりなるか、又は複数の基本周波数で複数の第１主周波数値からなるかを判断することができる。

Description

本発明は、医療装置、又は医療装置を製造する方法に関する。より詳細には、心臓組織をマッピングし及び／又はアブレーションするための医療装置、及び方法に関する。

血管内での使用等、医学的な使用を目的として様々な生体内医療装置が開発されてきている。これらの装置には、ガイドワイヤ、カテーテル等がある。これらの医療装置は、様々方法で製造され且つ様々な方法で使用される。公知の医療装置及び方法には、それぞれ長所と短所がある。このため、引き続き、代替的な医療装置、医療装置の製造方法、及び医療装置の使用方法を提供することが必要である。

本発明は、医療装置の設計、材料、製造方法、及び医療装置の代替的な使用方法を提供する。
心臓の電気的活動をマッピングするためのシステムの例には、カテーテルシャフトが含まれる。カテーテルシャフトは複数の電極を含み、該複数の電極は第１電極と第２電極を含む。システムは、プロセッサをさらに備える。プロセッサは、ある時間間隔において第１電極に対応する第１信号を収集し、第１信号に対応する第１時間‐周波数分布を生成することができる。第１時間‐周波数分布は、１つ以上の第１基本周波数で生じる第１主周波数値表示を含む。プロセッサは、さらに、第１信号またはその派生物に対してフィルタを適用して、第１主周波数値表示が１つの第１基本周波数で単一の第１主周波数値の表示からなるか、或いは複数の基本周波数で複数の第１主周波数値からなるかを判断することができる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、心臓の電気的活動をマッピングするためのシステムは、カテーテルシャフトを含む。カテーテルシャフトは、複数の電極を有し、該複数の電極は第１電極と第２電極を含む。システムは、プロセッサをさらに備える。プロセッサは、ある時間間隔において第１電極に対応する第１信号を収集し、第１信号に対応する第１時間‐周波数分布を生成することができる。第１時間‐周波数分布は、１つ以上の第１基本周波数で生じる第１主周波数値表示を含む。プロセッサは、第１信号またはその派生物にコムフィルタを適用して、第１主周波数値表示が１つの第１基本周波数で単一の第１主周波数値からなるか、或いは複数の基本周波数で複数の第１主周波数値からなるかを判断することができる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、システムは、第２電極に対応する第２信号を収集することができる。第２信号の収集は、ある時間間隔において行われる。システムは、第２信号に対応する第２時間‐周波数分布を生成することもできる。さらに、第２時間‐周波数分布は、第２主周波数値表示を含み、該第２主周波数値表示は、１つ以上の第２基本周波数で生じる１つ以上の第２主周波数値を含む。システムは、アトラクションポイントを決定することがさらにでき、アトラクションポイントは、１つ以上の第１主周波数値が１つ以上の第２周波数値に対して実質的に関連している場合に画定される。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、プロセッサは、第２電極に対応する第２信号を収集することができる。第２信号の収集は、ある時間間隔において行われる。システムは、第２信号に対応する第２時間‐周波数分布を生成することができる。加えて、第２時間‐周波数分布は、第２主周波数値表示を含み、該第２主周波数値表示は、１つ以上の第２基本周波数で生じる１つ以上の第２主周波数値を含む。システムは、アトラクションポイントを決定することがさらにでき、アトラクションポイントは、１つ以上の第１主周波数値が１つ以上の第２主周波数値に実質的に関連している場合に画定される。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、システムは、第２信号、第２信号の派生物、及び／又はアトラクションポイントにフィルタを適用することがさらにできる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、第１信号またはその派生物、第２信号またはその派生物、又は第１及び第２信号の両方またはそれらの派生物にフィルタを適用することは、アトラクションポイントを決定する前にフィルタを適用することを含む。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、第１信号またはその派生物、第２信号またはその派生物、又は第１及び第２信号の両方またはそれらの派生物にフィルタを適用することは、アトラクションポイントを決定した後にフィルタを適用することを含む。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、第１時間‐周波数分布の生成には、フーリエ変換、短時間フーリエ変換、又はウェーブレット変換の少なくとも１つを用いる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、時間‐周波数分布の生成は、第１信号のスペクトログラムを生成することよりなる。
上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、第１信号またはその派生物にフィルタを適用し、第１信号又はその派生物の１つ以上の高調波成分を用いる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、第１信号またはその派生物にフィルタを適用することは、第１信号またはその派生物にコムフィルタを適用することを含む。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、システムは、第１信号またはその派生物の１つ以上の高調波成分を用いることができ、１つ以上の基本周波数の整数倍において周波数値を同定することを含む。整数倍に対応する該周波数値は、１つ以上の該基本周波数値に加えられる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、システムは、視覚的表示を生成することができ、該視覚的表示は、視覚的インジケータを少なくとも１つ表示することを含み、該視覚的インジケータは、第１信号および／又は第２信号またはそれらの派生物に対応している。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、システムは、視覚的表示を生成することができ、１つ以上の第１基本周波数および／又は第２基本周波数に対応する正弦波を少なくとも１つ表示することをさらに含む。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、視覚的表示は、位相マップを表示することを含む。
上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、視覚的インジケータは、色、テキスト、又は両方である。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、視覚的表示は、解剖学的チャンバー上に表示されるムービーを含む。
心臓の電気的活動をマップするためのシステムの別例は、カテーテルシャフトを含む。カテーテルシャフトは、複数の電極を備える。複数の電極は、第１電極と第２電極を含む。システムは、プロセッサをさらに備える。プロセッサは、ある時間間隔にわたって電極に対応する信号を収集することができ、信号に対応する時間‐周波数分布を生成することができる。さらに、時間‐周波数分布は、主周波数値表示を含み、該主周波数表示は１つ以上の基本周波数で生じる１つ以上の主周波数値を含む。該システムは、信号又はその派生物の１つ以上の高調波成分を用いて信号を修正し、１つ以上の主周波数値が単一の主周波数値から成るか、あるいは複数の主周波数値から成るかを判断することができる。システムは、さらに、修正した信号を解析して、１つ以上の主周波数値が単一の主周波数値から成るか、あるいは複数の主周波数値から成るかを同定することができる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、信号又はそれらの派生物の１つ以上の高調波成分を用いることは、１つ以上の基本周波数の整数倍において周波数値を同定することを含み、整数倍に対応する周波数値は、１つ以上の基本周波数で生じる１つ以上の主周波数値に加えられる。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、修正された信号を解析することは、修正された信号内の１つ以上の主周波数値の振幅を比較することを含む。
上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、１つ以上の主周波数値を比較することは、１つ以上の基本周波数の整数倍に対応する周波数値を１つ以上の基本周波数で生じる１つ以上の主周波数値に加えたあと、主周波数の振幅値を比較することを含む。

上記の例のいずれか１つに追加的に／又は代替的に、プロセッサは、信号又はその派生物に対応する１つ以上の正弦波を含む視覚的表示を生成することができる。
心臓の電気的活動をマッピングする方法の例は、ある時間間隔にわたって第１電極に対応する第１信号を収集することと、第２電極に対応する第２信号を収集することを含む。第２信号を取集することは、ある時間間隔にわたって行われる。方法は、さらに、第１信号に対応する第１時間−周波数分布を生成することができる。さらに、該第１時間‐周波数分布は、１つ以上の第１基本周波数で生じる第１主周波数値表示を含む。方法は、第２信号に対応する第２時間‐周波数分布を生成することがさらにできる。該第２時間‐周波数分布は、第２主周波数値表示を含む。さらに、第２主周波数値表示は、１つ以上の第２基本周波数で生じる１つ以上の第２主周波数値を含む。該方法は、第１信号又はその派生物にフィルタを適用して、第１主周波数値表示が、１つの第１基本周波数で単一の第１主周波数値を含むか、あるいは複数の基本周波数で複数の第１主周波数値を含むかを判断すること、及びアトラクションポイントを決定することをさらに含む。該アトラクションポイントは、１つ以上の第１主周波数値が１つ以上の第２主周波数値に実質的に関連している場合に画定される。

