JP3519738B2 - 心臓組織の電気特性を検査するためのシステム - Google Patents

心臓組織の電気特性を検査するためのシステム

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の技術分野 本発明は、心臓病の治療のために心臓の内部領域をマ
ッピングするシステム及び方法に関する。
発明の背景 医師は、心臓組織の電気的衝撃の伝播を調べて異常な
伝導路を突き止める。この異常な伝導路は、リズム障害
と呼ばれる、特異な生命を脅かすパターンを形成してい
る。これらの経路を分析するために使用する技術は、一
般的に「マッピング」と呼ばれ、心臓組織内の領域、つ
まり病巣を識別する。この病巣には、リズム障害を治療
するためにアブレーションが施される。
従来の心臓組織マッピング技術は、心臓の心外膜の組
織と接触している複数の電極を使用して、複数のエレク
トログラムを取得する。そして、デジタル信号処理アル
ゴリズムがエレクトログラムの形態構造を等時性の表示
に変換する。この表示は、心臓組織内の電気的衝撃の伝
播を経時的に示すものである。これらの従来のマッピン
グ技術では、侵襲の開心手術により電極を心臓の外心膜
上に配置する必要がある。
更に、心臓組織内の局所的な電気事象を検出するため
に使用する従来の外心膜エレクトログラム処理技術は、
複数の形態構造を持つエレクトログラムを解釈できない
ことがよくある。このようなエレクトログラムには、例
えば、心室頻拍の発生している心臓をマッピングする際
に遭遇することがある。このため、そしてその他の理由
により、一貫した高精度の病巣識別率は、現在の複数電
極を使用したマッピング技術では達成できていない。
研究者達は、今までに心臓組織の電気抵抗率の心外膜
での計測を行っている。彼らの研究は、梗塞された心臓
組織の電気抵抗率が、健康な心臓組織の電気抵抗率の約
半分であることを示している。更に、梗塞された心臓組
織と健康な組織の間の境界域にある虚血組織の電気抵抗
率は、健康な心臓組織の電気抵抗率の約３分の２である
ことが示されている。これは、参考文献（Fallertら、"
Myocardial Electrical Impedance Mapping of Ischemi
c Sheep Hearts and Healing Aneurysms（ひつじの虚血
性心臓の心筋の電気インピーダンス・マッピング及び治
癒過程の動脈瘤）"Circulation,Vol.87,No.1、January,
1993.p.199−207）にて述べられている。
この観察済の生理学的現象は、効果的な非侵襲の計測
技術と組み合わせることにより、従来のマッピング技術
より優れた病巣識別率を提供する心臓マッピング・シス
テム及び手段に役立てることができる。
発明の概要 本発明の主要目的は、心臓組織の形態構造を素早く、
正確に、そして比較的非侵襲的な方法で検査する改善さ
れたプローブ及び方法を提供することである。
本発明の一態様は、３つ又はそれ以上の、間隔の空い
た電極を使用し、少なくともこれらのうちの２つが心内
膜の組織と接触した心臓内の位置にある、心臓組織の形
態構造を検査するためのシステム及び方法を提供してい
る。このシステム及び方法は、選択した電極の組の間の
心臓組織領域に電流を流す。この際、各組の少なくとも
１つの電極は、心臓内に位置している。この電流の流れ
により、システム及び方法は、組になった電極間の組織
の電気特性を引き出す。
この電気特性（"E−特性”と呼ぶ）は、組織の形態構
造に直接的な関連を持つことができる。相対的に低いＥ
−特性値は心臓組織が梗塞していることを示し、比較的
高いＥ−特性値は健康な心臓組織を示す。中間のＥ−特
性値は、梗塞組織と健康な組織の間の境界の虚血組織を
示す。
本発明のこの態様によると、システムおよび方法は、
心臓内の少なくとも２ケ所の異なる組織のＥ−特性を、
心内膜の電極の相対位置を変更することなく獲得する。
システムおよび方法は、侵襲の手術を行うことなく、
相対的に低いＥ−特性値を持つ領域と相対的に高いＥ−
特性値を持つ領域とを区別することができる。
本発明の別の態様は、検査した組織領域の位置に関す
る、引き出したＥ−特性を示す表示を生成するシステム
および方法を提供する。本発明のこの態様は、心臓組織
のＥ−特性をマッピングすることができ、これは組織の
アブレーションを必要とする場所を見つけ出すのに役立
つ。
Ｅ−特性の表現方法は、どのように電流が電極の組に
よって心臓組織に流されるかにより異なる。
電極の組の一方が心臓の外部に位置する中性電極であ
る場合（すなわち、単極構成）は、Ｅ−特性は組織のイ
ンピーダンス（ohm）で表される。電極の組の両方が心
臓内に位置する場合（すなわち、双極構成）は、Ｅ−特
性は組織の抵抗率（ohm・cm）で表される。
望ましい実施例では、システム及び方法は、カテーテ
ルが担持する電極を、選択した静脈又は動脈を通じて心
内膜組織に接触させる。システム及び方法は、電極が担
持する信号ワイヤを通じて電流を流し、情報を処理す
る。電極はマルチプレクサ／デマルチプレクサ要素に接
続でき、少なくともこの要素の一部はカテーテルに担持
される。これによりカテーテルが担持する信号ワイヤの
数は削減され、データ獲得システムの信号とノイズの比
率を改善することができる。
望ましい実施例では、システム及び方法は、同等の電
気特性を持つ各グループを構造体上の電極の位置に空間
的に関連させて３次元空間に表示を作成する。システム
及び方法は、構造体上の電極の位置を３次元の座標シス
テムで算出することによって、上記表示を作成する。シ
ステム及び方法は、３次元構造体の形に沿った３次元組
織網を形成する、交差する水平線及び垂直線のパターン
を生成する。水平線及び垂直線の交差する点がノードを
形成し、電極位置を表すノードが結び目を形成する。シ
ステム及び方法は、連係する電極において引き出された
電極特性値を各結び目に割り当て、各結び目の間を補間
して電気特性の補間値を残りのノードに割り当てること
により、電気特性を反映するノードに値を割り当てる。
システム及び方法は、最大の電気特性値を持つ１つ又
は複数のノードに第１のしるしを割り当て、最小の電気
特性値を持つ１つ又は複数のノードに第２のしるしを割
り当て、最大及び最小の電気特性値の間の中間の電気特
性値を持つ１つ又は複数のノードに第１及び第２のしる
しの間の中間のしるしを割り当てることにより、出力表
示を作成する。望ましい実施例では、しるしは対照的な
色を表す。
本発明のその他の特徴及び利点は、以下の詳細の説
明、図面の説明、更にその後の請求の範囲で述べられて
いる。
図面の簡単な説明 図１は、本発明の特徴に従って心臓組織の形態構造を
検査し、マッピングするシステムの平面図で、心臓内の
一部は断面で示されており、心臓内で使用するために展
開されている。
図２は、図１で示されたシステムの平面図で、心臓内
の一部は断面で示され、心臓内で使用するために展開中
のプロセスを示している。
図３は、図１で示されたシステムに連係するマッピン
グ用プローブおよびプロセス・コントローラを示してい
る。
図４は、図１に示されるプローブに連係するスプライ
ンを担持する電極の拡大斜視図である。
図５は、図１に示されるプローブと連係できる電極の
代替実施例の断面図で、図６の線５−５あたりに沿って
切断されたものである。
図６は、図１に示されるプローブと連係できるスプラ
インを担持する電極の代替実施例の拡大斜視図である。
図6Aから図6C、及びそれに連係するカテーテル・チュ
ーブは、本発明に従って電極を担持し、心臓内に展開で
きる可撓性電極支持体の図である。
図７は、図１に示されるシステムのためのプロセス・
コントローラの電流生成器モジュールおよび切替要素の
概略図である。
図８は、単極モードて操作する場合の電流生成器モジ
ュールおよび切替要素の線図である。
図９は、双極２電極モードで操作する場合の電流生成
器モジュールおよび切替要素の線図である。
図10は、双極４電極モードで操作する場合の電流生成
器モジュールおよび切替要素の線図である。
図11及び図12は、図７から図10に示される切替要素の
詳細部分の略図である。
図13は、図１に示されるシステムのためのプロセス・
コントローラの信号プロセッサ・モジュールの概略図で
ある。
図14は、図13に示される信号プロセッサ・モジュール
のＥ−特性計算システムの概略図である。
図15は、図14に示されるシステムから引き出した組織
のＥ−特性の絶対値を、心臓のある領域に関連させて空
間的に配置した、理想化された図である。
図16は、引き出した組織のＥ−特性の各絶対値を等し
い値のグループごとに分けるシステムの操作を示すフロ
