JP3712265B2 - 心臓アブレーション用のマッピングおよびアブレーションシステム - Google Patents

Description

発明の属する技術の分野
本発明は、医療器具に関し、さらに詳しく言えば、心臓のマッピングおよびアブレーション用に多極カテーテルを用いたシステムおよび技術に関する。
背景技術
心臓律動異常は、不規則な心拍もしくは頻脈（racing heart）として一般に知られている。そのような二つの心臓律動の不規則性は、ＷＰＷ症候群および房室（ＡＶ）結節回帰性頻拍である。これらの状態は、心臓にある伝導線維の外生線維により引き起こされ、前記線維により、心臓に正常に伝達される電気的刺激の短絡路が異常なものとなる。例えば、ＷＰＷ症候群の一つのタイプでは、補助路により、電気的刺激が、上心室から下心室へと正常に伝わり、再度上心室へと戻る。心臓の律動異常の別の一般的なタイプは心室性頻拍（ＶＴ）で、これは、心臓発作の合併症もしくは心筋領域への血液供給の減少であり、致死性不整脈である。これら全てのタイプの律動異常の原因を調べると、通常、一以上の異常のある「原因部位」もしくは心臓の頻拍病巣にいきつく。
心臓律動異常の治療には、薬物治療のように外科的処置を施さないものが好ましい。しかしながら、心臓律動異常の中には、薬物では治療できないものがある。これらの患者は、原因部位の外科的切除もしくは植え込み型の自動電気除細動器（ＡＩＣＤ）を用いた、いずれかの治療を受ける。いずれの処置とも罹患率および死亡率を上げ、きわめて費用のかかるものである。ＡＩＣＤでさえ、外科的関与がかなり必要となる。さらに、高齢者もしくは病気を患っている患者の中には、律動異常を引き起こす頻拍病巣を切除する侵襲性の手術には耐えられない患者もいる。
頻拍部位を位置づけ、その部位の短絡機能を不能にする技術はこれまで開発されてきた。頻拍の原因部位は、自然におきたものか、もしくはプログラムされたペーシングにより誘発された不整脈の状態にある間、表面心電図信号もしくは心内電位図信号を分析することにより決定される。原因もしくは病巣の部位を位置づけると、異常伝達を防ぐために、部位の周りにある心臓組織は外科手術もしくは電気エネルギーのいずれかで除去される。
心臓のマッピングには、一般的に、表面心電図信号もしくは心内電位図信号を測定し分析する方法がいくつか用いられている。
表面心電図は一つの手段であり、心電図は、被験者の身体外部の様々な箇所に取り付けられた１２個もの表面電極から測定される。その心電図全体は通常明確な特徴を有しており、それは、一般的に確立されている技術で、心臓の所定位置にある原因部位に対応づけられる。このようにして、心臓のある頻拍部位の大まかな位置を決定することができる。
心内電位図は、さらに正確に病巣の頻拍部位を位置づけることができる。それは、心臓内の電気信号を検出し、そこに直接取り付けられた電極を用いてなされる。
ガラガー等の「手術内の電気生理学的マッピング技術」，ザ・アメリカン・ジャーナル・オブ・カーディオロジー，第４９巻，１９８２年１月，２２１〜２４０頁には、手術内マッピングの方法がいくつか開示および考察されており、ここでは、心臓に外科的処置を施し、そこに電極を直接取り付けている。一つの技術は、移動カテーテルの一端にある電極を連続した心外膜もしくは心内膜の部位に位置させ、表面心電図を参照して活動が最も早い部位をマッピングするための電位図を得ることである。心内膜マッピングには、心臓切開もまた必要とされ、心内膜に接近できるように心臓を開くものである。
ガラガー等の前述の論文には、心臓の外面を同時にかつ全体的にマッピングするための技術（心外膜マッピング）に関しても開示されている。ソックスの形をした約１００個の電極の格子は心臓上で被着され、それにより同時に多数の部位を記録することが可能となる。この技術は、誘発された心室性頻拍が不規則性もしくは多形性である場合、特に有益である。
多くの電極を並べることで全体的にマッピングすることが、次の２つの雑誌の記事でさらに開示されている。ルイス・ハリス，医学博士，等の「心室性頻拍の活動連鎖：ヒトの心室の心内膜および心外膜マッピングの研究」，ジャーナル・オブ・アメリカン・カレッジ・オブ・カーディオロジー（ＪＡＣＣ），第１０巻，１９８７年１１月，１０４０〜１０４７頁，およびユージーン・ダウナー等の「心室性不整脈の手術内電気アブレーション：『閉鎖心臓』の処置」，ＪＡＣＣ，第１０巻，第５号，１９８７年１１月，１０４８〜１０５６頁である。心臓の内面をマッピング（心内膜マッピング）するには、心臓を開いた後、可膨張性のバルーンの形をした約１００個の電極の格子を心臓の内側に置く。いくつかの状況下では、「閉鎖心臓」を、脳室切開および心室切除のいずれをも用いずに、変化させることが可能である。例えば、心肺バイパスを通した被験者に関しては、空気を抜いたバルーンの電極アレイを僧帽弁に跨がって左心室の空間に設ける。一旦心室内に入れると、電極が心内膜を緊縮するようにバルーンを膨らませる。
ソックスもしくはバルーンの電極アレイにより、心臓の幅広い領域にある電位図信号を同時に獲得することで全体的なマッピングが可能になるが、それらは開胸手術を施した後にしか用いることができない。