いくつかの実施形態に関する上記の概要は、本明細書に記載された各実施形態、又はすべての実施例を説明することを意図していない。以下の図面及び詳細な説明は、実施形態をより詳細に例示するものである。

複数の実施形態が開示されているが、当業者であれば、発明の実施形態を例示的に図示し且つ説明した以下の詳細な説明を参照することにより、本発明のその他の実施形態は明らかだろう。したがって、以下の図面、詳細な説明は、例示であって限定ではないことに留意されたい。

本明細書は、添付の図面を参照することにより、以下の詳細な説明を考慮することにより完全に理解し得る。
本発明は様々な変化形、代替形が可能であるが、それらの特別なものが、例示の方法によって図面に示され詳細に説明されている。しかしながら、これらの説明は、発明の範囲を記載された特定の実施形態に限定することを意図するものではない。むしろ、本発明の精神、及び範囲に入るすべての変化物、均等物、代替物を包含することを意図するものであると解されたい。

診断および治療目的で体内の標的組織にアクセスするためのカテーテルシステムの例を示す概略図。 図１のシステムで用いられる構造を備えるバスケット状機能要素を有するマッピングカテーテルの例を示す概略図。 複数のマッピング電極を含む機能要素の例を示す概略図。 時間領域の電気記録図信号の例および対応する周波数領域の周波数表示を示す図。 単一の電極の時間‐周波数表示の例を示す図。 単一の電極の時間‐周波数表示の例を２次元で示す図。 ２つの電極の時間‐周波数表示の例を２次元で示す図。 単一の振幅ピークを含む時間‐周波数表示の例を示す図。 ２つの振幅ピークを含む時間‐周波数表示の例を示す図。 ２つの振幅ピークを含む周波数スペクトルの例を示す図。 異なる振幅値を有する２つの振幅ピークを含む周波数スペクトルの例を示す図。

以下に定義する用語については、これらの定義は、請求項、又は本明細書のその他の場所で異なる定義が与えられない限り、適用されるものとする。
本明細書では、全ての数値は、明確に記載されているか否かに拘わらず、「約」の語によって修飾されるものと想定されている。「約」という用語は、一般的に当業者が、記述されている値に均等であると考える数字の範囲（同じ機能、又は結果が得られるなど）を言う。多くの場合には、「約」という用語は、最も近い有効数字に四捨五入される複数の数字を含みうる。

数字の範囲が終点で記述される場合は、その範囲の全ての数字を含む（１乃至５は、１，１．５，２，２．７５，３，３．８０，４及び５を含む）。
本明細書および添付の請求の範囲で使用されるように、単数形の「ａ」、「ａｎ」、及び「ｔｈｅ」は、内容が別の意味を明確に指定しない限り複数の指示対象を含む。本明細書及び添付の請求の範囲で使用されるように、内容が他の意味を明確に指示しない限り「ｏｒ」の語は、一般的に「ａｎｄ／ｏｒ」を含む意味で使用される。

本明細書内の「ある例」、「いくつかの例」、「その他の例」は、１つ以上の特定の特徴、構造、及び／又は性質を備えうる。しかしながら、このような記述は、全ての例が特定の特徴、構造、及び／又は性質を備えなければならないことを必ずしも意味するものではない。加えて、特定の特徴、構造、及び／又は性質が１の例と関連して記載されている場合は、このような特徴、構造、及び／性質は反対のことが明白に述べられていない限り、明確に記載されているか否かに拘わらずその他の例にも使用されてよいものとする。また、特定の特徴、構造、及び／又は性質が１の例に関連づけて記載されている場合は、その他の例では、全ての組み合わせにおいて、開示された特徴、構造、及び／又は性質のうちの一部を含む場合があることを示唆している。

以下の詳細な説明は、図を参照して読まれたい。図面では、異なる図面の類似の要素には同じ符号が付される。図面は、必ずしも縮尺通りではなく、また実施形態を例示したものであって、本発明の範囲を限定するものではないことに留意されたい。

心拍障害の電気生理をマッピングすることには、バスケット型カテーテル（ボストンサイエンス社のコンステレーションカテーテルなど）等の複数のセンサを備えるマッピング／検出装置を心臓のチャンバー内に挿入することがしばしば含まれる。センサ、例えば電極は、心臓の電気的活動などの生理学的な信号をセンサの部分で検出する。検出された心臓の電気的活動は、センサの位置に対して心臓組織を通過する細胞の興奮を正確に表すように電気記録図の信号に演算処理される必要がある。演算処理システムは、信号を解析して表示装置上に出力する。さらに、該演算処理システムは、静的又は動的な興奮マップのような演算処理後の出力として信号を出力する。医師などの装置使用者は、この演算処理後の出力を用いて診断を行うことが可能である。

図１は、診断および／又は治療の目的で体内の標的組織にアクセスしているシステム１０の概略図である。図１は、心臓の左心房内に送達されたシステム１０を示している。代替的に、システム１０は、左心室、右心房、又は右心室のような心臓の他の領域に送達されることも可能である。例示された実施形態では、システム１０は、心筋組織のアブレーションに使用されるように図示されているが、システム１０（及び本明細書で記載される方法）は、前立腺、脳、胆嚢、子宮、神経、血管、及びカテーテルが必要とされないシステムを含むその他の場所において組織をアブレーションするための方法など、他の組織でアブレーションを実施する用途に用いられるように構成されてよい。

システム１０は、マッピングカテーテル又はプローブ１４、及びアブレーションカテーテル又はプローブ１６を備える。各プローブ１４／１６は、静脈、又は動脈（大腿静脈又は動脈など）を通って、選択された心臓の領域１２の中に別々に挿入される。代替的には、マッピングカテーテル１４およびアブレーションカテーテル１６は、心臓の領域１２の中に同時に挿入され且つ送達されるように、一体化された構成としてもよい。

マッピングプローブ１４は、可撓性を有するカテーテルボディ１８を備える。カテーテルボディ１８の遠位端は、３次元多電極構造２０を備える。例示の実施形態では、構造２０は、開放性の内部空間２２を画定するバスケット形状を取る（図２参照）が、その他の多電極構造も使用されうる。構造２０は、構造２０上に配置された電極および導電部材を含むマッピング電極２４（図１には明示されていないが、図２に示されている）を複数備える。各電極２４は、各電極２４に隣接する解剖学的領域で、例えば、電気信号で表される内因性の生理学的活動を検知または検出するように構成される。

加えて、電極２４は、解剖学的構造内の内因性の生理学的活動の興奮信号を検出するように構成される。例えば、内因性の心臓の電気的活動には、興奮事象の開始時に比較的大きなスパイクを有する電気的活動の反復性の波または半反復性（ｓｅｍｉ−ｒｅｐｅａｔｉｎｇ）の波が含まれる。電極２４は、そのような興奮事象及びそのような興奮事象が生じた時間を検出する。一般的に、電極２４は、電気的活動の波が心臓を通って伝搬する間の異なる時間において興奮事象を検出する。例えば、電気的な波が、電極２４の第１のグループの近くで始まった場合には、電極２４の第１グループがこれとほぼ同時に又は比較的短い時間ウインドウ内で興奮事象を検出する。電気的な波が心臓を通って伝搬する間に、電極２４の第２グループが、電極２４の第１グループよりあとの時間において、電気的な波の該興奮事象を検出する。

電極２４は、演算処理システム３２に対して電気的に接続される。信号ワイヤ（図示略）は構造２０の上で各電極２４に対して電気的に接続される。信号ワイヤは、プローブ１４のカテーテルボディ１８を通って延び、各電極２４を演算処理システム３２の入力に対して電気的に接続する。電極２４は、心臓内で電極と物理的に隣接している、心筋組織など、解剖学的領域内で電気的活動を検出する。検出された電気的活動（興奮信号を含む、心臓によって生成された電気信号など）は、演算処理システム３２によって演算処理され、演算処理された出力、例えば解剖学的マップ（ベクターマップ、興奮時間マップなど）又はヒルベルト変換図等を生成することによって、医師等の装置使用者が、心臓内において、診断および／又はアブレーション処置等の治療法を行うのに適した１つ以上の場所を同定することを支援する。例えば、演算処理システム３２は、近位フィールド信号成分（マッピング電極２４に隣接する細胞組織から生じる興奮信号など）または妨害的な信号である遠位フィールド信号成分（隣接する組織以外に由来する興奮信号など）を同定し得る。構造２０が心臓の心房内に配置された例では、近位フィールド信号成分は心房の心筋組織に由来する興奮信号であり、遠位フィールド信号成分は、心室の心筋組織に由来する興奮信号であろう。近位フィールド興奮信号成分は、異常を見つけ、異常を治療する為に（アブレーション治療など）アブレーションに適した場所を決定する為にさらに解析される。