ーチャートである。
図17は、図16で示されたシステムから引き出した等し
いＥ−特性値のグループを、心臓のある領域に関連させ
て空間的に配置した代表的表示である。
図18は、図１で示されたシステムと連係して使用でき
るコントローラの代替実施例の線図である。
図19は、図18に示されるコントローラが含むペーシン
グ・モジュールの線図である。
図20は、図18に示されるコントローラに連係するホス
ト処理装置及びエレクトログラム信号処理モジュールの
線図である。
図21Aは、エレクトログラムの事象を計算するために
使用できる４つの代表的なエレクトログラムの図であ
る。
図21Bは、図18に示されるコントローラが処理するエ
レクトログラム事象の計算方法を示すフローチャートで
ある。
図22は、計算されたエレクトログラム事象の同等表示
を生成する方法の操作を示すフローチャートである。
図23は、代表的な等時性表示である。
図24は、計算されたエレクトログラム事象の同等伝導
表示を生成する方法の操作を示すフローチャートであ
る。
図25は、代表的な同等伝導表示である。
図26は、同等Ｅ−特性値を同等伝導情報と照合するた
めの方法の操作を示すフローチャートである。
図27は、照合した同等Ｅ−特性値と同等伝導情報の代
表的な表示である。
図28は、図26で取得した情報に基づいてアブレーショ
ンが必要と思われる場所を検出する方法の操作を示すフ
ローチャートである。
図29は、アブレーションが必要と思われる場所を識別
するしきい値を選択したあとの、照合した同等Ｅ−特性
値及び同等伝導情報の代表的な表示である。
図30は、図１に示されるシステムと連係して使用され
ているアブレーション・プローブの正面図である。
本発明は、その趣旨および重要な特徴から逸脱するこ
となく様々な形態で具体化できる。本発明の範囲は、添
付の請求の範囲で定義されるもので、それ以前の特定の
記述で定義されるものではない。請求と同等の意味及び
範囲内に収まる全ての実施例は、従って請求の範囲に含
まれるものとする。
発明の詳細な説明 図１から図３は、心臓組織の形態構造を検査するため
のシステム10の構成要素を示している。図１は、ヒトの
心臓内の選択した領域12の中で展開され、使用する準備
ができているシステム10を示している。
図１及び図２が示すように、システム10の展開は侵襲
の開心手術を必要としない。その代わりに、システム10
は、イントロデューサー14および外部ガイド・シース16
を含み、これらは共に複数電極プローブ18を、選択した
静脈又は動脈から心臓内の選択した領域12に導く。図３
は、プローブ18全体を示している。
医師は、プローブ18をプロセス・コントローラ20（図
３参照）と共に使用して、心臓組織による電流の流れを
続けて複数回に渡って測定する。これらの測定値から、
その組織のＥ−特性が引き出される。図示されている望
ましい実施例では、これらの測定値は心臓内の適切なア
ブレーション場所を見つけ出すことにおいて医師を援助
するために使用される。
図１及びその他の図は、一般的に、心臓の左室内に展
開されたシステム10を示している。もちろん、システム
10は、心臓のその他の領域に展開することもできる。図
で示される心臓は、解剖学上正確ではないことも触れて
おく必要がある。図では、木発明の特徴を示すため、心
臓を概略的に示している， I.非侵襲のシステム展開 図１が示すように、イントロデューサー14は、肌を突
き通るカニューレ22を含んでいる。カニューレ22は、選
択した静脈又は動脈（通常は大腿静脈又は動脈）へ皮膚
を通ってアクセスする。イントロデューサー14のもう一
方の端は、従来の止血バルブ24を含んでいる。
医師は、外部ガイド・シース16をイントロデューサー
14により、静脈又は動脈を通じて選択した心室12へ進め
る。止血バルブ24の内側に、外部ガイド・シース16が通
り抜けているが、それ以外はシース16の外側表面の回り
に付着し、液体をしっかりと密封している。
ガイド・シース16は、”ブタのしっぽ”の形をした従
来のカテーテルのような、あらかじめ曲げられた遠位先
端領域26を含むことが望ましい。あらかじめ曲げられた
遠位先端領域26は、ガイド・シース16を心室12内の位置
に配置する援助を行う。
医師は、プローブ18を外部シース16のハンドル28を使
って進める。ハンドル28は、第２の従来の止血バルブ30
を含み、この内側にはマッピング・プローブ18の可撓性
の本体32が通り抜けているのを認める。同時に、本体22
の外側表面の回りに付着し、液体をしっかりと密封して
いる。
プローブ18の経路を形成するためのイントロデューサ
ー14およびガイド・シース16の展開と使用に関する詳細
は、1993年３月16日に出願された係属中の米国特許出
願、第08/033,641号、「心臓のマッピングおよびアブレ
ーション用プローブを挿入、展開、安定化させるための
ガイド・シースを使用したシステムおよび方法」で述べ
られている。
II.組織検査プローブ 図１および図３が最も良く示すように、プローブ18は
可撓性のカテーテル本体32の近位端に接続するハンドル
34を含んでいる。カテーテル本体32の遠位端は、３次元
の構造体36を担持している。図１及び図３では、構造体
36はバスケットの形を形成している。ここで、その他の
３次元の構造体を使用できることも認識されなければな
らない。
３次元のバスケット構造体36は、電極38のアレイを担
持している。
図１が示すように、バスケット構造体36は、心室12内
に展開される際、電極38を心室12の心内膜表面に密接に
付着させる。
カテーテル本体32は、外部ガイド・シース16を通り抜
けている。シース16は、カテーテル本体32の外径より大
きい内径を持っている。その結果、シース16は、カテー
テル本体32に沿ってスライドできる。シース・ハンドル
28は、ユーザーがシース16をカテーテル本体32に沿って
スライドさせる援助を行う。
図２が示すように、シース・ハンドル28を前方に移動
（すなわち、イントロデューサー14に向かって）させる
と、スライド可能なシース16の遠位端をバスケット構造
体36上に進める。この位置において、スライド可能なシ
ース16はバスケット構造体36を捕らえて縮ませ、バスケ
ット構造体36を完全にその中に収める。
図１が示すように、シース・ハンドル28を後方に移動
させる（すなわち、イントロデューサー14から遠ざけ
る）と、スライド可能なシース16をバスケット構造体36
から引っ込める。これにより圧迫が取り除かれ、バスケ
ット構造体36が開き、その規定の３次元の形になる。
プローブ18はまた、スライド式止血シース40を含むこ
とが望ましい。医師は、シース40をバスケット構造体36
の周りにスライドさせ、イントロデューサー14を通じて
前進する間、バスケット構造体36を保護する。一旦バス
ケット構造体36がガイド・シース16に入ると、医師は止
血シース40を後方のプローブ・ハンドル34に向けてスラ
イドさせる。シース40の使用に関する詳細は、上記の係
属中の特許出願で述べられている。
バスケット構造体36そのものは、様々な方法で組み立
てることができる。図示されている望ましい実施例では
（図３参照）、バスケット構造体36はベース・メンバ42
及びエンド・キャップ44を具備している。通常可撓性の
スプライン46は、ベース・メンバ42及びエンド・キャッ
プ44の間で、円周に沿って間隔を空けて広がっている。
図示されている実施例では、８本の直線構成のスプラ
イン46がバスケット構造体36を形成している。しかし、
それより多い、又は少ない数のスプライン46を使用する
こともでき、スプライン46は異なる形状を取ることもで
きる。
この配置では、スプライン46はニチノール合金やシリ
コンゴムのような、弾力のある不活性な材料でできてい
ることが望ましい。スプライン46は、図３に示すよう
に、弾力のある、張った状態で、ベース・メンバ42及び
エンド・キャップ44の間に接続されている。
図１が示すように、弾性のスプライン46は、接触する
心内膜組織表面の形に添うように曲がる。図２が示すよ
うに、スプライン46はまた、スライド式シース18の外部
からの圧力により、閉じた、密集したまとまりに縮めら
れる。
図示されている実施例（図４参照）ては、各スプレイ
ン46は、８つの電極38を担持している。もちろん、それ
より多い、又は少ない数の電極38を使用することもでき
る。
後に記述されるように、システム10は、単極モード又
は双極モードのどちらでも操作できる。バスケット電極
38は、従って、32組の双極要素又は64の単極要素として
配置できる。
図示されている望ましい実施例（図４に最も良く示さ