カテーテル心内膜マッピングは、開胸手術もしくは心臓切開手術をせずに、心臓内で電気信号をマッピングする技術である。それは、患者に経皮的に電極カテーテルを挿入することを通常含む技術である。電極カテーテルを、大腿静脈もしくは大動脈のような血管に通し、それから心房もしくは心室のような心内膜部位に入れる。頻拍が誘発され、持続した同時性の記録を多重記録器で記録する一方で、電極カテーテルを異なる心内膜位置に移動させる。心臓内電位図記録が示すところに頻拍病巣を位置付ける際、それをＸ線透視装置でマークする。カテーテル心内膜マッピングは次の論文で開示されている。
エム．イー．ジョセフソンおよびシー．ディー．ゴットリーブ等の「冠状動脈症の心室性頻拍」，第６３章，５７１〜５８０頁，カーディアック・エレクトロフィジオロジー―フローム・セル・ツー・ベッドサイド，ディー．ピー．ザイペス等編集，ダヴュリュ．ビー．サンダーズ，フィラデルフィア，１９９０年。
エム．イー．ジョセフソン等の「心室性頻拍の術前評価におけるカテーテルマッピングの役割」，ザ・アメリカン・ジャーナル・オブ・カーディオロジー，第４９巻，１９８２年１月，２０７〜２２０頁。線形多極電極カテーテルが術前心内膜マッピングに使用される。
エフ．モラディ等の「心臓内衝撃に伴う心室性頻拍のカテーテルアブレーション：３３人の患者における結果」，サーキュレーション，第７５巻，第５号，１９８７年５月，１０３７〜１０４９頁。
カディッシュ等の「心筋活動のベクトルマッピング」，サーキュレーション，第７４巻，第３号，１９８６年９月，６０３〜６１５頁。
デサイの米国特許第４，９４０，０６４号には、直交電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）が開示されている。デサイ等の「心室性活動の心内膜病巣部位のマッピング用直交電極カテーテルアレイ」，ペース，第１４巻，１９９１年４月，５５７〜５７４頁。この雑誌の記事には、心臓の問題部位を位置づけるために、直交の電極カテーテルを使用することが開示されている。
頻拍病巣を位置づけると、標準電極カテーテルで心臓の不整脈を一般的に除去する。標準電極カテーテルに隣接（例えば下側）した心内膜組織に外傷をつくるために、直流もしくは高周波の電気エネルギーを使用する。一以上の外傷をつくることで、頻拍病巣は壊死組織の領域に変わり、それにより、全ての機能不全を不能にする。
既存のカテーテルマッピング技術は、通常、記録された電位図の分析に依存したものである。原因部位の位置付けをし、カテーテルの行き場を探すことは非常に手際のいることで時間がかかり、そしてしばしば失敗するものであることが分かっている。
このように、正確かつ敏速なカテーテルマッピングおよびアブレーションシステムを有し、実時間をベースにした総合誘導を提供するこが望ましい。
発明の目的および概要
したがって、本発明の一般的な目的は、カテーテルマッピングやアブレーションを改良することにより、心室性頻拍および他の心臓律動異常を治療することである。
本発明の目的は、迅速かつ正確に心臓のマッピングができるシステムを提供することである。
本発明の別の目的は、頻拍の原因部位を効率良くかつ正確に位置付け除去することができるシステムを提供することである。
本発明の別の目的は、より小さな領域の連続したカテーテルアブレーションで心内膜部位を満たすことで、前記部位を効率良くかつ正確に除去するための正確な誘導を提供することである。
本発明のさらなる別の目的は、電極，頻拍の原因部位および心臓の相対位置を示す実時間視覚マップを提供することである。
前記および追加の目的は、マッピングユニット，アブレーションユニット，およびペーシングユニットに選択的に接続可能な多極カテーテルを含むシステムにより達成される。前記システムはまた、種々の機能をもつ構成部を制御するためのコンピュータを含む。一つの実施例において、前記システムはさらに、被験者の心臓に経皮的に挿入された多極カテーテルの物理的画像の異なる図を提供できる物理画像ユニットを含む。
心内膜にある頻拍の原因部位から放射される電位図信号は、電極アレイにより検出される。それらの到達時間は種々の視覚マップを生じるように処理され、頻拍の原因部位にカテーテルを向けるための実時間誘導を提供する。
一つの実施例において、視覚マップは、心内膜部位上にある電極アレイの足跡を含んでいる。各電極に登録された到達時間は、それと関連して表示される。それ故に、医療関係者は、頻拍の原因部位を位置するまで、さらにより早い到達時間の方へとカテーテルを向けることができる。
別の実施例において、視覚マップはまた、同じ到達時間の外形線である等時線を含んでいる。これらの等時線は、電極アレイで登録された実時間の直線内挿により構成されており、電極アレイで測定された領域をカバーするものである。電極アレイが頻拍の原因部位から離れている場合、等時線は平行な外形で特徴づけられる。電極アレイが頻拍の原因部位の近くか、もしくは上にある場合、等時線は、頻拍の原因部位を囲む楕円の外形で特徴づけられる。それ故に、等時線により、頻拍の原因部位にカテーテルを向けるための視覚的補助および確認が提供される。
さらなる別の好適な実施例において、視覚マップはまた、電極アレイに対する頻拍の原因部位の予想位置を含んでいる。これは、頻拍の原因部位にカテーテルを迅速に向けるために直接的視覚誘導を提供するものである。頻拍の原因部位は、最も早い到達時間を有する電極の重み付けられた方向にある。距離は、原因部位と中央にある電極との間の速度および経過時間から計算される。前記速度は、電極内の間隔および到達時間の差から計算される局部速度から予測される。
