JP3581888B2

JP3581888B2 - 心内膜の写像システム

Info

Publication number: JP3581888B2
Application number: JP50843194A
Authority: JP
Inventors: ビーティー、グレイドン・アーネスト; ケイガン、ジョナサン・; バド、ジェフリー・アール
Original assignee: エンドカーディアル・セラピューティクス・インコーポレーテッド
Priority date: 1992-09-23
Filing date: 1993-09-23
Publication date: 2004-10-27
Anticipated expiration: 2019-10-27
Also published as: JP2004209262A; US20060084971A1; CA2678625A1; CA2447239C; US20060084972A1; US6826421B1; DE69315354T2; US6978168B2; US7289843B2; CA2144973A1; ATE160273T1; EP0661948B1; JPH08501477A; US20060052716A1; CA2447239A1; JP3876344B2; WO1994006349A1; DE69315354D1; US6826420B1; US20060058693A1

Description

技術分野
この発明は心臓チャンバー内部の３次元の電気的写像又はマップを形成する装置及び技術を開示するものであり、心内膜壁の特定位置の２次元表面下写像を形成する技術に関する。
背景技術
ある患者の心臓の電気生理的研究の一部として、心臓の内側表面上に存在する電気的ポテンシャル又は電位を測定することは一般的に行われている。そうした測定は、典型的には、心筋の電気的な活動に関する２次元写像を形成するために使用される。電気生理学者は心組織内で発生している異所性の電気的な活動の中心を画定するためにこうした写像を使用することになる。１つの伝統的な写像技法は、心臓チャンバー内に挿入されて該心臓の表面に接触させた複数の可動電極からの電気的測定値列に関するものである。代替的な写像技法では、電位の２次元写像を発生すべく、フローティング電極又は浮遊電極のアレイから本質的には同時的な測定値を取り出している。
此等の伝統的処理過程によって生成された心内膜表面での電位の２次元写像は多くの欠点を有する。伝統的なシステムではその解像度に関して、使用される電極数によって限定されていた。電極の数が心内膜表面の電気的活動が写像されることになる点の数だけ口述していた。よって、心内膜写像における進歩は、写像用カテーテルにおける前進的な電極数の増大か、或いは、複数の電極を有する小さな写像用プローブの心内膜表面上でのあちこちへの移動に関する改善された柔軟性かの何れか一方を伴うものであった。電気的に活性な組織への直接接触は、良好な状態の電気信号を得るために先行技術の殆どのシステムにおいて要求されている。例外としてはスポット的な複数電極による非接触形式のアプローチがある。此等のスポット的な複数電極はそれらの血液媒体の円錐状視野を通じて電気信号を空間的に平均化する。故にこの方法も各電極から１つずつの信号を作り出している。心内膜壁からの小数の信号では異所性組織塊の位置を正確に決定することが出来ないこととなる。先行技術においては、心臓が開けられた状態の内側面を粗くしか具現出来ない直線的な写像上に等電位又はアイソーポテンシャルが補間され且つプロットされている。こうした２次元的な写像は、限られた１セットの測定値に基づいて等高線を「埋める或いは記入する」という補間工程によって生成される。こうして補間された２次元写像は著しい欠陥がある。第１として、もし局所化された異所性病巣が２つの電極の視野間にあれば、そうした写像は、精々、両電極とそれらの間の全ての点に重なった状態でその異所性病巣を示すこととなり、最悪の場合、それが全く見られなくなることであろう。第２として、その２次元写像はチャンバーの幾何学形状の情報を全く有していないので、心臓チャンバーの３次元容積の内のどこに電気的信号があるのかを精密に指示することができない。異所性組織の大きさ及び位置を正確に描写できない不能さは「融蝕又はアブレーション」等のある種の治療の繰出しを挫折させることになる。
開示の概要
全体として本発明は、心臓チャンバーの内面における電気的活動に関する高分解能の３次元写像を作り出す方法を提供するものである。