れる）では、電極38は各スプライン46に取り付けられ、
心内膜組織の表面に最大限接触し、それと同時に周りの
血液プールへの露出を最小化している。心臓組織に接触
中に電極38が血液に偶然さらされるようなことがある
と、Ｅ−特性の測定に望ましくない作為が生じることに
なる。これは、血液の抵抗率が心臓組織の抵抗率より約
３倍も低いためである。この作為により、Ｅ−特性の測
定値がより低くなることがあり、それにより健康な組織
と梗塞組織との間の望ましい差異が縮められてしまう。
望ましい実施例（図４参照）では、電極38はスプライ
ン46の片側のみに付着し、それは白金又は金でめっきさ
れたステンレス鋼の帯でできている。このスプライン46
の表面は、使用中に心内膜組織に接触する方の表面であ
る。スプライン46の反対面（使用中血液プールに接触す
る）には、電極は取り付けられない。
このような配置の代わりに（図５および図６参照）、
電極38はスプライン46全体を包囲するリング形状を取る
こともできる。この配置では、使用中に血液プールに面
する電極の後ろ側は非導電性の材料49で被覆され、電流
が血液に流れるのを防いでいる。
電極表面は、使用中に20％以上血液プールにさらされ
るべきではないとされている。望ましくは、使用中に電
極は５％以上さらされるべきではない。
このような配置の代わりに（図6Aから図6C参照）、１
つ又はそれ以上の電極38は、前述のバスケット構造体で
はなく、単一の可撓性電極支持体300上に付着させて静
脈又は動脈を通じて心室に挿入することができる。支持
体300は、様々な代替構造を持った可撓性の細長い電極
支持体の集まりの実例である。望ましい図示された実施
例では、支持体300の直径は約1mmから2.5mmで長さは約1
cmから5cmである。
図6Aが示すように、支持体300は、支持体300を心臓内
に誘導するために使用するカテーテル、チューブ302の
遠位端に担持されている。ハンドル304は、カテーテル
・チューブ302の近位端に接続している。ハンドル304及
びカテーテル・チューブ302は、ステアリング機構306を
担持し、これは支持体300を、図6Aの矢印が示すよう
に、その長さに沿って選択的に曲げるか撓ませる。
ステアリング機構306は、様々な形態を取ることがで
きる。図示されている実施例（図6C参照）では、ステア
リング機構306は、外部ステアリング・レバー310の付い
た（図6Aが示すように）回転カム・ホイール308を具備
している。図6Cが示すように、カム・ホイール308は、
左右のステアリング・ワイヤ312の近位端を保持してい
る。ワイヤ312は、カテーテル・チューブ302を通り、ア
ブレーション要素支持体300内の弾性の可撓性ワイヤ、
すなわちスプリング（図示省略）の左右側面に接続して
いる。
図6Aが示すように、ステアリング・レバー310を動か
すことにより、支持体300を通常真っ直ぐの形状（図6A
及び図6Bの透視線で示されている）から通常弧状の曲線
（図6A及び図6Bの実線で示されている）に撓ませるか曲
げる。この撓みにより、電極38もまた、心内膜組織の壁
がどのような輪郭及び形状であっても、それに沿って、
密接に接触するようになる。
図6Bに示すように、電極38は支持体300を包囲するリ
ングを形成している。この配置において、使用中、血液
プールに面する電極38の裏側は、上記に示された理由で
非導電性の材料49で被覆されていることが望ましい。こ
のようにする代わりに、電極38は、支持体300の、組織
に接触する方の面のみに取り付けることができ、従って
図４に示される直線状のスプライン46のように、支持体
300の裏側は電極38が全くないようになる。
支持体300が担持する電極38は、図6Bが示すように、
制御コントローラ20と共に使用し、バスケット構造体が
担持する電極と同じように、１つ又はそれ以上のＥ−特
性測定値を計測することができる。支持体300は、別の
心内膜の場所に続けて移動し、複数のＥ−特性測定値を
取得することができ、この測定値は固定されたバスケッ
ト構造体が取得する測定値と同じ方法で処理できる。
要素を担持する可撓性の電極の詳細は、1993年10月15
日に出願された、同時係属中の米国特許出願第08/138,1
42号、「体内組織に細長い損傷を作成するためのシステ
ム及び方法」で述べられている。
図示されている実施例（図４及び図６参照）では、銅
のような、高伝導性金属でできた信号ワイヤ47は、各電
極46から延長している（これらの信号ワイヤは図11の線
図でも示されている）。信号ワイヤ47は、ベース・メン
バ42を通って連係するスプライン46に延長し、カテーテ
ル本体32内に入っている。不活性のプラスチック・ラッ
プ43は、電極38が突き出ている部分を除き、各スプライ
ン46及び電極支持体300を被覆して信号ワイヤを保護す
ることが望ましい。
各スプライン46に対する８本の信号ワイヤ47は、お互
いにねじれ合い、まとまった束を形成している。８本の
まとまった束（図示省略）はまた、マッピング・プロー
ブ18のカテーテル本体32を通り抜けている。まとまった
束は、プローブ・ハンドル34に進入している。
64本の信号ワイヤ47、図３が示すように、プローブ・
ハンドル34内で１つ又はそれ以上の外部コネクタ48に接
続している。図示されている実施例では、各コネクタは
32個の端子を具備し、32本の信号ワイヤに対応してい
る。
代替的な配置では（図示省略）、電極38はマルチプレ
クサ／デマルチプレクサ（M/DMIX）ブロック（図示省
略）に接続し、カテーテル本体32が担持する信号ワイヤ
の数を削減している。M/DMUXブロックは、可撓性支持体
の上に取り付けられ、カテーテル本体32の周りを覆う複
数チップの集積回路を具備することができる。これによ
り、信号と騒音の比率は改善される。
III.組織のＥ−特性の計測及びマッピング システム10は、心内膜の組織と接触しているバスケッ
ト電極38を通じて、選択した方法で電流を流す。これに
より、システム10はバスケット電極38が接触している心
臓組織領域に関するインピーダンス情報を取得する。シ
ステム10は、インピーダンス情報を処理してＥ−特性を
引き出し、アブレーション治療が適切と思われる梗塞組
織の領域を医師が見つけ出す援助を行う。
これらの目的のため（図３参照）、システム10はプロ
セス・コントローラ20を具備している。プロセス・コン
トローラ20は、電流生成器モジュール50及び信号プロセ
ッサ・モジュール52を具備している。コネクタ48は、バ
スケット電極38を生成器モジュール50及びプロセッサ・
モジュール52の両方に電気的に結合させる。
A. 電流生成器モジュール 生成器モジュール50は、規定の電流信号を個々のバス
ケット電極38に伝える。
図示された望ましい実施例（図７参照）では、生成器
モジュール50は正弦電圧信号を生成する発振器54を具備
する。これに連係するインターフェイス56は、出力電圧
信号の周波数を制御するバス58及び出力電圧信号の振幅
を制御するバス60を具備する。インターフェイス56はま
た、ホスト・プロセッサ206によりプログラムされる
が、この詳細は後で説明される。
発振器54は、電圧から電流への変換器62を具備する出
力ステージを含んでいる。従来の方法で、変換器62は正
弦電圧信号を電流に変換する。
図示されている望ましい実施例では、送られた電流の
振幅は約0.1ミリアンペアから5.0ミリアンペアである。
電流の振幅の範囲のうち低いものが、組織と電極のイン
ターフェイスにおける二重層の、Ｅ−特性の測定に与え
る影響を抑えるのに十分であるものとして選択される。
電流の振幅の範囲のうち高いものは、細動の誘発を避け
るために選択される。
電流の周波数範囲は、約5KHzから50KHzである。範囲
は、細動の誘発を避け、同時に梗塞組織と健康な組織の
間の差異が生じるように選択される。変換器62の出力
は、上記の範囲内において、一定の周波数で一定の電流
を維持することができる。このようにする代わりに、イ
ンターフェイス56は、規定の範囲内で、電流信号の周波
数の変調を制御することができる。異なる周波数で電流
を送ることにより組織のＥ−特性を引き出すと、異なる
組織形態構造の差異がより顕著になる。範囲内における
低い方の周波数は、この範囲のより高い方の周波数よ
り、梗塞組織と健康な組織の間の差異が量的により顕著
なＥ−特性を提供することが認められている。
モジュール50の電流出力は、切替要素64により供給経
路68を通じてバスケット電極38に供給される。インター
フェイス56は、選択したバスケット電極38に、その電極
に連係している信号ワイヤを通じて単極モード又は双極