本発明の別の特徴によると、システムはまた、カテーテルおよび心臓の異なる画像の物理的形状を提供できる物理画像システムを含んでいる。これらの物理的形状は、より物理的な表示を提供するように、種々の視覚マップに組み込まれる。
一つの実施例において、２つの視覚マップは、頻拍の原因部位の相対的な位置とともに、心臓内にある電極アレイの物理的画像の２つの図（例えば，ｘ，ｙ軸）を表示する。
別の実施例において、視覚マップは、頻拍の原因部位の相対的な位置とともに、心臓内にある電極アレイを三次元斜視図を表示する。
さらなる別の実施例において、視覚マップはまた、電極アレイが通った前部位もしくは跡にマークをつける。
視覚マップにより、電極アレイは、頻拍の原因部位を迅速かつ正確に位置付けすることができる。その後、システムは、アブレーションを実行するために、除去電源装置から電極アレイに電気エネルギーを送る。
本発明の追加の目的，特徴および利点は、好適な実施例の以下の記載から理解され、記載は添付図面とともになされるものである。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の多電極カテーテルマッピングおよびアブレーションシステムの略図的なブロック図である。
図２Ａは、完全に引き下がった位置もしくはモードにある直交電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）の先端部を図示している。
図２Ｂは、開きモードにあるＯＥＣＡを図示している。
図２Ｃは、５個の電極のＯＥＣＡ電極の足跡を示している。
図３Ａは、一組の直交軸に設けられたＯＣＥＡの５個の電極を図示しており、各軸は、一組の周辺電極および中央電極を通るものである。
図３Ｂは、一つの心内膜部位からのＯＥＣＡの測定の一例を示している。
図３Ｃは、図３Ｂに示されている例の第Ｉ象限にあたる直線内挿図を示している。
図３Ｄは、図３Ｄに示されているようなＯＥＣＡによりカバーされた全領域の完全な局部的等時線マップの構成を示している。
図４は、表面ＥＫＧおよび心臓内電位図の記録を示した例である。
図５は、心室もしくは４つの区分に任意に分けられた他の心室と種々の位置から得られた等時線マップを略図的に示している。
図６Ａは、予想された原因部位への電極アレイの変位ベクトルの構成を一例により図示している。
図６Ｂは、本発明の好適な実施例によるもので、電極アレイと予想された原因部位との相対位置を示したビデオモニタのディスプレイである。
図７Ａは、本発明の別の好適な実施例によるもので、物理画像システムにより第１の軸に沿って取られた心臓と電極アレイのデジィタル画面のビデオモニタ上の合成ディスプレイであり、また、予想された原因部位の相対位置を示している。
図７Ｂは、図７Ａのものと同じ画面を示すビデオモニタ上のディスプレイであるが、物理画像システムにより第２の軸に沿ってとられているものである。
図８は、本発明の別の好適な実施例によるもので、図７Ａおよび図７Ｂの画面を同時に示したビデオモニタのディスプレイである。
図９は、本発明の別の好適な実施例によるもので、心臓および電極アレイの斜視画面に対して、予想された原因部位の相対位置を示すビデオモニタのディスプレイであり、前記画面は、物理画像システムにより数本の軸に沿って記録された画面から合成されるものである。
好適な実施例の詳細な説明
システム
図１は、本発明の好適な実施例による多電極カテーテルマッピングおよびアブレーションシステム１０の略図的なブロック図である。
システム１０は、本質的に、３つの機能ユニットを含んでおり、例えば、マッピングユニット２０，アブレーションユニット３０およびペーシングユニット４０である。コンピュータ５０は、制御インターフェイス５２を介して、各ユニットとそれらの連結部の動作を制御する。コンピュータは、キーボード，マウスおよび制御パネルのような入力装置５４からの使用者の入力信号を受信する。コンピュータの出力は、ビデオモニタ５６もしくは他の出力装置（図示せず）上に表示される。
好適な実施例において、システム１０はまた、物理画像システム６０を含む。物理画像システム６０は、２軸のＸ線透視装置もしくは超音波画像システムであるのが好ましい。物理画像システム６０は、制御インターフェイス５２を介してコンピュータ５０により制御可能である。一つの実施例において、コンピュータは、患者（身体は図示せず）の心臓１００の「スナップショット」の写真を物理画像システムに撮らせる。写真画像は、画像の各軸に沿って検出器６２により検出される。それは、通常、心臓とともに挿入されたカテーテルおよび電極の輪郭を含んでおり、物理画像モニタ６４により表示される。２つのモニタは、各二重の軸で得られた２つの画像を表示するために使用される。代替的に、２つの画像は、同じモニタ上に部位ごとに表示される。ディジタル化された画像データはまた、コンピュータ５０に戻されてから処理および統合されて、コンピュータグラフィックがビデオモニタ５６上に表示される。
多電極カテーテル７０は、マルチプレクサ８０へのカテーテルリードコネクタ７２を介して、３つの各機能ユニット２０，３０および４０に選択的につなげられる。補助カテーテル９０もしくは電極９２はまた、参照番号９４および９６のような一以上の追加のコネクタを介して、マルチプレクサ８０へ接続可能である。