本発明はそうした写像を発生するに必要な情報を得るべく特殊化されたカテーテルシステムを使用するものである。
全体として本発明は、カテーテル電極が３次元写像において視覚化されるシステム及び方法を提供するものである。
また本発明は、心筋組織の表面上或いは該表面下の電気的ポテンシャル又は電位の２次元写像を提供すべく使用され得る。
本発明の更なる特徴等は、説明的な実施例が添付図面と関連されて詳述されている以下の記載より明らかとなる。理解して戴きたいことは、本発明に対する、特に図面を用いて説明された好適実施例に対する多くの変更等は、本発明の適用範囲から逸脱することなく行えることである。
図１は本システムの概略図である。
図２は心臓内キャビティに据えられたカテーテルアセンブリの概略図である。
図３はカテーテルアセンブリの概略図である。
図４は圧潰位置にある変形自在リード体を伴う写像カテーテルの概略図である。
図５は膨脹位置にある変異自在リード体を伴う写像カテーテルの概略図である。
図６は基準カテーテルの概略図である。
図７は３次元写像の表示状態を表す概略図である。
図８は代替的な基準カテーテルの側面図である。
図９は代替的な基準カテーテルの側面図である。
図10は代替的な末端の斜視図である。
図11は表面下の２次元写像の表示状態を表す概略図である。
図12は本発明の方法における複数のステップ又は工程の概略フローチャートである。
詳細な開示
一般に本発明のシステムは、心臓チャンバー80の内側面における電気的な活動の写像又はマッピングに使用される。写像カテーテルアセンブリ14は変形自在な末端リード体74に連結された軟質リード体72を含む。この変形自在な末端リード体74は心臓キャビティ80内に導入された後、幾何学的な形状を満たす安定空間に形成され得る。この変形自在な末端リード体74は複数の電極サイトを画定する電極アレイ19を含む。また写像カテーテルアセンブリ14は軟質リード体72及び末端リード体74内に形成された中央管膣又は中央ルーメンを貫通している基準カテーテル16上に都合良く配置された基準電極を含む。基準カテーテルアセンブリ16は心臓壁を精査すべく使用することができる末端電極アセンブリ24を有する。この末端の接触用電極アセンブリ24は較正用の表面電気的基準を提供する。電極アレイ19と共に該電極アレイの位置で計られた基準カテーテル16の物理的な長さはこの電極アレイ19を構成するために使われ得る基準を提供している。またこの基準カテーテル16は電極アレイ19の望ましい位置を安定化している。
此等の構造的な要素は、心臓内に容易に位置付けできると共に、好ましくは非接触電極サイトの第１セットからと接触電極サイトの第２セットからの心臓の電気的な活動に関しての高度に正確な情報を取得すべく使用され得る写像カテーテルアセンブリを提供する。
写像カテーテルアセンブリ14は信号発生器32や電圧捕捉装置30を有するインターフェース装置22に接続されている。好ましくは、信号発生器32は、使用中、インピーダンスプレチスモグラフを通じて心臓チャンバーの容積的形状を測定すべく使用される。この信号発生器は上記基準電極の心臓チャンバー内での位置を決定すべく使用される。心臓チャンバーの形状を描写又は特性表示する他の技法でも代替し得る。次に、電極アレイ19上の電極サイト全てからの信号は、電圧捕捉装置30に送られて、全心臓チャンバー容積の電気的活動の３次元の即時的な高分解能写像を誘導する。この写像は表面電極24を用いることによって較正される。較正は電気的なもの及び寸法的なものの両方である。最後に、この３次元写像は、好ましくは基準カテーテル16の先端における臓器壁内電極26からの信号と共に、心臓壁内における臓器壁内の電気的活動の２次元写像を計算すべく使用される。この２次元写像は心臓壁のスライスであり、心臓壁自体の表面下における電気的活動を表す。
此等の「写像」の両方は所望の時間に亙って続けられる。また真の３次元写像は空間的な平均化の問題を回避し、心臓チャンバーの全容積や心内膜表面の電気的活動の、即時的な高分解能写像を生成している。この３次元写像は従来得られた補間写像よりもより正確且つ精密な等級である。臓器壁内スライスの２次元写像は先行技術を用いては不可能である。
ハードウエアの説明
図１はある患者の心臓12に連結された写像システム10を示す。写像カテーテルアセンブリ14は心臓チャンバー内に挿入され、基準電極24は心内膜表面18に触れている。