モードで次々に電流が送られるよう切替要素64を電子的
に設定する。ライン66は、切替要素64用の制御バスを形
成している。
図８が示すように、単極モードで操作する場合、生成
器モジュール50への電流の戻り経路70は、患者に付着し
ている外部の中性電極72により提供される。
双極モードで操作する場合、電流の戻り経路70は、バ
スケット構造体36そのものが担持する電極により提供さ
れる。図示されている望ましい実施例では、双極の戻り
電極は、選択した伝播バスケット電極から同じスプライ
ンに沿ってすぐ真横の電極、又は３つ先の電極になる。
最初の環境（図９参照）は、双極２電極モードと呼ばれ
る。２番目の環境（図10参照）は、双極４電極モードと
呼ばれる。
切替要素64の構成は、様々に変化できる。図11は、１
つの望ましい配置を線図で示している。
図11は、図示の目的で、スプライン46を、E1からE7ま
での７つの隣接する電極38と共に示している。各電極E1
からE7は、それぞれ独自の信号ワイヤ（W1からW7）に電
気的に結合している。図11でEIとして示されている中性
電極もまた、独自の信号ワイヤWIに電気的に結合してい
る。
この配置において、切替要素64は、電子スイッチSMお
よび電子スイッチSE1からSE7を含み、電子スイッチSE1
からSE7は、電流生成器を信号ワイヤW1からW7に電気的
に結合させている。スイッチSMは電極E1からE7の総体的
な操作モード（すなわち、単極又は双極）を制御する。
スイッチSE1からSE7は、電極E1からE7までの導電パター
ンを制御する。
スイッチSM及びSE1からSE7は、電源に電気的に結合し
ている。生成器モジュール50の供給経路68は、スイッチ
SE1からSE7の導線L1に電気的に結合している。生成器モ
ジュール50の戻り経路70は、モード選択スイッチSMの中
央の導線L2に電気的に結合している。コネクタ67は、ス
イッチSM及びSE1からSE7の導線L3に電気的に結合してい
る。
選択スイッチSE1からSE7の中央の導線L2は、電極E1か
らE7につながる信号ワイヤW1からW7に電気的に結合して
いるため、１つのスイッチSE（Ｎ）は、ただ１つの電極
（Ｎ）に対応している。
スイッチSMの導線L1は、中性電極EIにつながる信号ワ
イヤWIに電気的に結合している。
インターフェイス56は、スイッチSM及びSE1からSE7
を、図12でＡ、Ｂ、及びＣとして示されている３つの位
置の間で電子的に切り替える。
図12が示すように、位置Ａは、連係するスイッチの導
線L1及びL2を電気的に結合させている。位置Ｃは、連係
するスイッチの導線L2及びL3を電気的に結合させてい
る。位置Ｂは、導線L1及びL3を、連係するスイッチの導
線L2から電気的に遮断している。
位置Ｂは、電気的なオフの位置に当たる，位置Ａ及び
Ｂは、電気的なオンの位置に当たる。
スイッチSMを位置Ｂに設定することにより、インター
フェイス56は、切替ネットワーク54を電子的に不活動の
状態にする。
スイッチSMを位置Ａに設定することにより、インター
フェイス56は切替要素を単極モードで操作するように電
子的に設定する。スイッチSMの中央の導線L2は、導線L1
に結合しており、中性電極EIを電流生成器の戻りに電子
的に結合させている。これにより、中性電極EIが、電流
の戻り経路として設定される。
スイッチSMを位置Ａに設定している状態で、インター
フェイス56は、個別の各電極E1からE7に連係するスイッ
チSE1からSE7を位置Ａに順番に電子的に設定することに
より、電極E1からE7が電流を流すよう選択的に電子的設
定を行う。選択した電極E1からE7がこのように設定され
ている場合、この電極は電流生成器の供給に電子的に結
合されており、電流を流す。中性電極EIは、選択された
電極E1からE7が順番に流す電流を受け取る。
スイッチSMを位置Ｃに設定することにより、インター
フェイス56は、中性電極EIを電極E1からE7より電子的に
遮断する。これにより、切替装置が双極モードで操作す
るように設定される。
スイッチSMが位置Ｃにある場合、インターフェイス56
は隣り合う電極E1からE7の極性を、電源、電流シンク、
またはそのどちらでもないものの中から選ぶことで、電
子的に変更できる。
選択したスイッチSE1からSE7を位置Ａに設定すること
により、インターフェイス56は、連係する電極E1からE7
が電源になるように電子的に設定する。選択したスイッ
チSE1からSE7を位置Ｃに設定することにより、インター
フェイス56は、連係する電極E1からE7が電流シンクにな
るように電子的に設定する。選択したスイッチSE1からS
E7を位置Ｂに設定することにより、インターフェイス56
は、連係する電極E1からE7を電子的にオフにする。
双極２電極モードでは、インターフェイス56はまず電
極E1を電源に設定し、一方ですぐ隣の電極E2を電流シン
クに設定し、残りの電極E3からE7をオフにする。あらか
じめ選択された時間が経過したあと、インターフェイス
56は、電極E1をオフにし、電極E2を電源に設定し、その
すぐ隣の電極E3を電流シンクに設定し、残りの電極E4か
らE7をオフにする。あらかじめ選択された時間が経過し
たあと、インターフェイス56は、電極E2をオフにし、電
極E3を電源に設定し、そのすぐ隣の電極E4を電流シンク
に設定し、残りの電極E1、及びE5からE7をオフにする。
インターフェイス56は、電極E6およびE7が電源／電流シ
ンクの双極組み合わせ（残りの電極E1からE5はオフ）に
なるまでこの定期的シーケンスを反復する。この周期
は、所望する場合は繰り返すことができ、また、１回の
周期で終了することもできる。
双極４電極モードでは、インターフェイス56は、まず
電極E1を電源に設定し、そこから３番目に並んでいる電
極E4を電流シンクに設定し、残りの電極E2、E3、及びE5
からE7をオフにする。あらかじめ設定された時間が経過
した後、インターフェイス56は電極E1をオフにし、電極
E2を電源に設定し、そこから３番目に並んでいる電極E5
を電流シンクに設定し、残りの電極E3、E4、E6、及びE7
をオフにする。あらかじめ設定された時間が経過した
後、インターフェイス56は電極E2をオフにし、電極E3を
電源に設定し、そこから３番目に並んでいる電極E6を電
流シンクに設定し、残りの電極E1、E2、E4、E5、及びE7
をオフにする。インターフェイス56は、電極E4及びE7が
電源／電流シンクの双極組み合わせ（残りの電極E1から
E3、E5、及びE6はオフ）になるまでこの定期的シーケン
スを反復する。この周期は、所望する場合は繰り返すこ
とができ、また、１回の周期で終了することもできる。
望ましい実施例では、各バスケット・スプライン上の
電極に対して切替要素64があり、インターフェイス56が
独立して各切替要素を制御している。
B. 組織のＥ−特性の計算 図13が示すように、信号プロセッサ・モジュール52
は、デ−タ獲得システム74を具備している。電流が選択
したバスケット電極から流れている間に、システム74は
バスケット36上の選択した電極を使用して組織経路の電
圧を感知する。
システム74が獲得したデータに基づき、ホスト・プロ
セッサ206は以下のように組織経路のＥ−特性を計算す
る。
（１）単極モードで操作している場合は、Ｅ−特性は組
織経路のインピーダンスになり、以下の等式に基づいて
計算される。
経路電圧及び経路電流は、共に実効（RMS）である。
単極モード（図８参照）では、電圧は各伝播電極及び
中性電極の間（すなわち、EIおよびＥ（ｎ）の間で、ｎ
は電流を流す電極の位置を表す）で計測される。このモ
ードでホスト・プロセッサ206が計算したインピーダン
スは、基本的な心筋組織のインピーダンスを反映するだ
けでなく、経路にあるその他の組織の集まりのインピー
ダンスを含む。このモードで計算されたインピーダンス
は、従って、心筋組織そのものの実際のインピーダンス
ではない。むしろ、これはスプライン電極と接触してい
る心筋組織のインピーダンス（すなわちＥ−特性）の差
異の相対的尺度を提供している。
（２）双極モードで操作している場合は、組織のＥ−特
性は組織経路の抵抗率になり、以下のように計算され
る。
ｋは、寸法定数（cm）で、この値は、使用する方法
（すなわち双極２電極モード又は双極４電極モード）及
び電極アレイの形状（すなわち電極の大きさ及び間隔）
を考慮している。
通常は、ｋは各電圧感知電極の間の距離で割った電流
経路の平均断面積とほとんど等しい。ｋ値の精度は、所
望する場合、経験により、又はモデリングにより更に改
善できる。
経路電圧及び経路電流は、共に実効（RMS）である。
双極２電極モードで操作している場合（図９参照）