心臓を処置している間、多電極カテーテル７０は、通常、心臓１００内に経皮的に挿入されている。カテーテルを大腿静脈もしくは大動脈のような血管（図示せず）に通して、心臓の心房もしくは心室のような心内膜部位に入れる。同様に、補助カテーテル９０もまた心臓に挿入し、および／または、追加の表面電極９２を患者の肌に取り付ける。
システム１０がマッピングモードで動作している際、多電極カテーテル７０とともに任意の補助カテーテル９０は、内部心電図信号の検出器として機能する。表面電極９２は、表面心電図信号の検出器として作用する。これらの多電極カテーテルおよび表面電極から得られるアナログ信号は、多チャンネル増幅器２２へとマルチプレクサ８０により送られる。増幅された信号は、心電図（ＥＫＧ）モニタ２４により表示可能である。アナログ信号はまた、Ａ／Ｄインターフェイス２６を介してディジタル化され、データ処理およびグラフィックディスプレイ用にコンピュータ５０に入力される。心臓内マッピングに関するデータ獲得，分析および表示のさらなる詳細は、以下に開示される。
システム１０がアブレーションモードで動作している際、多電極カテーテル７０は、コンピュータ５０の制御下で、アブレーションユニット３０により動かされる。使用者は、入力装置５４を介してコンピュータ５０に命令を出す。コンピュータは、制御インターフェイス５２を通してアブレーションユニット３０を制御する。これにより、カテーテル７０を介して、プログラムされた連続した電気エネルギーパルスが心内膜へ送られる。アブレーション方法および装置の好適な実施例は、同時継続中で同様に譲渡されているデサイ等の米国特許出願第０７／７６２，０３５号に開示されており、その全開示は参照としてここに合体されている。
システム１０がペーシングモードで動作する際、多電極カテーテル７０は、コンピュータ５０の制御下で、ペーシングユニット４０により動かされる。使用者は、入力装置５４を通して命令を出し、それにより、コンピュータ５０は、制御インターフェイス５２およびマルチプレクサ８０を介して制御し、カテーテル７０もしくは補助カテーテル９０のうちの一つを介して、プログラムされた連続した電気エネルギーパルスが心内膜に送られる。ペーシングモードの好適な実施例は、エム．イー．ジョセフソン等の「心室性心内膜ペーシングII 心室性頻拍の原因の場所を決めるためのペースマッピングの役割」，ザ・アメリカン・ジャーナル・オブ・カーディオロジー，第５０巻，１９８２年１１月において開示されており、その開示の関連部分は参照としてここに合体されている。
代替実施例において、アブレーションユニット３０は、コンピュータ５０により制御されておらず、使用者の制御下で直接手動で操作されている。同様に、ペーシングユニット４０もまた、使用者の制御下で、直接手動で操作されている。システム１０の種々の構成部のカテーテル７０，補助カテーテル９０，もしくは表面電極９２の接続もまた、マルチプレクサ８０を介して手動で切り換えられる。
マッピング
本発明の重要な利点は、開胸手術や心臓切開手術をせずに、医療関係者が移動カテーテルを用いて、心内膜内に頻拍の原因部位を迅速かつ正確に位置づけることを可能にする能力である。これは、システム１０により、実時間データ処理および相互作用ディスプレイと組み合わせて多電極カテーテル７０を使用することで達成される。
本質的に、多電極カテーテル７０は、マップされる心内膜の部位に対して少なくとも２次元の電極アレイを配備できなければならない。各電極で検出される心臓内信号は、電極アレイで測定された局所部位での電気的活動のデータサンプリングを供給する。このデータはコンピュータにより処理され、各電極での心臓内信号の到達時間を含む実時間ディスプレイおよびサンプルされた部位の局所的等時線マップを生成する。心臓内信号の等しい到達時間の外形をプロットすることで、局所的等時線マップは、電極アレイが原因部位からどのくらい近くてどこにあるかということを示す適宜な方法である。また、各サンプルされた部位で、コンピュータは、電極に対する原因部位の予想された位置を実時間で計算し表示するので、医療関係者は、原因部位の方へ電極を相互的かつ迅速に移動させることができる。
本発明で使用するのに適した多電極カテーテルは、５個の電極の直交電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）であり、前記アレイはデサイの米国特許第４，９４０，０６４号で開示されている。前記開示の関連部分は、参照としてここに合体されている。
図２Ａは、完全に引き下がった位置もしくはモードにある直交電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）７０の先端部を図示している。カテーテル部材は、「セット」もしくは「メモリ」をもつものであるので、通常はこの後方に引いた位置に戻る。ＯＥＣＡは、８個の襞をもつ５極電極カテーテル７０を含む。それは、４個の周辺もしくは周縁の電極１１２，１１３，１１４，および１１５をもつ中央スタイレットをもつ。第５の電極１１１は、スタイレット１０２の先端の中央に位置している。５個の電極は全て半球形であり、それぞれにつながる個々のリード１１６をもつ。各周辺の電極は直径２ｍｍであるが、中央電極は直径２．７ｍｍである。スリット１２０は、電極が位置する場所に近いところで横方向にカットされている。