演算処理システム３２は、取得された生理学的な興奮を受信し及び／又は演算処理する為に、特化した回路を備える（個別論理素子，１つ以上のマイクロコントローラ；特定用途向け集積デバイス（ＡＳＩＣｓ）；又はプログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤｓ）やフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡｓ）などの特別に構成されたプログラム可能なデバイス等）を備えうる。いくつかの例では、演算処理システム３２は、受信された生理学的な興奮に関連する情報を受信し、解析し、及び表示する為に命令を実行する一般的な用途のマイクロプロセッサ、及び／又は特殊化したマイクロプロセッサ（デジタル信号プロセッサ、又はＤＳＰであって、興奮信号を演算処理するための最適化されている）を備えうる。係る例では、演算処理システム３２はプログラム命令を含み、該プログラム命令が実施されると、信号演算処理の一部を実行する。プログラム命令は、ファームウェア、マイクロコード、又はマイクロプロセッサまたはマイクロコントローラで実行されるアプリケーションコードを含むことができる。上記で説明された実施形態は単なる例示であって、読者は、演算処理システム３２が、電気信号を受信し受信された電気信号を演算処理する為の如何なる好適な形式も取ることができることを解するだろう。

加えて、演算処理システム３２は、電極２４に隣接する心筋組織内の心臓の電気的活動を測定するように構成されうる。例えば、演算処理システム３２は、マップされる解剖学的特徴において、優勢な旋回性興奮パターンまたは発散性興奮パターンに関連する電気的活動を検出するように構成される。優勢な旋回性興奮又は発散性興奮パターンは心房細動の発生と持続性に関係しているため、旋回経路、旋回中心及び／又は発散部位をアブレーションすることは、心房細動を根治するのに有効であると考えられる。演算処理システム３２は、検出された心臓の電気的活動を演算処理して関連する特徴を表示する。このような演算処理された出力は、等時性マップ、興奮時間マップ、位相マップ、活動電位持続時間（ＡＰＤ）マップ、ヒルベルト変換図、ベクターフィールドマップ、等高線マップ、信頼性マップ、電気記録図、心臓の活動電位などを含む。これらの関連する特徴は、装置使用者がアブレーション治療を実施するのに適した場所を同定することを支援しうる。

アブレーションプローブ１６は、１つ以上のアブレーション電極３６を含む可撓性を有するカテーテルボディ３４を備える。１つ以上のアブレーション電極３６は、１つ以上のアブレーション電極３６にアブレーションエネルギーを送るように構成された高周波（ＲＦ）発生器３７に電気的に接続される。アブレーションプローブ１６は、構造２０と同様に、処置される生体構造に対しても動かすことが可能である。アブレーションプローブ１６は、１つ以上のアブレーション電極３６が処置される組織に対して配置されるように、構造２０の電極２４の間、又は電極２４に隣接して配置される。

演算処理システム３２は、表示装置４０などの適した装置にデータを出力し、装置使用者に対して関連情報を提供する。いくつかの例では、装置４０は、ＣＲＴ，ＬＥＤ，又はその他の表示、あるいはプリンターである。装置４０は、装置使用者に有用なフォーマットで関連情報を提示する。加えて、演算処理システム３２は、装置４０上に表示するために、位置を同定する出力を生成する。この表示は、装置使用者が、アブレーションのために同定された場所で、組織にアブレーション電極３６を接触させる際に助けとなりうる。

図２は、マッピングカテーテル１４を例示したものであり、図１のシステム１０の用途に適した、遠位端にある電極２４を示したものである。マッピングカテーテル１４は、可撓性のカテーテルボディ１８を備え、カテーテルの遠位端は、マッピング電極またはマッピングセンサ２４を含む立体的な多電極構造２０を備える。マッピング電極２４は、心筋組織内で興奮信号を含む心臓の電気的活動を検出する。検出された心臓の電気的活動は、演算処理システム３２によって演算処理され、関連する特徴を生成し且つ表示することにより、装置使用者が、心拍異常又はその他の心筋異常のある場所を同定することを支援する。この情報は、同定された場所においてアブレーションなどの適切な処置を行うための場所を決定し、及び同定された場所に１つ以上のアブレーション電極３６をナビゲートする目的で使用される。

例示の立体的な多電極構造２０は、基部材４１及び終端キャップ４２から成り、その間にある可撓性を有するスプライン４４は、円周方向に間隔をおいて延びている。上記に説明したように、構造２０は、開放性の内部空間２２を画定するバスケット形状を取りうる。いくつかの例では、スプライン４４は、ニチノール、その他の金属、シリコンゴム、好適なポリマーなどの弾性を備えた材料で作製され、接触した組織表面に対して湾曲し、適合するように、基部材４１と終端キャップ４２間において、弾性があり、張力がかかった状態で連結される。図２の例では、８つのスプライン４４が立体的な多電極構造２０を形成している。別例では、用いられるスプライン４４は、これより多くてもよいし少なくてもよい。例示されているように、各スプライン４４は、８つのマッピング電極を備える。立体的な多電極構成２０の別例では、各スプライン４４上に配置されるマッピング電極２４は、これより多くてもよいし少なくてもよい。図２に示されている例では、構造２０は、比較的小さい（直径４０ｍｍ以下など）。別例では、構造２０は、さらに小さくてしてもよいし大きくてもよい（直径４ｍｍより小さい又は大きいなど）。

摺動可能なシース５０は、カテーテルボディ１８の主軸に沿って動かすことが可能である。シースをカテーテルボディ１８に対して遠位方向に動かせば、シース５０は構造２０を超えて移動するため、構造２０はコンパクト、つまり、心臓内のような生体構造の内部空間に挿入し及び／又は除去するのに好適な低姿勢、に折り畳むことが可能である。これとは逆に、シースをカテーテルボディに対して近位方向に動かせば、構造２０は弾性的に拡張し、図２で示されるように張力がかかった姿勢をとることが可能である。

信号ワイヤ（図示略）は、各マッピング電極２４に対して電気的に接続されうる。信号ワイヤは、マッピングカテーテル２０のカテーテルボディ１８を通って（又はカテーテルボディ１８を通って、及び／又は沿って）ハンドル５４内に延び、その中で外部コネクタ５６に接続される。該外部コネクタは、複数のピンを備えるコネクタであってもよい。コネクタ５６は、マッピング電極２４を演算処理システム３２に対して電気的に接続する。これらの説明は、例に過ぎないことに留意されたい。これらの例およびその他の例に関するものであって、マッピングシステムおよびマッピングカテーテルで生成された信号を演算処理するための方法に関する追加的な説明は、米国特許第６，０７０，０９４号明細書、米国特許第６，２３３，４９１号明細書、及び米国特許第６，７３５，４６５号明細書で確認することができる。これらの明細書の内容は、ここで引用することにより、本願明細書に別段に援用されるものとする。

システム１０の操作を説明するために、図３は、複数のマッピング電極２４を含むバスケット構造２０の例を示す概略側面図である。この例では、バスケット構造は、６４個のマッピング電極２４を含んでいる。マッピング電極２４は、８個のスプライン（ラベルＡ，Ｂ，Ｇ，Ｃ，Ｄ，Ｅ，Ｆ，ＧおよびＨ）の各々の上に８つの電極（１，２，３，４，５，６，７および８）のグループで配置される。６４個の電極が、バスケット構造２０の上に配置されているのが示されているが、６４個のマッピング電極２４は、異なる数で配置されてもよいし（より多く又は少ないスプライン、及び／又は電極）、異なる構造および／又は異なる位置に配置されてもよい。加えて、複数のバスケット構造が、同じ又は異なる解剖学的構造内に送達され異なる解剖学的構造から信号を同時に収集することもできる。