は、電圧は２つの隣接する電流放出／受け取り電極との
間（すなわちＥ（ｎ）及びＥ（ｎ＋１）の間）で計測さ
れる。双極４電極モードで操作している場合（図10参
照）は、電圧は電流を流す電極及びそれから３つ先の戻
り経路電極の間にある２つの隣接する電極の間（Ｅ（ｎ
＋１）及びＥ（ｎ＋２）の間）で計測される。
どちらかの双極モードにおいてプロセッサ206が計算
する抵抗率は、スプライン電極に接触している心筋組織
の実際の抵抗率を反映する。しかし、双極２電極モード
は、双極４電極モードよりも、電極と組織の電気的接触
が不良であるために起こるような電気的作為が発生しや
すくなる。
図14が示すように、バスケット電極38が感知した電圧
信号は、切替要素64を通じてデータ獲得システム74に渡
される。図11が示すように、信号調整要素224が、プロ
ーブ本体32へ伝達中に電圧信号に発生する信号と騒音の
比率の変化を修正することが望ましい。
データ獲得システム74、マルチプレクサ76を含み、こ
れはバスケット構造体36が担持する各伝播電極Ｅ（ｎ）
と連係している電圧を順番に選択し、サンプルする。選
択した各電流伝播電極Ｅ（ｎ）に対し、マルチプレクサ
76は、規定の時間、感知電極の間で計測されたアナログ
正弦電圧をサンプルする。
サンプル／保持要素80は、サンプルしたアナログ電圧
信号を保存する。保存された信号は、アナログ・デジタ
ル変換器82に送られ、そこでサンプルした電圧信号がデ
ジタル信号に変換される。マルチプレクサ76は、単一の
アナログ・デジタル変換経路の使用を可能にしている。
デジタル信号は、インターフェイス226を通じてホス
ト・プロセッサ206に送られる。ホスト・プロセッサ206
は、従来のソート体系に基づいてピーク電圧を取得し、
これから実効値を計算する。ホスト・プロセッサ206
は、次に上記のように実効電圧及び実効電流（そして、
双極モードては、定数ｋ）を使用して、Ｅ−特性を計算
する。実効電流は、プロセッサ206が知っている値であ
るが、これは実効電流がインターフェイス56を通じてプ
ロセッサ206によりプログラムされているためである
（図７参照）。
C. Ｅ−特性の処理 計算されたＥ−特性値は様々な方法によりシステム10
で処理することができる。
１つの実施例（図13参照）では、信号プロセッサ・モ
ジュールは、複数の計算されたＥ−特性値を絶対項でソ
ートし、電極の相対位置を表す規定の電極の続き番号に
従って並べる手段90を含む。
手段90は、以下のように、出力として表（グラフィッ
ク表示または印刷された形式）を作成することができる 表１では、バスケットのスプライン要素はS1、S2、S3
等で表される。各スプライン要素が担持する電極は、遠
位端からE1、E2、E3等と番号が付けられている。Ｅ−特
性値は、抵抗率（ohm・cm）で表される。表される値
は、図示の目的で理想化されたものが与えられている。
これに追加して、又は代替的に、手段90は、バスケット
電極の位置に基づいて計算された抵抗率の絶対値の相対
位置を空間的にマッピングする２次元または３次元の表
示を出力として作成することもできる。
図15は、表１のデータに基づいたＥ−特性（抵抗率値
で表されている）の代表的な表示を示している。図15で
は、円で囲まれた領域Ａは比較的低い組織抵抗率の領域
であり、梗塞した心臓組織を示している。図15の領域Ｂ
は、普通の組織抵抗率の領域で、健康な心臓組織を示し
ている。
信号プロセッサ・モジュール52はまた、引き出したＥ
−特性絶対値を等しいＥ−特性値ごとにグループ分け
し、電極38の位置に相対して空間的に配置する手段92
（図13参照）を含むことが望ましい。この出力は、Ｅ−
特性を解釈し、アブレーションが適当と思われる、組織
のＥ−特性が比較的低い領域を識別することにおいて、
医師を更に援助することができる。
図16が示すように、手段92は、３次元座標システムに
おける電極38の位置を計算する処理ステップを含んでい
る。図示されている望ましい実施例では、３次元の球状
の座標システムが使用されている。
手段92は、次に、コンピュータによりバスケットの表
面に３次元の組織網を生成する処理ステップを含んでい
る。組織網が交差する点は、ノードと呼ばれる。ノード
の中には、バスケットの電極と重なるものもある。これ
らは、Ｅ−特性の値が知られている結び目を表してい
る。
３次元の組織網の残りのノードのＥ−特性値は、直接
的には計測されていない。しかし、これらの値は、各結
び目の既知の値に基づいてそれぞれの残りのノードにお
いて補間することができる。
この補間を行うための１つの方法は、３次元の立体の
スプライン補間を使用しているが、他の方法も使用する
ことができる。立体スプライン補間プロセスは、The Ma
thWorks Incorporatedが市販しているMATLABTMに取り入
れられている。
手段92は、１つの区別できるしるしを最大Ｅ−特性値
（実際の計測値又は補間値）に割り当て、もう１つの区
別できるしるしを最小Ｅ−特性値（同じく、実際の計測
値又は補間値）に割り当てることにより出力表示を作成
する。図示されている望ましい実施例では、区別できる
しるしは色又は陰で違いを出している。
手段92は、線形尺度に基づいて、コンピュータで生成
した中間的なしるしを、計測された、又は補間された中
間の値に割り当てる。図示されている望ましい実施例で
は、中間的なしるしは２つの対照的な色又は影の間の色
合いになる。
手段92は、３次元の組織網中のノードの位置に基づい
て、バスケットの表面に生成された色の（又は選択した
しるしの）マップを描く。手段92は、従って、出力とし
て同等Ｅ−特性領域を示す表示を作成する。
図17は、表１に示された、理想化された図示のための
データに基づいた、同等抵抗率領域の代表的表示を示し
ている。
D. Ｅ−特性及び組織伝導率の照合 図18は、既に記述されたように、プローブ18と連係し
て使用できるプロセス・コントローラ200の別の実施例
を示している。
図18のプロセス・コントローラ200は、図３のプロセ
ス・コントローラ20と同様に、以前に記述された方法で
組織のＥ−特性を引き出し、処理するための電流生成器
モジュール50及び信号処理モジュール52を具備してい
る。
更に、図18のプロセス・コントロール200は、心臓を
鼓動させ、従来の方法でエレクトログラムを取得するた
めのペーシング・モジュール202を含んでいる。ベーシ
ング・モジュール202は、プローブ・コネクタ48に電気
的に結合しており、ペーシング信号を１つの電極38に提
供して心臓内の選択した場所で減極焦点を生成する。バ
スケット電極38はまた、エレクトログラムを作成するた
めに、結果的に発生する電気事象を感知する役目も果た
す。
ペーシング・モジュール202の操作は、心室頻脈が故
意に誘発される（たとえば、プログラムしたペーシング
により）か、又は自然に発生する場合は、必要ではな
い。この場合、展開されたバスケット電極38は、心室頻
脈そのものに関係する電気的事象を感知する。
図18のプロセス・コントローラ200は、バスケット電
極38から取得したエレクトログラムの形態構造を処理す
るための第２の信号処理モジュール204を更に含んでい
る。
図18のプロセス・コントローラ200はまた、データ獲
得システム74及びエレクトログラム処理モジュール204
から入力を受け取るホスト・プロセッサ206を含んでい
る。プロセッサ206は、組織のＥ−特性及びエレクトロ
グラムの情報を分析し、照合された、フィルタを通した
出力を算出するが、この出力は更にアブレーション場所
の識別率を高めるのに役立てられる。
モジュール202、204、及び206は、様々な方法で構成
できる。
図示されている望ましい実施例（図19参照）では、ペ
ーシング・モジュール202は、ホスト・プロセッサ206に
結合しているコントローラ・インターフェイス208を含
んでいるが、これについては後で詳細に渡って記述され
る。コントローラ・インターフェイス208はまた、パル
ス生成器210及び出力ステージ212にも結合している。
出力ステージ212は、供給経路220及び戻り経路218に
より電気的に電流生成器モジュール50と同じ切替要素64
に結合している。切替要素64については既に説明され、
図11で概略的に示されている。図11の透視線が示すよう
に、ペーシング・モジュール202及び電流生成器モジュ
ール50は切替要素64に接続している。
コントローラ・インターフェイス208は、コントロー
ル・バス214、216、及び219を含んでいる。バス214は、
パルス期間制御信号をパルス生成器210に転送する。バ
ス216は、パルス振幅制御信号をパルス生成器210に転送