図２Ｂは、開きモードにあるＯＥＣＡを図示している。カテーテルの先端部（図示せず）を引くと、スタイレットのスリット１２０により、４つのサイドアーム１２２が、直交した構造をしてスタイレット本体から開く。４つのアーム１２２はそれぞれ、スタイレットから放射状に周辺電極に広がるので、４個の周辺電極は、その中心で第５の電極１１１と交差した形になる。中央電極から各周辺電極への電極内の距離は０．５ｃｍであり、周辺電極間の距離は０．７ｃｍである。開いた状態でのカテーテルの先端の表面領域は、０．８ｃｍ²である。
図２Ｃは、５個の電極のＯＥＣＡ電極の足跡を示している。４個の周辺電極１１２，１１３，１１４および１１５もしくは（２）〜（５）は、交差構造である。第５の電極１１１もしくは（１）は、交差の中心に位置している。それ故に、電極の直交アレイは、電極により測定される心内膜部位のゾーン１３０上に５個のサンプリングポイントを供給する。
等時線マップ
一般的に、患者の心臓が頻拍状態にあるとき、原因部位は、そこから連続した活動等相面線を発しながら、心内膜の活動の源となる。心内膜にカテーテル７０により配備され、原因部位により近い位置に置かれたもののような電極は、離れた位置にあるものよいも早くにこれらの等相面線を検出する。原因部位から最も離れた位置にある表面電極９２は、一般的に、最後の等相面線の到達時間を記録する。
心内膜部位がＯＥＣＡによりマッピングされると、活動等相面線を一回測定することにより、実時間の５個の電極の到達時間が得られる。その後、サンプルされた部位の局部的等時線マップは、これらの到達時間から構成されており、それにより、等しい到達時間の外形を示す。等時線は、以下に示すように、直線内挿法を用いてコンピュータにより容易に計算される。
図３Ａは、一組の直交軸に設けられたＯＥＣＡの５個の電極を図示している。各直交軸は、一組の周辺電極および中央電極、例えば、１１２−１１１−１１４（もしくは（２）−（１）−（４））および１１３−１１１−１１５（もしくは（３）―（１）―（５））を通るものである。直線内挿法を実行するために、５個の電極で測定されたゾーンは、４つの三角形をした第Ｉ〜IV象限に分けるのが最も良い。第Ｉ象限は、電極（１），（２），および（３）で仕切られている。第II象限は、電極（１），（３），および（４）で仕切られている。第III象限は、電極（１），（４），および（５）で仕切られている。第IV象限は、電極（１），（５），および（２）で仕切られてる。その後、局部的等時線は、三角形の各辺に沿って直線内挿により、各象限に対して別々に計算される。
図３Ｂは、一つの心内膜部位からのＯＥＣＡの測定の一例を示している。５個の電極〔（１），（２），（３），（４），（５）〕はそれぞれ、到達時間〔ｔ（１），ｔ（２），ｔ（３），ｔ（４），ｔ（５）〕＝〔−１６，−６，−８，−２０，−１４〕ミリ秒をもつ。
図３Ｃは、図３Ｂに示されている例の第Ｉ象限にあたる直線内挿法を示している。第Ｉ象限は、電極〔（１），（２），（３）〕で規定される三角形であり、それぞれが到達時間〔ｔ（１），ｔ（２），ｔ（３）〕＝〔−１６，−６，−８〕ミリ秒をもつ。１ミリ秒間隔でとると、電極（１）および（２）で規定される辺は、ｔ＝−６からｔ＝−１６ミリ秒の１０個の等間隔に分けられる。同様に、電極（２）および（３）で規定される辺は、ｔ＝−６からｔ＝−８ミリ秒の２個の等間隔に分けられ、電極（１）および（３）で規定される辺は、ｔ＝−８からｔ＝−１６ミリ秒の８個の等間隔に分けられる。このように、−１０ミリ秒の到達時間の等時線は、各辺に沿って−１０ミリ秒の座標からなるラインを組み合わせることにより、容易に引くことが可能である。この場合、−１０ミリ秒の座標は、電極（１）および（２）と電極（１）および（３）で規定される２辺にのみ沿っている。
図３Ｄは、ＯＥＣＡにより覆われた全領域の完全な局部的等時線マップの構成を示している。完全な局部的等時線マップは、全ての望ましい到達時間を得るために、直線内挿法を全ての象限に適用することで得られる。
各電極での活動等相面線の到達時間は、参照時間と比較して測定される。参照時間は、通常、心臓を処置している間モニタでチェックされる表面心電図の一番最初のふれにより与えられるものである。
図４は、表面ＥＫＧおよび心臓内電位図の記録を示した典型的な例である。上から３つの記録は、３つの表面心電図Ｉ，ＡＶＦおよびＶ１であり、３平面（右左，上下，前後）を示している。これらは持続してモニタされ、これらの心電図の最も早いふれが参照時間点となる。この例では、垂直にドットされたライン（参照時間ゼロ）が最も早い表面ＥＫＧから引かれ、この場合は、リードＩである。次の５つの記録は、直交電極アレイカテーテルで検出される単極心臓内電位図である。電極ナンバー５は、最も早い到達時間−３６ミリ秒をもち、他のものよりも原因部位に近い位置にあることが分かる。
到達時間が−４０〜−４５ミリ秒の範囲にあると、検出電極が実質的に原因部位に位置していることになる。この場合、ＯＥＣＡは、中央電極を中心にした楕円の外形を特徴とした局部的等時線マップを生じる。一方、ＯＥＣＡが実質的に原因部位から離れた位置にあるとき、局部的等時線マップは平行外形で特徴づけられる。特徴的な到達時間と関連した等時線の特徴は、原因部位を位置づけるのに有益である。