演算処理システム３２は、バスケット構造２０が処置される解剖学的構造（心臓の左心房、左心室、右心房、右心室など）に隣接して配置されたあと、各電極２４のチャンネルから心臓の電気的活動を記録するように構成される。記録された心臓の電気的活動は、隣接する解剖学的構造の生理学的活動に関連づけられる。例えば、電極２４で検出される心臓の電気的活動は、生理学的活動（心臓の収縮など）の開始を示す興奮信号を含んでいることがある。加えて、生理学的活動に対応する心臓の電気的活動は、内因性の生理学的活動（内因性に生成された電気信号など）に応答して検出される場合もあるし、又は複数の電極２４の少なくとも１つによって構成される所定のペーシング方法（ペーシング装置によって送られる送達電気信号など）に基づいて検出される場合もある。

本明細書で説明されるものの多くは、心臓内でのシステム１０の使用に関するものであるが、いくつかの例では、システム１０は、計算、シミュレーション、及び／又は理論的計算結果などに加えて体の他の場所で使用されてもよい。例えば、実施形態は、神経活動の計測、心内膜および／又は心外膜の活動の計測、単極計測、２極計測、単極２極両方による計測などにも利用されうる。言い換えれば、本明細書で開示された実施形態および／又は技術は、実測されたもの、計算で得られたものにかかわらず、如何なる電気的計測及び／又は如何なる電気的活動にも適用されうる。

コンステレーションカテーテルなどのマッピング／検出装置に沿って存在する電極の配置、寸法、間隔、位置は、標的とする解剖学的構造の個別の形状と相まって、電極２４が細胞組織の電気的活動を検出し、計測し、収集し、及び伝達することができるか否かに影響し得る。上記で述べたように、マッピングカテーテル、コンステレーションカテーテルなどの検出装置のスプライン４４は湾曲可能であるため、様々な形状および／又は構成をとる個別の解剖学的構造に適合し得る。加えて、解剖学的構造の如何なる所与の位置においても、１つ以上のスプライン４４が隣接する細胞組織と接触することがないように、構造２０を操作することが可能である。例えば、スプライン４４がよじれ、湾曲し、又は互いの上に位置することにより、スプライン４４を近傍の細胞組織から離間させることが可能である。さらに、電極２４は、１つ以上のスプライン４４の上に配置されているため、隣接する細胞組織に接触していないこともある。細胞組織に接触していない電極２４は、電気的活動の情報を検知し、検出し、計測し、収集し、及び／又は伝達することができないことがある。加えて、電極２４が、電気的活動の情報を検知し、検出し、計測し、収集し、及び／又は伝達することができない為に、演算処理システム３２は、診断情報、及び／又は演算処理された出力を正確に表示することができないこともある。例えば、いくつかの必要な情報が欠ける場合、および／又は正確に表示されない場合がある。

上記の説明に加えて、電極２４は、他の理由で隣接する細胞組織と接触していないことがある。例えば、マッピングカテーテル１４を操作することにより電極２４が移動して、電極と組織の接触性が悪くなる場合がある。また、電極２４は、線維化し、死に、又は機能的に不応化した組織に隣接して配置される場合もある。線維化し、死に、又は機能的に不応化した組織は、電位の変化に対して脱分極および／又は応答できないため、線維化し、死に、又は機能的に不応化した組織に隣接して配置された電極２４は、電位変化を検出することができない。さらには、遠隔の心室事象及び電線のノイズが、組織活動の計測の妨げとなる場合もある。

しかしながら、健康で、応答性を保持した細胞組織に接触している電極２４は、伝搬する細胞の興奮波面の電位差の変化を検出することができる。細胞組織の電圧差の変化は、検出され、収集され、電気記録図として表示される。電気記録図は、時間間隔にわたって細胞組織の電圧差の経時変化を視覚的に表示したものである。加えて、電気信号の基準点として、電気記録図の特別な特性を定義することが求められる場合がある。本明細書の論旨においては、基準点は、細胞組織の特徴を同定する際に使用される電気記録図の特徴であるものとする。基準点は、電気信号のピーク振幅、スロープの変化、及び／又は電気信号の偏倚に対応し得る。基準点は、診断および／又は演算処理された出力を生成する為に用いられる電気記録図などの信号のその他の特徴を含んでよいと考えられる。また、基準点は、臨床医により手動で、及び／又は演算処理システム３２により自動的に同定されてもよい。

電位の経時変化を表示する電気記録図は、「時間領域」に電気信号を視覚的に表示したものと定義される。しかしながら、如何なる電気信号も「周波数領域」に当然に表示できることは、一般的に理解されている。所望に応じて、時間領域と周波数領域の間で信号を変換する為に、変換（フーリエ変換、高速フーリエ変換、ウェーブレット変換、ウィグナー・ビレ変換など）が用いられる。電気的信号も、ヒルベルト変換のような変換によって得られる解析領域に当然に表示される。

さらに、正常に機能している心臓では、心筋細胞の電気的な放電は、規則正しく、線形性に生じる。したがって、細胞の興奮波面の非線形性の伝搬が検出された場合は、細胞の発火が異常であることを表している。例えば、細胞が旋回パターンで発火する場合、優勢な旋回性興奮及び／又は発散性興奮パターンが存在することを示している。さらには、細胞の異常な発火が局所性の標的組織域を越えて生じるために、電気的活動は、病的又は異常な細胞組織の周辺、内部、又は隣接して伝搬する際に、形状、強度、又は方向を変えることがある。病的又は異常な組織のこれらの局所性領域を同定することにより、治療および／又は診断を実施すべき場所を装置使用者に提供することができる。例えば、リエントリまたは旋回電流を有する領域を同定することによって、病的又は異常な細胞組織を明らかにできる場合がある。病的又は異常な細胞組織は、アブレーション処置の標的となりうる。上記で説明されたように、演算処理された様々な出力を用いて、円周性、固着性、旋回性などの異常な細胞の興奮波面の伝搬を同定することが可能である。

少なくともいくつかの実施形態において、演算処理された出力を生成する過程は、構造２０の上の電極２４の６４個の電極のうちの１つ以上から信号（第１電極に対応する第１信号、及び第２電極に対応する第２信号など）を収集することによって始まる。上記で述べたように、検出された信号は、収集され、時間領域に表示される。しかしながら、少なくとも１つの実施形態においては、時間領域に表示される信号は、演算処理された出力をさらに生成する為に周波数領域内に変換されてよい。上記で述べたように、フーリエ変換、高速フーリエ変換など、信号について周波数とパワーに関する情報が得られる変換を用いて、時間領域と周波数領域の間で信号が変換されうる。図４は、周波数領域６２の対応する周波数表示と共に時間領域６０の電気記録図の信号の例を示したものである。

加えて、いくつかの例では、ある時間間隔にわたって周波数表示を解析することが求められる場合がある。例えば、時間‐周波数表示をする際に、収集された信号データを解析することが求められることがある。いくつかの例では、時間‐周波数表示は、スペクトログラムと呼ばれる。本明細書の目的においては、時間‐周波数表示とスペクトログラムという用語は、交換可能なものとして扱う。

スペクトログラムは、時間（又は別の変数）と共に変化する細胞組織の応答に対応する周波数の振幅を表示したものである。いくつかの例では、スペクトログラムを生成する為に、フーリエ変換、短時間フーリエ変換、ウェーブレット変換など、信号について周波数とパワーに関する情報を生成する変換が使用される。図５は、スペクトログラム５８の例を３次元的に視覚的に表示したものである。スペクトログラム５８は、多電極構造２０の上の電極２４に対応しうる。スペクトログラム５８は、図５には視覚的に表示されているが、演算処理システム３２は、スペクトルグラムを実際に視覚的に表示することなく、スペクトログラムを再構築する為に必要なデータを作成してもよい。さらに、演算処理システム３２は、視覚的にスペクトログラムを表示することとは別に、収集されたデータを用いてもよい。