好ましいアレイカテーテル20はインターフェース装置22に接続された少なくとも24の個々独立した電極サイトを担持している。好ましい基準カテーテル16はそのアレイカテーテル20からの同軸的な延長である。この基準カテーテル16は表面電極サイト24と表面下電極サイト26とを含み、此等の両方はインターフェース装置22に接続されている。理解して戴きたいことは、電極サイト24はアレイカテーテル上に直接配置され得ることである。このアレイカテーテル20は公知の幾何学的形状、好ましくは球形状に膨張させることができる。分解能はより大きな寸法の球形状を用いることによって高められる。バルーン77或いは同等物を電極アレイ19の内側から血液を排除するために、該電極アレイ19下に組み入れるべきである。球形状及び血液排除は操作性のためには要求されないが、写像表示を発生させるために要求される計算の複雑さを実質的に低減する。
基準電極24及び／或いは基準カテーテル16は複数の目的に貢献する。第１として、それらは形状及び容積計算用の較正のための心内膜表面18上における基準点から公知の隔たりをもってアレイ19を安定させ且つ維持させている。第２として、表面電極24は、電極アレイ19によって提供された心内膜表面18の電気的活動測定値を較正するために使用され得る。
インターフェース装置22は、種々の電極サイトを電圧捕捉装置30や信号発生器装置32に順次接続させるマルチプレクサであるスイッチングアセンブリ28を含む。此等の装置はコンピュータ34の制御下にある。電圧捕捉装置30は、好ましくは、１ビットのＡ−Ｄコンバータである。また信号発生器32は、インピーダンスプレチスモグラフを用いて心内膜のチャンバーの容積及び形状を決定するために且つ基準カテーテルの位置を決定するために、複数の低電流パルスを発生すべく供給されている。
コンピュータ34は実質的にリアルタイムで作動する充分な処理能力を提供する、好ましくは「ワークステーション」クラスのコンピュータである。このコンピュータは図12A及び12Bのフローチャートに詳細に示されたソフトウエアの制御の下で作動する。
カテーテルの説明
図２は心臓チャンバー80内に据えられた写像カテーテルアセンブリ14の一部を示している。写像カテーテルアセンブリ14は基準カテーテル16及びアレイカテーテル20を含む。図２においてアレイカテーテル20は、スタイレット92の使用を通じてその電極アレイ19を安定的且つ再現性ある幾何学的形状になすべく膨張させられている。基準カテーテル16はアレイカテーテル20の管腔82に通過させられて、末端電極アセンブリ24を心内膜表面の然るべき位置に据えられるようにしている。使用中、基準カテーテル16は電極アレイ19のための機械的な配置基準を提供し、末端電極アセンブリ24は写像工程のための心臓壁上の或いは心臓壁内の電位を提供する。
図１の構造は好ましくはあるが、本発明の適用範囲内において複数の代替例がある。カテーテルシステムの好ましい形態における最も重要な目的は、複数電極サイトの公知の集合を心内膜表面から遠ざけ、１つ或いはそれ以上の電極サイトを心内膜に接触させることを確実に行うことである。アレイカテーテルは電極サイトの少なくとも幾つかを心内膜表面から遠ざけるように配置させるための例証となる構造である。アレイカテーテル自体は１つ或いはそれ以上の電極サイトを心内膜表面上に機械的に位置付けするように設計することができる。基準カテーテルは１つ或いはそれ以上の電極サイトを担持するために好ましい構造であり、此等の電極サイトを心内膜表面に直に接続させるように使用され得る。
理解して戴きたいことは、基準カテーテルはアレイカテーテルの固定された延長で置き換えることができ、そのアレイの一部分を心内膜表面上に押圧すべく使用され得ることである。この代替実施例において、球形状アレイの幾何学的形状はその他の電極を心内膜表面に対して接触させることなく維持している。
図３は詳細構造を明確にするために誇張された大きさで写像カテーテル14の好ましい構造を示している。一般に、アレイカテーテル20は変形自在なリード体74に連結された軟質リード体72を含む。変形自在リード体74は好ましくは、複数の絶縁ワイヤの編組75であり、その内の幾つかをワイヤ93、ワイヤ94、ワイヤ95並びにワイヤ96で示す。93等の個々独立したワイヤは、同図中、軟質リード体72の基端81における電気的接続部79から軟質リード体72を通って変形自在リード体74に配置された末端編組リング83まで辿ることができる。変形自在リード体74の所定箇所においては、このワイヤ93から絶縁材が選択的に除去されて典型的な電極サイト84を形成している。編組75内の幾つかのワイヤの各々は潜在的には電極サイトとして使用され得る。好ましくは、編組75における典型的な24本から128本のワイヤの全ては電極サイトを形成するために使用される。電極サイトとして使用されないワイヤは電極アレイ19の機械的な支持体を提供する。一般に、複数の電極サイトは球形状アレイの中心に定義された中心から等距離隔てられて配置されることになる。楕円体等の他の幾何学的な形状も使用可能である。