心臓内および表面ＥＫＧは、簡単な８もしくは１６チャンネル信号ディジタル化装置を用いてディジタル化されるのが好ましい。システム１０がマッピングモードにあるとき、多電極カテーテル７０および表面電極９２から得られる心臓内電位図および表面ＥＫＧは、Ａ／Ｄインターフェイス２６によりディジタル化される。ディジタル化された等相面線は、実時間の活動等相面線の到達時間を見つけるために、コンピュータで分析される。
マッピングモードでの発明システムの動作方法は、以下の例により記載される。多電極カテーテル７０は、マッピングの際に最初に使用される。カテーテルは、物理画像システム６０によるＸ線透視誘導を利用して、脚動脈（右大腿静脈）を通して挿入され、大動脈弓に進んだ後、左心室へと入る。
図５は、心室もしくは４つの区分，右上（ＲＵＳ）と右下（ＲＬＳ），そして左上（ＬＵＳ）と左下（ＬＬＳ）区分に任意に分けられた心室もしくは他の心室を略図的に示している。この例には、原因部位２００が（ＬＬＳ）区分に位置している。カテーテル７０（ＯＥＣＡ）は、原因部位２００を含む区分を見分けるために、各区分のサンプルを抽出するために使用される。ＯＥＣＡは、最初に、右上の区分に置かれ、直交電極アレイが、原因部位からの等相面線の活動の到達時間を測定するように配置される。その後、システム１０は、心内膜に挿入された電極へ、ペーシングユニット４０からのプログラムされた電気的刺激プロトコルで頻拍を開始するように命令される。頻拍が誘発されると、ＯＥＣＡは、コンピュータで分析された心臓内活動等相面線の到達時間をとられて、局部的等時線マップがビデオモニタ５６に表示される。図５に示されている例において、ＯＥＣＡが（ＲＵＳ）区分にあるとき、全ての電極は、かなり遅い到達時間を記録し、これは、原因部位が（ＲＵＳ）区分にはないことを示している。
次に、カテーテル電極を後方に引き、下区分（ＲＬＳ）に移動する。このようにして、全ての４つの区分がマッピングされる。この例では、カテーテルは最終的に、最も早い到達時間を示した区分（例えば，ＬＬＳ）に再度置かれている。
原因部位を含む区分が確認されると、ビデオモニタ５６のディスプレイを相互的に用いながら、その区分でカテーテルをさらに操作する。ディスプレイは、実時間で局部的等時線マップ，電極アレイ，およびそれに対する原因部位の予想位置を示す。
図６Ａは、予想された原因部位２０１への電極アレイの変位ベクトルの構成を一例により図示している。図６Ａには、ＯＥＣＡの５個の電極が示されており、それは、図３Ａに示されているものと同一のものである。この例には、５個の電極〔（１），（２），（３），（４），（５）〕があり、それが〔ｔ（１），ｔ（２），ｔ（３），ｔ（４），ｔ（５）〕＝〔−３６，−２７，−３２，−４０，−３１〕ミリ秒の活動等相面線の到達時間を検出している。この場合、直交電極内の間隔は、Ｒ＝５ｍｍである。上記で説明したように、目的は、実際の原因部位の周りの中心に電極アレイを位置させることである。原因部位が活動等相面線の源であるので、その部位に位置付けられた電極は、最も早い可能性のある到達時間（通常、表面ＥＫＧの第１のふれが−４０〜４４ミリ秒）を検出する。前記目的は、中央電極（１）が最も早い可能性のある到達時間を検出することで達成される。逆に、電極アレイが原因部位から離れると、原因部位から離れた位置にあるそれらの電極は、より近いもの（より大きな負）よりもより遅いもの（より小さな負）の到達時間を検出する。このように、電極アレイは、原因部位の位置に近くなるように、より大きな負の到達時間の方向へと移動する。
一つの実施例によると、電極アレイの中心を、予想した原因部位２０１に結ぶ変位ベクトルの方向は、５つの電極位置で検出されたそれぞれの到達時間の直線内挿により決定される。これは、各到達時間を各電極に位置する「等価質量」とみなし、電極アレイの「質量の中心」を計算することで容易に行われる。「質量の中心」位置は、以下で得られる：

ＯＥＣＡは従来、（ｘ，ｙ）座標系で直交軸のセットを規定しており、例えば、電極（１）−（２）に沿った方向はｙ軸であり、電極（１）−（３）に沿った方向はｘ軸である。例のデータは、電極（１）に対する「質量の中心」位置を生じる：

ここにおいて、Ｒ＝直交電極内の間隔（例えば，＝５ｍｍ）。
その後、予想された原因部位２０１は、中央電極（１）および「質量の中心」，〔Ｒ _x ，Ｒ _y 〕を通るラインによって規定される方向Ｄ＾に沿った位置にある。
本発明の一つの特徴によれば、中央電極（１）および原因部位との間の距離｜Ｄ｜は、方向Ｄ＾に沿って、局部的等相面線の速度Ｖ_Dを最初に決定することで予想される。したがって、
｜Ｄ｜＝Ｖ_D｜ｔ(ｆ)−ｔ(１)｜ （３）
ここにおいて、
ｔ（ｆ）＝原因部位で測定された到達時間、
ｔ（１）＝中央電極（１）で測定された到達時間。
ＯＥＣＡの場合、ｘ軸とｙ軸に沿って等相面線の速度を最初に計算することで適宜に達成される。これは、ｘ軸とｙ軸に沿って、等相面線が一つの電極を次々に移動する速度によって予想される：

ここにおいて、Ｒ＝電極内の間隔であり、適切なΔｔ_x，Δｔ_yは、方向Ｄ＾を含む事象に応じて以下の表により与えられる。