する。バス219は、切替要素64用の制御バス経路を形成
している。
切替要素64は、心臓を鼓動させるために使用する場
合、ベーシング・モジュール202が生成した信号を選択
したバスケット電極38に送る。ペーシング・シーケンス
は、ホスト・プロセッサ206が制御するインターフェイ
ス208に制御される。
結果的に得られる、バスケット電極38が感知したエレ
クトログラム信号もまた、図11で示され、既に記述され
たＥ−特性信号と同じアナログ処理経路で、切替要素64
を通じてホスト・プロセッサ206及び処理モジュール204
へ、渡される。
図20は、ホスト・プロセッサ206及びエレクトログラ
ム処理モジュール204の構成要素を概略的に示してい
る。
ホストの中央処理装置（CPU）206は、大容量記憶装置
230及び拡張固定RAMブロック232と通信する。ユーザー
対話インターフェイス234もCPU206と通信する。
図20が示すように、対話ユーザー・インターフェイス
234は、入力装置244（例えば、キーボード又はマウス）
及び出力表示装置246（例えば、グラフィックス表示モ
ニタ又はCRT）を含んでいる。
CPU206はまた、以前に記述されたように、電流生成器
モジュール50、並びにシステム74のペーシング・モジュ
ール202及びそのインターフェイス226とも通信する。こ
のようにして、CPU206は、システム10に対する総体的な
制御機能を調和させる。
図20が示すように、エレクトログラム処理モジュール
204は、インターフェイス226を通じてアナログ・デジタ
ル変換器82のデジタル出力を受け取るバス235及びバス
・アービタ236を含んでいる。バス・アービタ236は、１
つ又はそれ以上のデジタル信号プロセッサ238へのデジ
タル・エレクトログラム形態構造信号の送信許可を与
え、このデジタル信号プロセッサ238はまた、処理モジ
ュール204の一部を形成し、CPU206とも通信を行う。
図示されている望ましい実施例は、同時に作動する４
つの信号プロセッサ238を使用しているが、異なる数の
プロセッサ238を使用することもできる。Ｎがバスケッ
ト電極の合計数で、Ｍがプロセッサ238の数とすると、
各プロセッサ238は単極モードのN/M電極からの信号、及
び双極２電極モード又は双極４電極モードのN/（2M）電
極からの信号を処理する役割を果たす。
データ処理の速度を増加させるために、各プロセッサ
238は固定RAMブロック240を含んでいる。データはリア
ルタイムで処理され、ブロック240に保存される。
信号プロセッサ238は、以下のように、エレクトログ
ラム信号を処理する様々な手段を具備している。
（ｉ）最も早い減極事象を検出する手段。
（ii）エレクトログラムの取得方法に応じてエレクトロ
グラム信号から減極波面の等時性又は等遅れマップを形
成する手段で、このマップは医師が観察できるよう表示
装置246に表示することができる。
（iii）エレクトログラム信号から同等伝導マップを形
成する手段で、このマップも医師が観察できるよう表示
装置246に表示することができる。
CPU206は、以下のようにエレクトログラム信号及びＥ
−特性信号を処理するための追加の手段を使用する。
（iv）同等伝導マップを同等Ｅ−特性マップと照合する
手段で、この照合結果は医師が観察できるよう表示装置
246に表示することができる。
（ｖ）（iv）の照合された出力結果に基づいて、アブレ
ーションが必要と思われる場所を見つけ出す手段。
（ｉ）最も早い減極事象の識別 図21は、早い減極事象を検出するための手段250を示
している。
CPU206は、対話ユーザー・インターフェイス234の表
示装置246上にエレクトログラム（図21A）を示す。表示
246を分析したあと、医師は、従来のエレクトログラム
のうなりを群発させる目的で、基準時間を手動で選択す
ることができる。医師は、この際、マウス又はキーボー
ド装置244を使用することができる。
心室頻脈が故意に誘発される場合又はそれが自然に発
生している場合は、各電極38が心室頻脈のエレクトログ
ラムを感知した際、エレクトログラムのうなりは伝播時
間を計算するために基準時間に対応して群発する。選択
された群の全てのうなりの中から、医師は各電極38に対
し、最も早い減極事象を手動で選択する。対話インター
フェイス234は、医師が選択した事象をホストCPU206に
送信し、そこで計算された伝播時間の行列が作成され
る。
心臓がモジュール202により鼓動されている場合は、
うなりは各エレクトログラムの活性化の遅れを計算する
ために、基準時間に対応して群発する。活性化の遅れは
ペーシング・パルス及び最も早い減極事象との間で計測
される。選択された群の全てのうなりの中から、医師は
各電極38に対し、最も早い減極事象を手動で選択する。
この状況において、上記の場合と同様に、対話インター
フェイス234は、医師が選択した事象をホストCPU206に
送信し、そこで計算された活性化の遅れの行列が作成さ
れる。
図21Aは、心臓で発生している心室頻脈の４つの代表
的エレクトログラムを示している。図21Aは、うなりを
群発させる目的で選択された基準時間、及び図示の目的
で選択された早い減極事象を示している。これから、伝
播時間t1、t2,t3,及びt4は、減極事象の時間と各エレク
トログラムの基準時間との差異として計算できる。
（ii）等時性又は等遅れの表示の作成 図22は、伝播時間の等時性表示（心室頻脈が誘発され
るか自然に発生する場合）又は活性化時間の等遅れ表示
（モジュール202を使用して心臓を鼓動させる場合）を
作成する手段252を示している。記述の便宜を図るた
め、これらの表示は以下では“計算されたエレクトログ
ラム事象”と呼ばれる。
手段252は、同等Ｅ−特性表示を作成するための手段9
2（図16参照）と一般的に同じ処理ステップをたどる。
手段252は、球状の座標システムにおける電極の位置
を計算する処理ステップを含んでいる。
手段252は、次に、コンピュータによりバスケットの
表面に３次元の組織網を生成する。組織網が交差すると
ころの点は、ノードと呼ばれる。ノードの中には、バス
ケット上の電極と重なるものがある。これらは、計算さ
れたエレクトログラムの事象の値が既知であるところの
結び目を表す。
３次元の組織網の残りのノードに対する計算されたエ
レクトログラム事象の値は直接には計測されていない。
しかし、これらの値は各結び目における既知の値に基づ
いてそれぞれの残りのノードで補間することができる。
以前の場合と同じように、３次元の立体スプライン補
間を使用することができるが、その他の方法も使用でき
る。
手段252は、１つの色を計算されたエレクトログラム
の事象の最大値（実際に計測されたもの又は補間された
もの）に割り当て、別の色を計算されたエレクトログラ
ムの事象の最小値（同じく、実際に計測されたもの又は
補間されたもの）に割り当てることにより、装置246上
に出力表示を作成する。コンピュータで生成された２つ
の色の間の中間の色合いは、ホストCPU206により、線形
尺度に基づいて中間の計測値及び補間値に割り当てられ
る。
手段252は、３次元の組織網のノードの位置に基づい
て、バスケットの表面に生成された色のマップを描く。
図23は、この処理手段に従って生成された代表的な表
示を示している。CPU206は、医師が観察できるようにこ
の表示を表示装置246上に生成する。
アブレーションが必要と思われる場所は、色合いが急
激に変化している領域で識別できる。図23の領域Ａは、
そのような領域を示している。
うなりを群発させるために使用したエレクトログラム
が、誘発された、または自然に発生した心室頻拍を示し
ている場合は、結果として得られる表示は検査した組織
領域の等時性マップとなる。うなりを群発させるために
使用したエレクトログラムが鼓動させた心臓に基づいて
いる場合は、表示は検査した組織領域の同等遅れマップ
となる。
（iii）同等伝導表示の作成 図24は、計算されたエレクトログラム事象の同等伝導
表示を作成するための手段254を示している。
同等伝導表示は、等時性表示又は同等遅れ表示よりも
速く、アブレーションの必要と思われる場所である遅い
伝導領域を識別することができる。同等伝導表示は、医
師による主観的解釈が要求される度合いがより少なく、
これは、遅い伝導領域が、等時性又は同等遅れ表示より
もはるかに大きな差異を示すためである。
手段254は、上記の手段252と同様の入力を受け取り、
ほとんど同様の処理ステップに従う。手段254は、球状
座標システムの電極の位置を計算し、次にバスケットの
表面に３次元の組織網を生成する。手段254は、結び目