図５に示されるように、スペクトログラムは、周波数６２の範囲で振幅が変化する周波数スペクトル６０を表示している。実際には、周波数の範囲６２は、オリジナル、つまり収集された電気信号および／又は装置使用者によって選択された周波数範囲に対応しうる。加えて、演算処理システム３２は、使用されるデータに対する周波数範囲を、構造２０の上の６４個の電極２４から収集された信号の１つ以上から選択してもよい。例えば、３−７Ｈｚの周波数範囲は、異常な心臓の電気的活動が生じる範囲であることが明らかにされている（経験的に）。例えば、心房細動は、３−７Ｈｚの周波数範囲で主に発生する。その他の異常な心房事象もこの周波数の範囲内で起こると考えられる。しかしながら、異常な心臓の活動は、３−７Ｈｚの周波数範囲外でも起きうることを理解されたい。

加えて、選択された及び／又はフィルタ処理後の周波数の範囲は３−７Ｈｚより大きいこともあるし小さいこともあることを理解されたい（上端、下端は、±２−１０Ｈｚで修正されうる）。ある特定の周波数範囲内のデータを選択又は無視する（ある用途に対して予測される範囲に従ってなど）ことにより、本明細書で開示される実施形態の技術及び／又は演算処理される出力を改善しうる。例えば、周波数範囲は、狭い範囲（３−７Ｈｚ，２−１０Ｈｚ，５−２０Ｈｚなど）にしてもよいし又は広い範囲（０−６０Ｈｚ，５−１００Ｈｚ，０−２００Ｈｚなど）にしてもよい。

図５に示されるように、周波数スペクトル６０は、検出され、収集されたオリジナルの電気信号が含まれる時間間隔の一部に対応している。加えて、周波数スペクトルは、時間間隔で変化し得る。例えば、第２周波数スペクトル６４は、第２時間間隔で生じる（周波数スペクトル６２に対応する時間間隔と比べると）。示されているように、周波数スペクトル６４は、周波数スペクトル６０とは異なる。周波数スペクトル６４と周波数スペクトル６０が異なるのは、スペクトルの振幅が周波数値に対して経時的に変化しているためである場合がある。さらには、スペクトルの振幅が周波数値に対して経時的に変化するのは、検出され、収集される電気信号の基となる細胞組織の応答が変化していることに対応している場合がある。

図５に示されていることに加えて、図６には２次元スペクトログラム６６が示されている。図６に示されるように、スペクトログラム６６はスペクトログラム５８と同じ情報を伝達する。しかしながら、情報は、異なる形式で表示されている。例えば、図６では、時間間隔はＹ軸に表示され、周波数の範囲はＸ軸に表示されている。各周波数の振幅の値は、視覚的に伝えられてもよい。例えば、大きさの値は、カラースペクトルで表示されてもよい。言い換えれば、色の範囲によって所与の周波数の相対的な大きさが表示されてもよい。本明細書で開示される例は、単なる例に過ぎない。スペクトログラム（時間経過に伴う周波数の変化を含む）及び／又は所与の周波数の大きさを表示するその他の方法も考えられる。例えば、大きさの値は、テキストで表示されてもよい。

いくつかの例では、電極２４で検出され、収集される電気信号は、所与の時間間隔において同じ又はとてもよく似た周波数特性を示すことがある。例えば、電極２４で検出され且つ収集された電気信号は、ある時間間隔において、ある周波数で同じ又はよく似た振幅を示す。言い換えれば、所与の電極が、ある時間間隔にわたって所与の周波数で一定の振幅を示す電気信号を検出し且つ収集することがある。加えて、類似の周波数特性が、スペクトログラム上に表示され、再現され及び／又は同定されることがある。例えば、スペクトログラムは、ある時間間隔において、ある所与の周波数で一定の振幅値を示すことがある。

図６は、ある時間間隔を表示するスペクトログラム６６の例を示したものであり、スペクトログラム６６には、振幅値が、所与の周波数、及び／又は所与の周波数範囲で一定である例が示されている。例えば、振幅値が、所与の周波数である時間間隔にわたって一定である例が、太字の円６８で示されている。この例では、太字の円６８は、ある所与の時間間隔において同じ周波数で互いに（クロスハッチングで示されるように）ほぼ同じ振幅値を示している。図６では、周波数の該例は、振幅値がほぼ同じで、およそ４．７Ｈｚであることがわかる。さらに、該振幅値は、およそ４５秒から６６．７５秒の時間間隔において生じていることがわかる。いくつかの例において、該振幅値は、所与の周波数または時間間隔において一定でない場合もあると考えられる。

上記で述べたように、振幅値は、ある単一の周波数または周波数のある範囲で一定である場合がある。図６で示されるように、周波数の振幅は、約４乃至５Ｈｚの周波数範囲で一定している。いくつかの例では、周波数値がほぼ一定である単一の周波数は、「主周波数」と呼ばれることがある。同様に、振幅値がほぼ一定している周波数帯は、「主周波数帯」と呼ばれることがある。例えば、図６では、４−５Ｈｚが主周波数であると考えられる。同様に、４−５Ｈｚは、主周波数帯であるとも考えられる。所与のスペクトログラムには、複数の主周波数、及び／又は主周波数帯が表示されることがあると解される。

さらに、上記に説明した実施形態は、多電極構造２０上の１つ以上の電極２４に対して適用可能であると解されたい。例えば、いくつかの例では、多電極構造２０上の１つ以上の電極２４について１つのスペクトログラムを生成することが求められる場合がある。また、多電極構造２０上の１つ以上の電極２４について生成された複数のスペクトログラムによって提供される情報を比較することが求められる場合もある。例えば、振幅、主周波数、主周波数帯が、多電極構造２０上の１つ以上の電極２４にわたって生じる場合には、振幅、主周波数、主周波数帯、及び／又は時点、又は時間間隔を比較し、及び／又は対応させることが求められる。

いくつかの実施形態では、１つの電極２４についての１つのスペクトログラム特性を、多電極構造２０上の残りの電極２４の複数のスペクトログラムと関連づけて考え、且つ比較し、及び／又は対比することが求められる場合がある。いくつかの例では、１つのスペクトログラムの特徴は「モード」と呼ばれる。多電極構造２０上の電極２４の複数のスペクトログラムを比較する際には、様々な特徴／モードが使用されうると考えられる。例えば、特別な特徴／モードは、最大振幅を有する周波数値（本明細書では「最大周波数値」と呼ぶ）、チャープ、最大振幅を有する持続性周波数値（本明細書では、「持続性最大周波数値」と呼ぶ）、最大振幅を有する局所性周波数値および／又はその他の主周波数特性である。これらは例に過ぎない。その他の特徴／モードも考えられる。いくつかの例では、モードは「主特徴」と呼ばれる。主特徴は、「主周波数」と呼ばれる周波数および「主時点」と呼ばれる時点で生じうる。いくつかの例において、「主周波数」と呼ばれる周波数および「主時点」と呼ばれる時点で生じる主特徴の値（パワー，振幅など）は、「主周波数値」および／又は「主周波数値表示」と呼ばれる。さらに、いくつかの例では、モードは「主周波数値」と呼ばれる。加えて、装置使用者によって定義されるその他の主周波数値が、モードと定義されてもよい。いくつかの例では、単一の電極に対する単一のスペクトログラムは、演算処理システム３２によって同定される１つ以上のモードを示す場合がある。

いくつかの例では、演算処理システム３２は、特定の特徴を示す電極をグループ化してもよい。また、演算処理システム３２は、共通の特徴が、ほぼ同じ周波数で且つほぼ同じ時点および／又は時間間隔で生じた場合に限り、特定の特徴を示す電極を選択的にグループ化してもよい。言い換えれば、演算処理システム３２は、各電極の特定の特徴が互いに実質的に関連性を有する場合に、該特定の特徴を示す電極をグループ化してよい。例えば、いくつかの例において、電極をグループ化する際に用いられる特徴は、ある特定の周波数で生じる最大振幅であってよい。特定の周波数で生じる最大振幅は、１の時点または時間間隔において生じる。上記で述べたように、電極をグループ化するのに用いられる特徴は、最大振幅を有する周波数値（本明細書では「最大周波数値」と呼ぶ）、チャープ、最大振幅を含む持続性周波数値（本明細書では「持続性最大周波数値」と呼ぶ）、最大振幅を含む局所性周波数値（本明細書では「局所性最大周波数値」と呼ぶ）および／又は電極２４の所与のスペクトログラム上に存在するその他の主周波数特性であってもよい。