局部的等相面線の速度Ｖ_Dは、方向Ｄ＾に沿ってｖ_xおよびｖ_yの要素を加えることで予想される。
Ｖ_D＝Ｖ_xｃｏｓθ＋Ｖ_yｓｉｎθ （５）
ここにおいて、θ＝ｔａｎ^-1（Ｒ_x／Ｒ_y）は、Ｄ＾およびｘ軸との間の角度である。
図６Ａに示されている例には、方向Ｄ＾は、事象（１）−（３）−（４）内にある。したがって、方程式（４）は、

を生じ、方程式（５）は、
Ｖ_D＝０．２５Ｒ(−ｃｏｓθ＋ｓｉｎθ)／ｍｓｅｃ＝−０．２５Ｒ／ｍｓｅｃ．
を生じる。
原因部位が、測定された到達時間ｔ（ｆ）＝−４４ミリ秒をもつと仮定するならば、方程式（３）から、中央電極は、次の距離分、予想された原因部位２０１から離れている；
Ｄ＝Ｖ_D（４４−３６）＝２Ｒもしくは１０ｍｍ。
図６Ｂは、本発明の好適な実施例において、ビデオモニタ５６（図１参照）上のコンピュータグラフィックディスプレイを図示している。ディスプレイは、実時間で同時に、局部的等時線マップをもつ電極アレイと予想された原因部位２０１の相対位置を示している。これにより、医療関係者は、電極カテーテルアレイを原因部位に迅速に向けることが容易になる。電極カテーテルアレイが予想された原因部位２０１の方へ移動すると、等時線はどんどん楕円形になる。中央電極１１１が予想された原因部位の頂点にあるとき、等時線は、中央電極１１１の周りを覆った楕円である。
そうでない場合、中央電極と予想された原因部位が一致し、中央電極の周りを覆った楕円形の等時線になるまで、ｔ（ｆ）を再度考慮し、好ましくは一度に２ミリ秒間隔に変える必要がある。
物理画像の統合
図６Ｂに示されているコンピュータビデオディスプレイは、本質的に、電極カテーテルアレイ７０でサンプルを取った等相面線の到達時間データを処理して得られた情報からなる。ディスプレイは、心内膜の表面上の二次元空間にある到達時間領域である。原因部位にカテーテルを位置づけるために、適切かつ費用有効性の誘導を供給する。
本発明の別の特徴によれば、物理画像システム６０（図１参照）により得られる情報はまた、等相面線の到達時間データから得られる情報と統合される。
二つのタイプの情報は、コンピュータ５０により合成され、心臓１００の物理的画像として、ビデオモニタ５６上に表示され、電極カテーテルアレイ７０と予想される原因部位２０１の相対位置をそこに示す。この方法で、カテーテルおよび心臓の物理的表示をさらに多くすることが可能となる。
図７Ａは、本発明の別の好適な実施例によるもので、物理画像システムにより第１の軸に沿って取られた心臓１００と電極アレイ７０のディジタル画面のビデオモニタ上の合成ディスプレイであり、また、予想された原因部位２０１の相対位置を示している。
一つの実施例において、物理画像システム６０（図１を再度参照）は、２つの直交した方向から取られた２本のｘ線を含む。ｘ線装置の両方のビデオ出力は、例えば、ｘ−ｙ検出器６２に統合される２つの別々のビデオフレーム獲得装置を用いることで、ディジタル化される。ＯＥＣＡ（図２および図３を再度参照）のような電極アレイ７０は、電極アームの一つにｘ線の不透明なダーツ（図示せず）をもつので、コンピュータが各電極の位置を確認し、各電極との正確な到達時間を導き出すことが比較的容易になる。このように、ＯＥＣＡの５個の電極の位置は、実時間でコンピュータ５０により記録される。
予想される原因部位２０１は、座標系が電極アレイの方位に応じて非直交なもの以外は、上述した方法で位置付けられる。
図７Ｂは、図７Ａのものと同じ画面を示すビデオモニタ上のディスプレイであるが、物理画像システムにより第２の軸に沿ってとられているものである。
２軸からの図は、２つの別々のビデオモニタもしくは１つのモニタで表示される。
図８は、本発明の別の好適な実施例によるもので、図７Ａおよび図７Ｂの画面を同時に示したビデオモニタのディスプレイである。
本発明の別の実施例によれば、ビデオディスプレイは、心臓および電極アレイの三次元画像を表示した斜視図である。
図９は、本発明の別の好適な実施例によるもので、心臓１００および電極アレイ７０の斜視画面および予想された原因部位２０１を示すビデオモニタの合成ディスプレイである。心臓１００および電極アレイ７０の画像は、三次元の画像データベースで表示されており、物理画像システムにより数本の軸に沿った画像から集められている。各軸は、心臓および電極アレイの図を提供している。各図に予想された原因部位を位置づける手順は、上述したものと同様のものである。異なる図から収集されたデータは、三次元の斜視図を作るようにコンピュータにより処理される。一つの実施例において、カテーテル７０が前に通った部位もまた、心内膜にある軌道２１１として表示される。
本発明のシステムは、医療関係者は、実時間で、心臓および予想された原因部位に関する電極アレイの相対位置を図的に追うことができるのが利点である。さらに、それにより、心内膜でのカテーテルの正確な位置付けや再位置づけおよびカテーテルの前位置の軌跡を追うことが可能である。
全体的なマッピング