写像カテーテルアセンブリ14の基端部分81は、種々の電極サイトに接続された個々独立したワイヤのための適切な電気的接続部79を有する。同様に、基端コネクタ79は基準カテーテル16の末端電極アセンブリ24のための適切な電気的接続部を有するか、或いは、基準カテーテル16は別体のコネクタを使用することができる。電極アレイ19と末端アセンブリ24の電極との間の距離90は、運動方向矢印85によって示されるように、基準カテーテルを管腔82に通してスライドさせることによって優先的又は選択的に変化させることができる。この距離90は、リード体72の端部と基準カテーテル16の基端部との相対位置を注目することによって基端部81で「読む」ことができる。
図４は圧潰位置にある変形自在リード体74を伴う写像カテーテルを示している。
図５はワイヤスタイレット92が末端編組リング83に取り付けられて管膣内に配置されている状態を示している。リード体72に対してのスタイレット92の相対運動によって末端編組リング83が牽引されることによって、編組75には形状変化が生じる。一般に牽引によって編組75は図４に示される略々円筒形態から図２及び図５に最良に示される略々球形態に移動させられる。
好ましいい技法としては、電極アレイ19を展開させることになるように編組75を引っ張るために使用され得るスタイレット92を提供することである。しかしながら、電極アレイ19下で膨張させられることによって該アレイ19の球形状展開を生じさせるような図３に示される任意のバルーン77と共に他の技法等も採用され得る。編組75の変更例もアレイ19の最終形状を制御すべく使用され得る。例えば、編組内で異なる径のワイヤを用いている不均一な編組パターンはアレイの形状をより好ましく変更することができる。幾何学的形状の最も重要な特性は複数の電極サイトを相対的に遠くに隔てるように間隔を置いて配置し、その形状が高度の精度で予想できることである。
図６は基準カテーテル16の第１実施例を示し、その末端電極アセンブリ24は鋭くなく、心内膜表面の表面測定をなすべく使用され得るようになっている。カテーテルアセンブリのこのバージョンにおいて、ワイヤ97（図２）は末端電極と連絡しており、且つこのワイヤはコネクタ79内で終了させることができる。
図８は代替的な基準カテーテル98を示し、心内膜表面近辺における電位の表面測定及び／或いは表面下測定の両方が望まれた場合により好ましいものである。このカテーテル98は基準電極24と、伸張自在な臓器壁内電極体100との両方を含む。
図９は鋭い臓器壁内電極体100を基準カテーテルリード体102内に引っ込める臓器壁内電極スタイレット101の好ましい使用例を図示している。臓器壁内電極体100のリード体102内への運動は矢印103によって示されている。
図10は電極体100上の臓器壁内電極サイト26の位置を示す。臓器壁内の電気的活動を局限するためには相対的に小さな電極サイトを用いることが望ましい。
アレイカテーテル20は種々ある技法の内の何れによっても製作することが可能である。製造方法の１つとして、絶縁ワイヤ93、94、95、96の編組75をプラスチック材料中に封入して軟質リード体72を形成することができる。このプラスチック材料は好ましくはポリウレタン等の種々の生物適合性のある化合物の何れでもよい。軟質リード体72の封入材料は、変形自在リード体74を形成すべく、絶縁編組75を露出させるために選択的に除去される能力を有することで部分的には選択される。螺旋状の包装、軸方向的な包装、或いは他の形態の包装よりはむしろ、編組75を用いることは、該編組の絡み合い又は組み合いの性質上、電極を内在的に強化し且つ支持する。またこの絡み合い状態の編組75は電極アレイ19が展開された際、予測可能な寸法的制御を伴ってそうしたことが行われる。またこの編組75の構造はアレイカテーテル20を支持し、封入材料が除去された場合のアレイカテーテル20の構造的結合性に備えている。
アレイカテーテル20の末端で変形自在リード体74を形成するために、封入材料は公知の技法によって除去され得る。好適実施例において、この除去は研削等で封入材料の機械的除去によって達成される。また、溶剤を用いてその材料を除去することも可能である。もし封入材料がポリウレタンであれば、テトラヒドロフラン或いはシクロヘキサノンが溶剤として使用可能である。幾つかの実施例において、封入材料は最末端から除去されずに末端編組リング83を形成する高められた機械的結合性を提供する。