いくつかの例において、演算処理システム３２は、共通の周波数、及び共通の時点、又は時間間隔で生じる特定の共通の特徴を示す電極を選択的にグループ化する。言い換えれば、演算処理システム３２は、特定の周波数特性（最大振幅を有する持続性周波数値など）について所与の電極のスペクトログラムをまず解析する。周波数特性を同定したあと、演算処理システム３２は、周波数特性が生じた周波数および時点を決定する。周波数特性、特性が生じた周波数、及び特性が生じた時点を決定した後で、演算処理システム３２は、この電極の共通の特徴、共通の周波数および共通の時点に一致する箇所を探して、残りの電極２４のスペクトログラムを解析する。共通の特徴、周波数および時点を示すスペクトログラムを示す電極は、その後グループ化される。共通の特徴、周波数および時点は、「アトラクションポイント」（ａｔｔｒａｃｔｉｏｎ ｐｏｉｎｔ）と呼ばれることがある。加えて、共通の特徴、周波数及び時点を示すスペクトログラムを示す電極のグループは、「アトラクションポイント」と呼ばれることがある。

加えて、所与の電極から得られた１のスペクトログラムが、スペクトログラムの時間間隔において１つ以上の特徴および／または主周波数値を示すことがあると解されたい。言い換えれば、同定可能な様々な特徴（最大周波数値，チャープ，持続性最大周波数値，局所性最大周波数値および／又は電極２４の所与のスペクトログラム上に見られるその他の主周波数特性など）は、異なる周波数および異なる時点で生じうる。演算処理システム３２は、電極２４の１つ以上の間で、１つ以上の特徴を解析し、比較し、対応させ、一致させ及び／又はグループ化してもよい。一致する特徴は、１つ以上の異なるアトラクションポイント及びモードとなりうる。いくつかの例では、モードが、電気的興奮パターンを定義してもよい。例えば、いくつかの例では、電気的興奮パターンの１つ以上のモードは、１つ以上のアトラクションポイントによって画定され、及び／又は１つ以上のアトラクションポイントから成る場合がある。加えて、電気的興奮パターンのモードが１つ以上の解剖学的特徴に対応する場合もある。

図７は、２つの電極の最大振幅値７２、７４を表示するスペクトログラムの例を示している。例示が目的である為、各電極についてスペクトログラム７０上に同定される特徴は最大振幅であると解されたい。しかしながら、該特徴は、最大周波数値、チャープ、持続性最大周波数値、局所性最大周波数値および／又は電極２４の所与のスペクトログラム上に見られるその他の主周波数特性であってもよい。図７には、最大振幅値７２、７４（及び、それらが生じる周波数と時点）が、左右の対角線のクロスハッチングで示されている。加えて、太字の円７８は、両方の電極の最大振幅値７２，７４がほぼ一致する周波数および時間間隔を示している（共通のクロスハッチングで表示）。言い換えれば、太字の円７８は、最大振幅値７２及び７４を示す各電極が、共通の時間間隔、共通の周波数において、共通の振幅を示すことを表している。上記で述べたように、この特別な組み合わせは、アトラクションポイントと呼ばれる。さらに、最大振幅７２、７４を示す電極は、この特定の時間間隔において同じモードを維持していることがある。実際には、特定のモードを示す電極は、多電極構造２０上において空間的に関連していることがしばしばある。ゆえに、いくつかの例では、特定の電極モードを同定することにより、標的を定めた治療を実施する為の明確な空間的位置を提供することが可能である。モード、及び対応する位置情報は最良の治療を実施する為の情報を与え、又は所与の状況が理由で効果が得られない治療を無くすことができる可能性がある。この治療には、アブレーション治療、薬物治療、刺激治療などが含まれうる。

上述のいくつかの実施形態では、共通の時間間隔において共通の周波数で生じる共通の特性に関連するものとして、アトラクションポイントを定義したが、その他の実施形態では、アトラクションポイントは、単一の周波数および単一の時点で生じる特定の特徴として定義されると考えることもあることを理解されたい。

加えて、周波数特性を定義する方法は、多数の異なる要因によって変更しうる。例えば、特定の周波数特性は、電極２４のスペクトログラム間でアトラクションポイントを探す際に演算処理システム３２が特定の特徴を用いるにあたり、満たされなければならないしきい値を含んでもよい。スペクトルの振幅に関する周波数特性を含むいくつかの実施形態では、該しきい値は、予測される振幅値の最小値であり、振幅値がしきい値に等しい場合または実質的に上回った場合に特性は満たされる。

上で述べたように、アトラクションポイントは、特定の周波数および特定の時点で生じる特定の特徴又はモードがスペクトログラムのグループ間で共有される場合に画定されうる。加えて、アトラクションポイントは、特徴が単一の周波数又は時点で生じた場合だけでなく、特定の特徴が周波数範囲または時間間隔で生じた場合にも画定されうる。例えば、いくつかの例では、演算処理システム３２は、共通の特徴が生じる周波数が２つの電極間で異なる場合であっても、２つの電極間のアトラクションポイントを同定しうる。同様に、いくつかの例では、演算処理システム３２は、共通の特徴が生じる時点が２つの電極間で異なる場合であっても、２つの電極間のアトラクションポイントを画定しうる。さらに、いくつかの例では、演算処理システム３２は、共通の特徴が生じる周波数と時点の両方が２つの電極間で異なる場合であっても、２つの電極間でアトラクションポイントを画定しうる。

いくつかの例において、本明細書で説明される実施形態は、ステップ、方法、計算および／又はアルゴリズムを実施し、使用し及び／又は演算処理するように予めプログラムされた演算処理システム３２を備える。しかしながら、如何なる所与の性質、値、しきい値なども装置使用者によって定義されてよいと解される。言い換えれば、演算処理システムは、特定の特徴および／又は入力変数について、装置使用者（臨床医など）が入力することができるように構成されてよい。装置使用者に画定された入力を認めることにより、装置使用者は、特定のアルゴリズム、又はシステムの出力を「カスタマイズ」することが可能となる。

上記で説明されたように、演算処理システム３２は、１つ以上の特別に画定されたスペクトログラムの特徴を探索し、標的にし、及び／又は選択しうる。所与のスペクトログラムは１つ以上のモードを含むと解される。例えば、図８は、単一の電極２４のスペクトログラム７６の例を示している。図８は、さらに、周波数Ｆ１及び時点Ｔ１で生じるピーク振幅７８（振幅値Ａ１に対応する）を示している。この図では、演算処理システムは、残りの電極２４間でアトラクションポイントを比較し且つ決定するための特徴としてピーク振幅７８を探索し、標的にし、及び／又は選択してよい。代替的には、共通する特徴を強調する為に、複数の電極からのスペクトルを比較してもよい。いくつかの例では、電極のグループは、特定の解剖学的構造の特徴に直接対応していることがある（心臓チャンバー内での位置など）。ゆえに、電極の特定のグループに関連する共通のスペクトルの特徴を同定することにより、対応する解剖学的特徴の同定が可能になる。

いくつかの例では、スペクトログラムの複数の特徴は、異なるグループの電極および／又はオーバーラップするグループの電極（と、異なる解剖学的特徴および／又はオーバーラップする解剖学的特徴）からなることがある。該電極のグループおよび対応する解剖学的特徴は、同じ時間間隔において生じる複数のモードによって画定されうる。複数のモードは、経時的に、互いに無関係の場合もあれば関係する場合もある（互いに影響を与える場合など）。個々のモード及び／又は複数のモード間の関係が同じであるかどうかは、モードが同定され且つ異なる電極のサブグループと関連づけられた際に、局所の電極グループから、全電極にわたって全体的に、個々の電極から及び／又は如何なる電極の組み合わせからも評価されうる。