の場所の既知の値に基づいて、ノードに対する計算され
たエレクトログラム事象を補間する。
以前に記述された手段252と異なり、手段254は、計算
されたエレクトログラム事象の空間的勾配の度合いの逆
数を計算する。この逆数の空間的勾配は、検査した組織
内における心臓の信号の伝導値を表す。
この処理ステップを行うために、手段254は最初に組
織網の各ノードに対して計算された空間的勾配のエレク
トログラムを算出する。この計算方法は、広く知られて
いる。
次に、手段254は、例えば、既知の３次元ベクトル分
析を使用して、空間的勾配の度合を計算する。次に、手
段254は、伝導値を表す、勾配の逆数を計算する。
手段254は、あらかじめ決定されたしきい値より大き
い全ての度合いを取り除き、度合いをしきい値と等しく
する。この処理ステップは、数学的近似プロセス中に発
生しうる不正確な値による影響を削減する。
伝導の計算（すなわち、伝播速度）は、伝播時間が処
理される場合に対して例示できる。伝播時間の活性化遅
れを差し引くことにより、鼓動させた心臓から取得した
データに対する伝導値を計算することができる。
図25に示される３次元の組織網上の任意の点の位置
は、方位角φ及び仰角δにより与えられる。その基礎的
表面の半径は、１つに正規化される。伝導値は、等式
（１）で定義される。
組織網の表面の半径が１つであるものとすると、伝播
時間の空間的勾配は以下のように求めることができる。
Φ及びΔは、それぞれ方位角及び仰角の方向を定義する
球状座標システムの単位ベクトルである。
従って、伝導値は等式（３）を使用して計算できる。
これは、実際には空間的勾配の度合いの逆数である。伝
導値が近似される場合、等式（３）の導関数は、第一導
関数を概算するのに適している任意の数値方法で計算で
きる。
手段254は、１つの色をしきい値の伝導値（すなわ
ち、最大許容値）に割り当て、別の色を最小伝導値に割
り当てることにより表示を作成する。コンピュータで生
成された色合いは、前に説明されたように、線形尺度基
づいて、中間値に割り当てられる。
手段254は、３次元組織網のノードの位置に基づい
て、バスケットの表面に生成された色のマップを描く。
図25は、上記の方法に従い、図23に示される等時性表
示と同じデータを使用して生成された代表的同等伝導表
示を示している。CPU206は、医師が観察できるように、
この表示を表示装置246上に生成する。
図25の領域Ａは、遅い伝導領域を示し、これは通常図
23で急速に色合いが変化している位置（領域Ａ）と同じ
場所に現れる。図25は、同等伝導表示が提供する領域を
示しているが、図23の等時性表示と比較するとさらに顕
著な差異が認められる。従って、同等伝導表示は、アブ
レーションが必要と思われる場所をより確かに識別する
ことができる。
（iv）同等伝導及び同等Ｅ−特性の照合 図26は、分析した心臓組織に対して同等伝導を同等Ｅ
−特性と照合させる手段256を示している。
手段256は、既に説明されたものと同じ方法で、３次
元組織網のノードにおけるＥ−特性値を獲得する。次
に、手段256は、これらのＥ−特性値を0.0から1.0まで
の一連の数値に正規化する。数値1.0は、最小のＥ−特
性絶対値に割り当てられ、数値0.0は、最大のＥ−特性
絶対値に割り当てられる。最小及び最大絶対値の間のＥ
−特性値は、最小及び最大値の間の線形尺度上の割り当
て数値になる。
手段256はまた、既に説明された方法で、３次元の組
織網のノードにおける計算されたエレクトログラム事象
の値を獲得する。手段256は、以前に説明された方法で
計算されたエレクトログラム事象の空間的勾配の度合い
の逆値を計算し、検査した組織内の心臓信号の伝播値を
獲得する。
手段256は、次にこれらの伝導値を0.0から1.0までの
一連の数値に正規化する。数値1.0は、最小の伝導絶対
値に割り当てられ、数値0.0は、伝導しきい値に割り当
てられる。上記のように、最小及び最大絶対値の間の伝
導値は、最小及び最大値の間の線形尺度上の割り当て数
値になる。
手段256は、次に既知の数学的計算技術を使用して、
２次元の照合フィルタ・プロセスを、正規化したＥ−特
性データをテンプレートとして使用する正規化した伝導
データに割り当て、またその反対を行う。このようにす
る代わりに、２次元の交差相関、正規化されたＥ−特性
及び伝導に適用することもできる。この明細書で使用さ
れるように、”照合”は、２次元の照合フィルタ、２次
元の交差相関、及び同様のデジタル信号処理技術を含
む。
照合されたフィルタ・プロセスから取得した値は、各
値を最大絶対値で割ることにより正規化される。正規化
の後、値は0.0及び1.0の間の範囲に収まる。
手段256は、１つの色を最大の正規化され照合された
フィルタ値に割り当て、別の色を最小の正規化されたフ
ィルタ値に割り当てることにより表示を作成する。コン
ピュータで生成された色合いは、上記のように、線形尺
度に基づいて中間値に割り当てられる。
手段256は、３次元組織網のノードの位置に基づい
て、バスケットの表面に生成された色のマップを描く。
図27は、上記の方法に従って処理された代表的な表示
を示している。CPU206は、医師が観察できるように、こ
の表示を表示装置246上に生成する。
表示は、正規化された同等伝導値を正規化された同等
Ｅ−特性値と照合するが、実際には、これはエレクトロ
グラムを組織のＥ−特性と照合することになる。この照
合により、梗塞組織の領域と健康な組織の領域との間の
差異が更にはっきりとしたものになる。
この情報は、アブレーションが必要と思われる場所を
識別するために更に処理を追加し、識別率を最大化する
ことができる。
（ｖ）アブレーションが必要と思われる場所の識別 図28は、手段256が生成した、正規化された伝導値及
び正規化されたＥ−特性値を照合した出力に基づいてア
ブレーションが必要と思われる場所を識別するための手
段258を示している。
手段258は、しきい値を選択する。しきい値より上の
照合出力値を持つ組織領域は、アブレーションが必要と
思われる場所を構成している。最適なしきい値は、経験
に基づいた研究又はモデリングにより求めることができ
る。任意のデータの集まりに対するしきい値はまた、医
師の専門的判断にも依存する。
図29は、上記の方法に従って処理された代表的な表示
を示している。図29では、0.8のしきい値が図示の目的
で使用されている。0.8のしきい値より大きい値は1.0に
設定され、0.8と等しいかそれより小さい値は0.0に設定
されている。CPU206は、医師が観察できるように、この
表示を表示装置246上に生成する。
図29は、黒の領域と、アブレーションが必要と思われ
る場所（領域Ａ）である白い領域の顕著な差異を示して
いる。
E. 組織のアブレーション 使用される出力の形式がどのようなものであれ、医師
は、バスケット電極38から獲得した１つ又はそれ以上の
出力を分析し、アブレーション効果があると思われる場
所を見つけ出す。
医師は、この時点でバスケット電極38が見つけた心筋
組織領域をアブレーションするステップを行うことがで
きる。医師は、電極を使用して心筋組織を熱で破壊する
か、組織を加熱又は冷却することによりこの結果を達成
することができる。このようにする代わりに、医師は心
筋組織を破壊する化学物質を注入することもできる。医
師は、同様に、心筋組織を破壊するためのその他の手段
を使用することもできる。
図示されている実施例（図30参照）では、外部から操
縦できるアブレーション・プローブ100がバスケット構
造体36と連係して展開している。
本発明の様々な特徴は、以下の請求の範囲で述べられ
る。
フロントページの続き (72)発明者 スウァンソン， デイビッド ケイ. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94040， マウンテン ビュー，ヘザー ストーン ウェイ 877 (56)参考文献 特開 昭63−150053（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−177024（ＪＰ，Ａ) 実開 昭64−22314（ＪＰ，Ｕ) 実開 平１−172804（ＪＰ，Ｕ) 特表 平４−501216（ＪＰ，Ａ) 特表 平８−501477（ＪＰ，Ａ) 米国特許4380237（ＵＳ，Ａ) 米国特許5297549（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/04 - 5/053

Claims (18)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】組織を検査するためのシステムにおいて、 少なくとも３つの、間隔の空いた電極と、 電極のうち少なくとも２つを心臓組織の領域と接触する