露出された絶縁編組75で変形自在リード体74を形成するためには、選択領域における導体上の絶縁材を除去することによって複数の電極サイトを形成させることができる。公知の技法は、基部コネクタ79での適切な導電性ワイヤの確認或いは同定に引続く絶縁材の機械的、熱的或いは化学的除去が含まれことになるであろう。この方法は予測可能な繰り返し方式で基部導体の配列を持つことを難しくしている。導体／電極の選択を行えるようにするための絶縁材のカラー符号化は可能であるが、多数の電極が要求された場合にはやはり難しい。よって、高電圧電気の使用を通じて電極アレイを選択し且つ形成することがより好ましい。高電圧の電気（典型的には１〜３キロボルト）を導体の基端に印加してこのエネルギーを絶縁材を通じて検出することによって、公知の導体上の所望箇所に電極形成を促進化することは可能である。位置付けの後、電極サイトは標準的な手段を用いての絶縁材除去によって或はより高電圧（例えば５キロボルト）の印加による絶縁材の破壊によって形成させることができる。
本発明の教示から逸脱することなく各種の変更等をこの写像カテーテルアセンブリに行うことができる。従って、発明の適用範囲は添付の請求項によってのみ限定されるべきである。
ソフトウエアの説明
例証となる方法は図12に示されるように９ステップ又は９段階に区割りされる。このステップ的な系列の区割りは本発明を説明する補助としてなされるものであり、本発明の適用範囲から逸脱することなく他の同等な区割りで容易に置き換えることができる。
ステップ41で工程は開始する。この例証的な工程は、電極アレイが心臓チャンバー内で公知の球形状をなしていること、電極アレイ19上には少なくとも24の電極があることを仮定している。この好適方法は公知ではなく且つ再現性のない、非球形状アレイを受入れるべく容易に変更可能である。アレイ表面上の此等電極サイト各々の位置は表示されたアレイの機械的な形態からわかる。電極アレイ19の位置と心臓チャンバー壁の位置（心臓形状）を決定する方法は有効でなければならない。この形状寸法測定（オプションとして、超音波或いはインピーダンス・プレチスモグラフィを含む）はステップ41で実行される。もし基準カテーテル16がチャンバー壁18まで延長させられたならば、その長さは計算された距離は基準カテーテル長さと比較することができるので形状寸法測定値を較正するために使用することができる。形状寸法計算はカテーテルの物理的寸法によって代表される公知の間隔に集中するように強制される。代替実施例としては、基準電極24はアレイカテーテル20上に位置付けられていることによってその位置は知られることになる。
ステップ42では、電極アレイ19における全ての電極サイトからの信号が電圧捕捉装置30のＡ−Ｄコンバータによってサンプリングされる。此等の測定値は引続くステップにおいて後で使用するためにディジタルファイル内に格納される。この時点で（ステップ43）、電極全ての電極アレイ19上での公知の位置と、各電極で測定された電位とは３次元の電気的活動写像用の仲介パラメータを生成するために使用される。このステップは以下により詳細に説明する場の理論の計算法を用いる。このステップで生成された複数の成分（Ф_lm）は引続くステップにおいて後で使用するためにディジタルファイルに格納される。
次の段階は基準カテーテル16は較正位置にいるか否かが質問される。較正位置において、基準カテーテル16はアレイカテーテル20から直接突出して、心臓チャンバーの壁18から公知の隔たりである電極アレイ19からの長さを設定する。この較正位置は蛍光透視法を用いて確認することができる。もしカテーテルが然るべき位置になかったならば、工程はステップ45、46或いは47に移動する。
もし基準カテーテル16が較正位置にあれば、ステップ44で基準カテーテル16の正確な位置がステップ41からの距離及び配向データを用いて決定される。その有効情報はチャンバー壁18上の基準カテーテル16の空間内の位置や３次元写像の仲介的で電気的な活動写像パラメータを含む。情報に関する此等の２セットを用いることによって、基準カテーテルの表面電極サイト24における予想された電気的活動が決定される。このサイト24での実際の電位又はポテンシャルは電圧捕捉装置30におけるＡ−Ｄコンバータによって基準カテーテルから測定される。最後に換算係数が調整されて、較正された結果を達成するために写像計算を変更する。この調整係数は電気的活動の続いての計算の全てにおいて用いられる。