さらに、ある所与のモードは、特定の時間間隔において特定の異常の原因となっている電気的活動を同定する為に「分解」されてもよい。例えば、特定のスペクトログラムは、周波数と時間の両方において（スペクトログラムの特徴、モードなど）、比較的複雑なスペクトルパターンを示すことがある。この分解を行うことにより、この複雑なパターンから１つ以上のモードを取り除くことが可能になる場合がある。これにより、以前は同定できなかった特定のパターンを同定することが可能になる場合がある。これは、特定の異常に対応している場合があるため、治療することができる。つまり、演算処理技術を適用して、特定のモードを特定の電気的パターンに対応させることが可能になる。例えば、演算処理技術により、特定のモードが、経時的に変化するパワーを有する旋回性に対応するか、異所性の電気的活動に対応するか、などを決定することができる。これらのパターンは、経時的に複数のモードに分解され、特定の治療の対象にされうる。

いくつかの例では、観察される特殊な型の異常（不整脈など）は、主モードとサブ主モードの協働の結果である可能性がある。複数のモード間の関係を理解することにより、１つ以上の特定の電気的パターン（１つ以上のモードに対応する）を治療するか否かを示すことが可能になりうる。

例えば、ある所与の主スペクトルの特徴が、標的とされるべき１つのモードとして（外観上）認識されることがある。しかし、実際には、観察されるスペクトルの特徴は、経時的に電気的パターンに影響を及ぼす複数のサブ主モードからなる場合がある。さらに、複数のモードは（主モード及びサブ主モード等）、経時的に相対的にパワーが異なることによって互いの発生に影響を及ぼすことがある。この例では、二つの個々のモードを同定し、分解の技術を用いて、個々のモードに対応する電気的パターンを同定することが望ましい。さらには、個々のモードと電気的パターンに対応する特定の異常に合わせた治療をすることも可能になりうる。

しかしながら、いくつかの例では、スペクトルグラムの特徴（ピーク振幅など）は、演算処理システム３２が、最初の段階では同定することができない１つ以上の特徴からなる場合がある。例えば、図９は、上記で説明したようなスペクトルグラム７６を示している。しかしながら、図９で分かるように、ピーク振幅７８は、（実際には）周波数Ｆ１，及び周波数Ｆ２で生じるピーク振幅８０、８２を含む。周波数Ｆ１とＦ２は、かなり近接しているため、最初の処理ステップでは演算処理システム３２によって判別することができない場合がある。

いくつかの例では、演算処理システム３２がアトラクションポイントを正確に選択し、グループ化し、及び画定する為に、演算処理システム３２は、周波数スペクトル信号をさらに改善することが求められることがある。例えば、図９に示されるピーク振幅８０、８２は、２つの異なる細胞性の異常（不整脈など）に由来する周波数で生じた周波数値を反映している場合がある。この場合には、ピーク振幅８０，８２（及び対応する周波数）を同じアトラクションポイントおよび／又は同じモードにグループ化することは正確性を欠くと考えられる。また、スペクトル７６を得た電極が、ピーク周波数値が生じた２つのピーク周波数に対応する２つの異なるモードにグループ化されてしまう場合もある。ゆえに、アトラクションポイントおよび／又はモードをより正確に決定する為には、所与のスペクトログラムに対応する周波数スペクトル信号を改善し、及び／又は修正するような信号演算処理技術を用いることが求められる。いくつかの実施形態では、時間‐周波数表示のフレームは、時間の次元で拡大することが可能であり、これにより、周波数においてより高い分解能が得られる。

いくつかの実施例では、周波数スペクトルを改善および／又は修正するために所与の周波数スペクトルの高調波成分を用いることが求められる場合がある。例えば、如何なる基本周波数（主周波数、最大周波数値が生じる周波数など）の整数倍においても振幅値を組み込むことは可能である。さらには、基本周波数の整数倍で生じる振幅値を、基本周波数の振幅値と組み合わすことが可能である。これにより、基本周波数の関数として高調波スペクトルの相対的なパワー、又は振幅の計測値を修正することができる。この計測値により、基の周期性の周波数に対応する周波数でピークが得られると期待されるが、実際には、この計測値は基本周波数の値を修正、又は改善したものである。

加えて、この技術は、周波数スペクトルに沿って１つ以上の周波数に対して用いてもよい。これにより、周波数スペクトルの一部または全体に沿って周波数値を修正することができ、「周期性スペクトル」と呼ばれるものが得られる。つまり、この技術は、密接に関連している振幅周波数ピーク間の識別を行う。いくつかの実施形態では、この技術は、信号、信号の派生物および／又は周波数スペクトルに対してコムフィルタを適用することであるともいえる。加えて、この技術は、所与のスペクトログラムの全時間間隔の周波数スペクトルに対して適用してもよい。これにより、周期性スペクトルの時間‐周波数表示を得ることができる。いくつかの例では、コムフィルタは、１つ以上のアトラクションポイントに直接適用してもよい。

図１０は、図９の周波数スペクトル９０を二次元表示８８したものであり、この図は二つの振幅ピーク８０、８２、及び振幅ピーク８０、８２の第１整数倍で生じる高調波のピーク８４、８６を含む。上記で説明したように、基本周波数Ｆ１（ピーク振幅８０に対応する）の整数倍Ｆ３（２×Ｆ１など）で生じる振幅値８４をピーク８０の振幅値に加えることが求められる場合がある。加えて、基本周波数Ｆ２（ピーク振幅８２に対応する）の第１整数倍Ｆ４（２×Ｆ２）で生じる振幅値８６を振幅値８２に加えることが求められる場合もある。整数倍で生じる振幅値は異なってもよい。したがって、各値を対応する基本周波数に加えることにより、基本周波数のピーク振幅値を識別することが可能となる。本例では、基本周波数Ｆ１，Ｆ２の整数倍（２×Ｆ１，２×Ｆ２など）Ｆ３，Ｆ４を使用する例を示す。しかしながら、基本周波数値をさらに識別する為に、別の整数倍（３，４，５，６，７など）で生じる周波数値を加えてもよい。例示することを目的として、図１０では、整数でない倍数Ｆ５で生じる偽ピーク９２をさらに表示している。

図１１は、周波数Ｆ１及びＦ２で生じる基本周波数値に振幅値８４，８６を加えた後、ピーク振幅８０と８２が識別されることを示したものである。見てわかるように、振幅ピーク８０及び８２は互いに上下方向に分離していることがわかる。この識別により、演算処理システム３２は、より正確に周波数スペクトルの特徴を同定し、及びグループ化することが可能となる。具体的には、演算処理システム３２は、電極の周波数スペクトル８８が１つ以上のモードに由来する場合に、その電極を含めてもよいし、含めなくてもよい。

図１１に図示されるように、振幅値８４及び８６が振幅ピーク８０及び８２に追加されたあと、振幅値８４及び８６は、図１０の振幅値８０と８２及び振幅値８４と８６の両方に対して実質的に小さくなる。加えて、振幅値８０と８２に対して、偽ピーク９２の振幅値（整数でない倍数Ｆ５に対応する）も、図１０の偽ピーク９２の振幅値に対して小さくなる。さらには、振幅値８０及び８２（図１１で示されるように）に対して、ピーク８４，８６及び９２周辺のベースラインの振幅値も、周波数が大きくなるにつれて、下方に移動する傾向がある（図１０に示されている振幅値と比較して）。

本明細書に開示された高調波技術（コムフィルタのようなフィルタの使用を含む等）は、アトラクションポイントが同定される前、同定された後、又はアトラクションポイントが同定される前とされた後と両方に適用されてもよいと考えられる。高調波技術は、複数の電極から組み合わされたスペクトルに対して適用されてよいと考えられる。さらに、高調波技術が適用され振幅ピークが識別された後に、１つ以上の振幅ピークがアトラクションポイントに含められてもよいと考えられる。同様に、１つ以上のピークはアトラクションポイントから排除されてもよい。