    ように位置づける手段と、 １つのモードでは、第１の電極の組の間にある心臓組織
    の領域を通る第１の経路に電流を流し、別のモードで
    は、第２の電極の組の間にある領域の心臓組織を通る第
    ２の経路に電流を流すための生成器手段と、 少なくとも部分的には、第１及び第２の経路にある組織
    のインピーダンスの感知に基づいて組織の電気特性を引
    き出し、引き出された電気特性を同等の電気特性値のグ
    ループごとに分ける手段を含む手段と、 を有することを特徴とするシステム。
  2. 【請求項２】心臓内で組織を検査するためのシステムに
    おいて、 少なくとも３つの、間隔の空いた電極と、 電極のうち少なくとも２つを心臓内で心内膜組織と接触
    するように位置づける手段と、 １つのモードでは、少なくとも１つが心臓内にある電極
    の第１の組の間にある心臓組織の領域を通る第１の経路
    に電流を流し、別のモードでは、少なくとも１つが心臓
    内にある電極の第２の組の間にある心臓組織の領域を通
    る第２の経路に、第１の組の電極の位置を大幅に変更す
    ることなく電流を流すための生成器手段と、 少なくとも部分的には、第１及び第２の経路にある組織
    のインピーダンスの感知に基づいて組織の電気特性を引
    き出し、引き出された電気特性を同等の電気特性値のグ
    ループごとに分ける手段を含む手段と、 を有することを特徴とするシステム。
  3. 【請求項３】請求項１又は請求項２記載のシステムにお
    いて、 同等の特性値を持つ各グループを第１及び第２の経路の
    位置に空間的に関連させて出力する手段 を更に含むことを特徴とするシステム。
  4. 【請求項４】請求項１又は請求項２記載のシステムにお
    いて、 組織の電気特性を引き出す手段が、第１及び第２の経路
    の組織抵抗率を引き出し、 引き出された電気特性をグループ分けする手段が、引き
    出された組織抵抗率を同等の組織抵抗率のグループごと
    に 分けることを特徴とするシステム。
  5. 【請求項５】請求項３記載のシステムにおいて、 同等の組織電気特性値を持つ各グループを第１及び第２
    の経路の位置に空間的に関連させて出力する手段 を更に含むことを特徴とするシステム。
  6. 【請求項６】請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置付け手段が少なくとも２つの電極と心内膜組織の間
    に基本的に同時で連続的な接触 を形成することを特徴とするシステム。
  7. 【請求項７】請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置付け手段が少なくとも２つの電極と心内膜組織の間
    に基本的に同時で連続的な接触を形成し、 残りの電極のうちの少なくとも１つが心臓の外側に位置
    する電極 であることを特徴とするシステム。
  8. 【請求項８】請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置付け手段が全ての電極と心内膜組織の間に基本的に
    同時で連続的な接触を形成することを特徴とするシステ
    ム。
  9. 【請求項９】請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置決め手段が少なくとも２つの電極を担持する遠位端
    を持つカテーテル・チューブ を有することを特徴とするシステム。
  10. 【請求項１０】請求項９記載のシステムにおいて、 カテーテル・チューブに担持され、カテーテル・チュー
    ブが担持する少なくとも２つの電極に電気的に結合して
    いるマルチプレクサ／デマルチプレクサ を更に含むことを特徴とするシステム。
  11. 【請求項１１】請求項１又は２記載のシステムにおい
    て、 心臓内の心筋組織をアブレーションするエネルギーを放
    射する手段 を更に含むことを特徴とするシステム。
  12. 【請求項１２】心臓の組織を検査するシステムにおい
    て、 構造体と、 構造体が担持し、選択した位置の心内膜組織に接触させ
    るための間隔の空いた電極のアレイと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経
    路に電流を流す手段と、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピ
    ーダンスの感知に基づいて複数の経路にある組織の電気
    特性を引き出し、引き出された電気特性を同等の電気特
    性値のグループごとに分ける手段を含む手段と、 同等の電気特性を持つ各グループを構造体上の電極の位
    置に空間的に関連させて表示する出力を作成する手段と を含むことを特徴とするシステム。
  13. 【請求項１３】心臓の組織を検査するシステムにおい
    て、 ３次元の構造体と、 構造体が担持し、選択した位置の心内膜組織と接触させ
    るための、間隔の空いた電極のアレイと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経
    路に電流を流す手段と、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織抵抗率の
    感知に基づいて複数の経路にある組織の電気特性を引き
    出し、引き出された組織の抵抗率を同等の組織抵抗率値
    を持つグループごとに分ける手段を含む手段と、 同等の組織抵抗率を持つ各グループを構造体上の電極の
    位置に空間的に関連させて３次元空間に作成し表示する
    手段と を含むことを特徴とするシステム。
  14. 【請求項１４】請求項12又は13記載のシステムにおい
    て、 電流を流す手段が構造体の位置を大幅に変更することな
    く複数の経路に電流を流すことを特徴とするシステム。
  15. 【請求項１５】請求項12又は13記載のシステムにおい
    て、 出力が印刷された形式であることを特徴とするシステ
    ム。
  16. 【請求項１６】請求項12又は13記載のシステムにおい
    て、 出力がグラフィックス・ディスプレイ・モニタに 表示されることを特徴とするシステム。
  17. 【請求項１７】心臓の組織を検査するシステムにおい
    て、 ３次元の構造体と、 構造体が担持し、選択した位置の心内膜組織と接触させ
    るための、間隔の空いた電極のアレイと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経
    路に電流を流す手段と、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピ
    ーダンスの感知に基づいて複数の経路にある組織の電気
    特性を引き出す手段と、 同等の電気特性を持つ各グループを構造体上の電極の位
    置に空間的に関連させて３次元空間に出力を作成する手
    段を有し、この作成手段において、 構造体上の電極の位置を３次元の座標システムで算出す
    る第１の手段と、 ３次元構造体の形に沿った３次元組織網を形成する、交
    差する水平線及び垂直線のパターンを生成し、水平線及
    び垂直線の交差する点が、結び目となる電極位置を表す
    ノードを形成している第２の手段と、 連係する電極において引き出された電極特性値を各結び
    目に割り当て、各結び目の間を補間して電気特性の補間
    値を残りのノードに割り当てることにより、電気特性を
    反映するノードに値を割り当てる第３の手段と、 最大の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第１の
    しるしを割り当て、最小の電気特性値を持つ１つ又は複
    数のノードに第２のしるしを割り当て、最大及び最小の
    電気特性値の間の中間の電気特性値を持つ１つ又は複数
    のノードに第１及び第２のしるしの間の中間のしるしを
    割り当てることにより出力表示を作成する第４の手段と を含むことを特徴とするシステム。
  18. 【請求項１８】請求項17記載のシステムにおいて、 しるしが対照的な色を表すことを特徴とするシステム。
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