ステップ47ではシステムがユーザに呼び掛けて３次元写像を表示する。もしそうした写像が所望されたならば、電気的活動を表示する方法が先ず決定される。第２に、目視されるべき電気的活動のための面積或いは容積が画定される。第３に、電気的活動のこの目視のために分解能のレベルが画定される。最後に、この表示選択によって画定された点全ての電気的活動、容積並びに分解能が場の理論の計算や上述の調整係数を用いて計算される。此等の計算値はコンピュータ34上でのデータ表示のために使用される。
図７は工程47の出力の代表的な表示71である。その好ましいい提示仕様において、心臓はワイヤ格子又はワイヤグリッド36として表示される。例えばアイソーポテンシャル写像又は等電位写像はワイヤグリッド36上に載せられて、複数のアイソーポテンシャル線或いは等時曲線38等のアイソーポテンシャル線が図面上に示されている。典型的には、ワイヤグリッド36とアイソーポテンシャル線或いは等時曲線38との色は解釈を補助すべく異なることとなる。ポテンシャルは好ましくは、アイソーポテンシャル或いは等時曲線よりも、連続的に埋められた色階級によって提示される。密に接近したアイソーポテンシャル或いは等時曲線39は心臓内のこの位置に現れた異所性病巣から生じている可能性がある。工程47の代表的な表示71において写像カテーテルアセンブリは見られることがない。
ステップ45において、副しきい値パルスが信号発生器32によって基準カテーテル16の表面電極24に供給される。ステップ54では、電圧捕捉装置30によって電極アレイ19上の電極サイト全てにおいて電圧が測定される。副しきい値パルスの位置を決めるにあたっての１つの問題は、他の電気的活動がその検出を難しくすることである。この問題に対向するために、ステップ55が開始されて、ステップ44で丁度測定された電気的活動をステップ54での測定値から減じる。基準カテーテル16の先端（即ち、表面電極24）の位置はこの誘導された電極データに関してのステップ45での同じ場の理論の計算を先ず実行することによって見出される。次に、心臓チャンバー壁近辺に位置付けられた空間内の４つの位置が画定される。此等のサイトにおけるポテンシャル又は電位は３次元の電気的活動写像を用いることによって計算される。それから此等のポテンシャルは、基準カテーテル16の表面電極24における副しきい値パルスの位置を三角測量して決定すべく使用される。もしより正確な局限化が所望であれば、表面電極24に相当に接近した４つ以上の点を画定し、三角測量が再度実行され得る。基準カテーテル16の先端を位置付けるこの手法は、表面電極24が表面に触れていようが、血液の嵩内に配置されていようが、さらには心内膜表面に対して接触状態でなかろうが、実行される。
ステップ48は基準カテーテルの空間内の位置をステップ47で生成された電気的活動の写像上に重ねることによって表示させることができるようにする。そうした表示71の一例が図７に提示されている。
ステップ46に至ると表面電極24は、そのサイトにおける組織の電気的あ活動を決定するに適当な心内膜表面18の公知の位置にある。もし、基準カテーテル12の先端から好適に伸張している臓器壁内或いは表面下延長100がその組織内に挿入されないのであれば、システムのユーザは表面下電極26を壁18内に延ばす。表面電極24及び臓器壁内の表面下26電極からのポテンシャルは電圧捕捉装置30によって測定される。次に表面電極24をその中心に有する心臓チャンバーに沿ってのライン21がシステムのユーザによって画定される。ステップ43からの３次元写像パラメータが基準カテーテル表面電極24のサイトを含むこのラインに沿っての複数の点を計算すべく使用される。此等の計算は基準カテーテル表面電極24での測定値と合致するように調整される。次に組織のスライスが画定され、このライン21（図７）、臓器壁内表面下電極26（図11）並びに計算された23及び25等の位置によって境界が示される。続いて、この組織スライスの電気的活動の２次元写像が下述するアルゴリズムの説明のセクションでの重心計算を用いて計算される。スライス境界外の各点は正確に計算されることができない。ステップ49において２次元スライス内の電気的活動のこの写像27は図11に示されるように表示される。この例において、アイソーポテンシャル線17は異所性病巣の壁18内の位置を示している。
好適な計算アルゴリズムの説明
本発明の異なる複数の段階を遂行するために２つの異なるアルゴリズムが適当である。