加えて、演算処理システム３２は、アトラクションポイント及び／又はモードを決定した後に、アトラクションポイント及び／又はモードが生じる周波数を使って、アトラクションポイント及び／又はモードに寄与している電極の空間的な関係に対応する診断用の表示を作成してもよい。

例えば、演算処理システム３２は、正弦波表示、及び／又は構造２０上の電極から収集されるアトラクションポイント及び／又はモードの主周波数に対応する位相値を決定してもよい。例えば、選択された周波数で、各電極２４に対して、正弦波及び／又は位相値を決定し、及び／又は生成する為にフーリエ変換が用いられる。代替的には、このような正弦波モデルは、信号演算処理技術分野の周知の推定方法を用いることによって電極２４ごとに推定し、アトラクションポイントに関係する時間間隔においてそれらを電極の波形に当てはめてもよい。さらに、生成された各正弦波は対応する位相オフセットと共に、特定のアトラクションポイント、及び／又は選択された周波数が得られたモードに対応する「ダイナミックムービー」または「ダイナミックマップ」を作成するのに用いられる。ムービー又はダイナミックマップにより、要約特徴（興奮時間、位相など）を用いて、特定の異常の波面伝搬及び／又は局所性インパルスをより良く可視化することが可能となる。いくつかの実施形態では、視覚的表示（ムービー、ダイナミックマップ、位相マップなど）を注目している心臓チャンバーの解剖学的表示上に描いてもよい。加えて、視覚的表示（ムービー、ダイナミックマップ、位相マップなど）は、複数の心拍および／又は心臓の様々な領域またはチャンバーにおいて変化する第１および／又は第２主周波数値に対応してもよい。正弦波表示からダイナミック位相マップを作成することに関する追加の説明は、参照により本明細書に援用する、米国特許出願明細書「心臓組織をマッピングするための医療装置」（Ａｔｔｙ．Ｄｏｃｋｅｔ Ｎｏ．１００１．３５６２１００）で確認することができる。

演算処理システム３２は、本明細書に開示された技術および／又は実施形態を実行する前に、収集された信号の一部を選択的に除去してもよいと解されたい。例えば、心臓の興奮性の細胞組織と電気的な接触をしていない電極、又は電気的な接触が乏しい電極から収集された信号を除去することは有益である。このような信号は、有益な情報を提供しないだけでなく、上記に説明した技術で得られる結果を歪ませる可能性がある。

代替的には、演算処理システム３２は、有益な情報を提供しないような収集データを削除するかわりに、必要とされる情報を提供しないいかなる信号の値を補間または推定してもよい。演算処理システム３２は、補間または推定されたデータ（信号データなど）を用いて、よりよい計算を行い、判断し又は演算処理された有用なデータを生成し、及び／又はより望ましい方法で演算処理されたデータを平滑化し、改善し、または表示してもよい。

本明細書で開示された方法のいずれも、複数の心拍、興奮または心臓のペーシング時間間隔において実行され得ると考えられる。さらに、複数の心拍及び／又は興奮にわたって収集されたデータは、統計学的な方法で解析され、本明細書で開示された方法に用いられてよい。例えば、興奮時間は、一連の心拍および／又は一連の心臓パルスにわたって収集されてもよい。収集された興奮時間の統計学的な分布は計算され、解析され且つ本明細書で開示された方法に援用されてもよい。

本明細書は、多くの点において、例示に過ぎないことに留意されたい。本発明の範囲を逸脱することなく、詳細において、特に形状、サイズ、及びステップを変更することが可能である。これには、適当な範囲において、他の実施形態で使用される１の実施形態のいずれの特徴をも使用することが含まれる。本発明の範囲は、言うまでもないが、添付の請求項の範囲の文言において定義されるものとする。

本発明の範囲を逸脱することなく、説明された例示の実施形態に様々な変更及び追加を行うことが可能である。例えば、上記の実施形態は特定の要素に言及しているが、本発明の範囲は、要素の異なる組み合わせから成る実施形態、及び上記の要素を全て備えていない実施形態も含んでいる。したがって、本発明の範囲は、本願の請求の範囲に含まれる、そのような代替物、変更物、及び変化物を全て包含するものとする。

Claims (15)

1. カテーテルシャフトと、
   プロセッサと、を備える心臓の電気的活動をマッピングするためのシステムであって、
   前記カテーテルシャフトには複数の電極が接続され、該複数の電極は第１電極と第２電極を含み、
   前記プロセッサは、一定の時間間隔にわたって第１電極に対応する第１信号を収集することと、
   該第１信号に対応する第１時間‐周波数分布を生成することができ、該第１時間‐周波数分布は、１つ以上の第１基本周波数で生じる第１主周波数値表示を含み、該第１主周波数値表示が１つの第１基本周波数で単一の第１主周波数値を含むか、又は複数の基本周波数で複数の第１主周波数値を含むかを判断する為に、前記第１信号又はその派生物にフィルタを適用することができる、システム。
2. 前記プロセッサは、
   第２電極に対応する第２信号を収集することと、
   該第２信号に対応する第２時間‐周波数分布を生成することと、
   アトラクションポイントを決定すること、ができるプロセッサであって、
   前記第２信号の収集は、前記一定の時間間隔にわたって行われ、
   前記第２時間‐周波数分布は、第２主周波数値表示を含み、該第２主周波数値表示は、１つ以上の第２基本周波数で生じる１つ以上の第２主周波数値を含み、
   前記アトラクションポイントは、１つ以上の第１主周波数値が１つ以上の第２主周波数値に関連している場合に画定される、請求項１に記載のシステム。
3. 前記システムは、第２信号、該第２信号の派生物、及び前記アトラクションポイントのうちの少なくとも１つにフィルタを適用することをさらに含む、請求項２に記載のシステム。
4. 前記第１信号または第１信号の派生物、第２信号または第２信号の派生物、又は両方の信号またはそれらの派生物にフィルタを適用することは、アトラクションポイントを決定する前にフィルタを適用することよりなる、請求項１乃至３のいずれか１項に記載のシステム。
5. 前記第１信号または第１信号の派生物、第２信号または第２信号の派生物、又は両方の信号またはそれらの派生物にフィルタを適用することは、アトラクションポイントを決定した後にフィルタを適用することよりなる、請求項１乃至４のいずれか１項に記載のシステム。
6. 前記第１時間‐周波数分布を生成することは、フーリエ変換、短時間フーリエ変換、又はウェーブレット変換の少なくとも１つを用いる、請求項１乃至５のいずれか１項に記載のシステム。
7. 前記第１時間‐周波数分布を生成することは、前記第１信号のスペクトログラムを生成することよりなる、請求項１乃至６のいずれか１項に記載のシステム。
8. 前記第１信号または第１信号の派生物にフィルタを適用することは、前記第１信号または第１信号の派生物の１つ以上の高調波成分を用いることをさらに含む、請求項１乃至７のいずれか１項に記載のシステム。
9. 前記第１信号または第１信号の派生物にフィルタを適用することは、前記第１信号または第１信号の派生物にコムフィルタを適用することをさらに含む、請求項１乃至８のいずれか１項に記載のシステム。
10. 前記第１信号または第１信号の派生物の１つ以上の高調波成分を用いることは、１つ以上の基本周波数の整数倍において周波数値を同定することを含み、該整数倍に対応する周波数値は該１つ以上の基本周波数値に加えられる、請求項８に記載のシステム。
11. 前記システムは、視覚的表示を生成することをさらに含み、該視覚的表示は視覚的インジケータを少なくとも１つ表示することよりなり、該視覚的インジケータは、第１信号および第２信号のうちの少なくとも一方、またはそれらの派生物に対応する、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のシステム。
12. 前記視覚的表示を生成することは、第１および第２基本周波数のうちの少なくとも一方に対応する正弦波を少なくとも１つ表示することを含む、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記視覚的表示は、位相マップを表示することを含む、請求項１１または１２に記載のシステム。
14. 前記視覚的インジケータは、色、テキスト、又はその両方である、請求項１１乃至１３のいずれか１項に記載のシステム。
15. 前記視覚的表示は、解剖学的チャンバー上に表示されるムービーを含む、請求項１１乃至１４のいずれか１項に記載のシステム。