心臓チャンバーの電気的活動の写像を誘導するに用いられるアルゴリズムは、チャンバー容積の高分解能写像を誘導すべく静電的な容積−導体の場の理論を採用する。第２のアルゴリズムは心内膜表面の点の間の補間と、重心計算を用いた臓器壁内測定とによって臓器壁内の電気的活動を概算することができる。
使用中、予備的な工程ステップは電極アレイ19の位置を確認し、その結果、場の理論のアルゴリズムが接触及び非接触の両タイプのデータも用いて開始され得る。これは、正確な結果を期して接触か或いは非接触かの何れかを要求し、両方には順応できない従来からの先行技術とは１つの相違点である。またこれはシステムに対して、電極アレイ19に接近した電気的活動の小さな複数の領域の間の相違を電極アレイ19により遠方へ隔てられた電気的活動の大きな複数領域から識別させている。
第１のアルゴリズムにおいて、静電的な容積−導体の場の理論から、心内膜表面上の電気的活動の各場所の立体角視内における全ての電極は相互に統合されて、全容積に亙っての且つ心内膜上の所与の場所における電気的活動を再編成する。こうして、図７に最も明示されるように、カテーテル20上の電極アレイ19からの信号は心内膜全体の１つの連続的な写像を作り出す。これは、本発明方法と、心臓異常の指標としての最低ポテンシャルを有する電極を用いての従来よりの先行技術アプローチとの間の他の相違点である。アルゴリズムにおける完全な情報を用いることによって、図７に示される写像の分解能は従来方法と比べて少なくとも10倍改善されている。他の改善点としては、副最適局所最小の代りに最適大域最小を見出す能力、電極間の盲スポットの削減、多重的な異所性病巣によって生ずる複数異常の検出能力、心内膜表面における電気的活動の局在病巣とより隔たった心筋層内における電気的活動の分布路との間の識別を行う能力、並びに虚血症或いは梗塞組織を含む他の種類の電気的異常の数々を検出する能力、を含む。
心臓容積の３次元写像を生成のためのアルゴリズムは心筋の電気的活動は電気緊張伝導によってポテンシャル場を瞬時に生成するという事実を利用している。活動ポテンシャル又は活動電位は電気緊張の速さよりも数オーダーの大きさで遅く伝播するので、ポテンシャル場は準静電気的なものである。血液容積内には重大な電荷ソースがないので、ポテンシャル用のラプラス方程式：▽^２φ＝０が血液容積内のポテンシャル場を完全に書き表している。
ラプラス方程式は数値的或いは解析的に解くことができる。そうした数値的技法は境界要素解析や非線形係数の概算合計を含む他の積分的アプローチが挙げられる。
特殊な解析的アプローチがプローブの形状（例えば、球形状、長球形状或いは円筒形状）に基づいて展開され得る。静電気場の理論より、ポテンシャルの一般球形状の調和級数解は：

球状調和級数において、Y_lm（θ，ψ）はルジャンドルの多項式から形成された調和級数である。Φ_lmはポテンシャルの第lm番の成分であり以下のように定義される。
φ_lm＝∫Ｖ（θ，ψ）Y_lm（θ，ψ）ｄΩ
ここで、Ｖ（θ，ψ）はプローブ半径Ｒ上の測定されたポテンシャルであり、ｄΩは立体角の微分であり、球座標において以下のように定義される。
ｄΩ＝sinθｄθｄψ
電気的活動の３次元写像のアルゴリズム的決定における第１ステップ中、各Φ_lm成分は、所与の点であり、原点から該所与の点まで張っている立体角要素に対してのその点の球形状調和級数を伴うような所与の点におけるポテンシャルを積分することによって決定される。これは３次元写像の重要な局面であり、３次元写像を生成する上でのその正確性はアレイにおける電極の増大数や球形状アレイの増大サイズと共に増大する。実際上、Φ_lm成分を符号ｌを４或いはそれ以上の数で計算することが必要である。後に行う心内膜壁における容積のあらゆる場所のポテンシャル決定用として、此等のΦ_lm成分はｌ×ｍのアレイ内に格納される。
式１の括弧付き項は（A_l、B_l、並びにγに関して）は、そのキャビティ内のあらゆる場所でのポテンシャル成分を得るべく測定されたプローブ成分を加重する外挿又は補外係数を単に有する。更にもう一度、その加重された成分は実際のポテンシャルを得るべく合計される。もしポテンシャルがプローブ境界上において判明しており、そしてもしプローブ境界が非電導性であれば、我々は、半径Ｒの球形状プローブを用いてキャビティの境界におけるすべての点のポテンシャルの下記の如くの最終解をもらたして、係数を決定することができる。

模範として、Φ_lmの積分の数値を求める方法は、球形状プローブ上の複数電極のｐの緯度列とｑの経度行によってディスクリートされた又は分離された概算合計のフィロン（Filon）積分の技法である。

ここで、ｐのｑ倍は球形状プローブアレイ上の電極の総数と等しい。角度θはゼロからπラジアンの範囲であり、ψはゼロから２πラジアンの範囲である。
この時点において、心内膜壁の幾何学形状の決定はアルゴリズムに入り込む。こうして、心内膜壁上の各点のポテンシャルはそれらをγ，θ，ψとして定義することによって計算することができる。活性化シーケンスの間、心内膜表面上の電気的活動の図形表示は目視に有効な時間フレーム内で心室キャビティの写真を提供すべく30から40倍だけ減速することができる。
心臓構造の幾何学的形状の説明が媒体（血液）内の空間的平均化の内在的効果を明確にすべくアルゴリズムには要求される。空間的平均化は媒体の物理的寸法と共に該媒体の電導特性の関数である。
もし上記の計算された３次元心内膜ポテンシャル写像が与えられたならば、図11の臓器壁内活性化写像が正確に計算された位置23及び25（図７）の心内膜ポテンシャル間の補間、表面電極24で実際に記録された値並びに表面下電極26サイトで実際に記録された心内膜値によって概算される。心筋活性化写像のこの第１順位の概算は、媒体は均質であり且つ該媒体は何等電荷ソースを有しないということを仮定している。この心筋活性化概算は、心筋媒体は均質ではなく且つ該心筋媒体内には何等電荷ソースが含有されていないという事実によって限定される。もし１つ以上の臓器内点がサンプリングされたならば、臓器内の電気的活動に関する下に横たわる写像は心臓内表面における値の間の補間と全てのサンプリングされた臓器壁内の値とによって改善される。重心計算は下記の方程式によって要約される。

ここで、Ｖ（_Ｘ）は３次元ベクトル_Ｘによって定義される所望の点におけるポテンシャルを表し、V_iは３次元ベクトル_ｉによって定義される点のｎコの公知ポテンシャルの各々を表し、ｋは組織媒体の物理的振る舞いに釣り合うべき指数である。
上述の説明から、本発明における心内膜表面の電気的活動の連続的な写像を決定する方法は多数の長所を有しており、その内の幾つかは上述した通りであり、他のものは本発明に内在するものである。また、本発明の教示から逸脱することなく、写像プローブに種々の変更を加えることは可能である。従って、本発明の適用範囲は添付の請求の範囲によって余儀なくされたように限定されるだけである。

Claims

心内膜キャビティ内の電極アレイ（19）であって、前記心内膜表面と非接触状態にある電極アレイ（19）からと、該電極アレイ（19）から所定距離離れて心臓チャンバー（80）の内側表面において該心臓チャンバー表面と接触状態にある基準電極（24）であって、前記電極アレイ（19）と共に基準位置を画成する基準電極（24）からとの両方から測定された、心筋における電気的活性化から生ずる心臓チャンバー（80）の３次元的な電気的ポテンシャル分布の写像装置であって、
信号発生器装置（32）及び電圧捕捉装置（30）を含むインターフェース装置（22）と、コンピュータ（34）とを備え、
前記インターフェース装置（22）及び前記電極アレイ（19）によって前記心臓チャンバーの幾何学的な形状が測定され、前記コンピュータ（34）によって前記幾何学的形状の測定値から容積データが発生され、
前記コンピュータ（34）によって、前記容積データと前記基準位置とから前記心臓チャンバー内の前記電極アレイ（19）全体としての位置が計算されると共に電極アレイ位置測定データが発生され、
前記電極アレイの全サイトからの電気的ポテンシャル信号が前記電圧捕捉装置（30）に送られ、前記電気的ポテンシャル信号に基づいて前記コンピュータ（34）によって電気的ポテンシャル測定データが発生され、
前記コンピュータ（34）によって、前記電気的ポテンシャル測定データと前記電極アレイ位置測定データとを有するラプラス方程式の解から、前記心臓チャンバー内の３次元的な電場分布が計算され、該電場分布が前記コンピュータ（34）によって表示され、前記電気的ポテンシャル測定データと前記電極アレイ位置測定データが、前記基準電極（24）によって測定される電気的ポテンシャル測定データによって較正されるようになっている、写像装置。
前記インターフェース装置（22）及び前記電極アレイ（19）による前記心臓チャンバーの幾何学的な形状の測定は、
前記心臓内の容積を特徴付ける連続的なインピーダンス・プレチスモグラフ信号列を発生させ、
前記心臓内の容積を特徴付ける前記信号から前記容積データを発生させる、ことを含む請求項１に記載の写像装置。