術前研究および診断もしくは医学の研究において、心臓の全体的なマッピングは、貴重なものである。心臓膜全ての全体的な等時線マップは、カテーテルで心内膜全体を走査し、コンピュータで各走査された部位での局部的等時線マップをつなぎ合わせることで、できあがる。ディスプレイは、これからの誘導のために、カテーテルが通過した軌跡を含むので、心内膜は系統的にマップされる。これにより、コンピュータが実時間で局部的等時線マップだけでなく、各測定での電極の実際の位置とそれに対応する到達時間を記憶することで、心内膜の全体にわたるより広範囲の領域を表示する別の等時線マップを作り表示することが可能になる。各測定がさらに行われるにつれ、（非局部的）等時線マップが、さらに広範囲の領域をより正確にカバーするように更新される。これにより、医療関係者は、測定後のＯＥＣＡの位置をどこにするかを決定し、出来上がった心内膜全体の等時線マップが十分に正確かどうかを決定するための医療処置を行うことができる。十分に正確な活動等相面線の等時線マップが出来上がると、適切な治療手続きが決められる。
多層高周波アブレーション
アブレーションの方法および装置の好適な実施例は、１９９１年７月５日出願の同時継続中かつ同様に譲渡されたデサイ等の米国特許出願第０７／７６２，０３５号で開示されており、その全開示は参照としてここに合体されている。
原因部位が電極アレイにより位置づけられた後、システム１０（図１）は、アブレーションモードに切り変わる。電気エネルギーは、アブレーション電源装置３０からマルチプレクサ８０を通り、電極アレイカテーテル７０へと伝わる。好適な実施例において、アブレーション電源装置３０は、プログラム可能であり、コンピュータ５０の制御下にあるので、予め決められた量の電気エネルギーが心内膜を除去するのに照射される。
カテーテルアブレーションにおいて、形成される外傷は、およそ、加圧された電極もしくは電極アレイのサイズである。従来のカテーテルアブレーション技術は、通常、一つの電極としてその頂点に単一の電極をもつカテーテルを用いていた。他の電極は、患者の身体部分の外部に接触した背面電極により形成される。これらの技術は、ほとんどの場合、頻拍の原因部位を不能にするために使用されてきた。例えば、それは、房室（ＡＶ）結節回帰性頻拍にあるＡＶ接合部の伝導の割込みおよび修正；もしくはＷＰＷ症候群が原因の頻拍をもつ患者の補助路の割込み；および心室性頻拍の患者の一部へのアブレーションに使用され成功してきたものである。
しかしながら、心室性頻拍（ＶＴ）において、標準電極カテーテルでの心内膜マッピングは、心室性頻拍の出口部位をカテーテルにより記録される最も早い部位の４〜８ｃｍ²内に位置づけることが可能である。標準電極カテーテルは、通常、電極の最大先端領域は約０．３ｍｍ²である。それ故に、標準電極カテーテルを通して行われる単純なＲＦ技術で作られた外傷は、心室性頻拍を除去するほど大きいものではない。
電極のサイズを大きくしたり、電極の先端温度を調節することにより、電源を調節して持続することで、外傷のサイズを大きくする試みがなされており、成功したものもある。
外傷のサイズを大きくするために、４個の直交した電極と一つの中央電極をもつ直交電極カテーテルアレイ（ＯＥＣＡ）は、より大きな足跡を提供する。それは、通常、１ｃｍ²の外傷を生じる。
しかしながら、心室性頻拍（ＶＴ）の除去治療では、１ｃｍ²より大きなオーダーの外傷サイズがおそらく効果的な治療には必要である。この場合、大きな外傷は、隣接した部位を連続して除去することで形成される。例えば、６ｃｍ²サイズの大きな外傷は、１ｃｍ²の６個の隣接する四角形の外傷で作られる。それらは、ＲＦエネルギーを用いた５個の電極のＯＥＣＡを連続して置くことにより形成される。各アブレーションがすんだ後、電極カテーテルは、次の試みを行う前に、電極上にある血液凝固を取り除ききれいにするために引き抜かれる。この処置を成功させるためには、除去される次のスポットの位置とともに、再度挿入されるカテーテルの位置を正確かつ迅速に知ることは、非常に重要なことである。これは、システム１０のマッピングモードおよびアブレーションモードを交互に切り換えることで達成される。マッピングモードにおいて、システムが、図７，８もしくは９に示されているように、表示された頻拍部位の周りに格子を重ねるようにプログラムされることは好ましいことである。格子により、電極アレイの正確の位置付けが可能となる。
上述した本発明の種々の特徴をもつ実施例は好適な実施例であるが、当業者には、それらの変形もまた可能であることが理解されるであろう。ここに記載された装置および方法は、一般的な生物組織のアブレーションに適用可能である。それ故に、本発明は、添付のクレームの全範囲内で保護されるべきものである。

Claims (21)

1. 被験者の心臓の心内膜にある頻拍の原因部位を位置づけ除去するための心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて：
   心内膜の周りに部位ごとに電極集団を配置するためのカテーテル手段であり、各電極は、頻拍の原因部位から放出される心臓内電位図信号の認識可能な到達時間を検出することができるカテーテル手段と；
   心臓内電位図信号の前記到達時間から得たマップを相互的に表示するための手段であり、前記マップは、電極集団と各電極に関する到達時間の表示を含み、これにより、他の電極より頻拍の原因部位により近い位置にある電極は、他のものよりもより早い到達時間を記録し、そして、頻拍の原因部位と実質的に一致する電極は、最も早い可能性のある到達時間を記録し、それにより、前記マップは、より早い到達時間をもつ前記電極の方向へ前記カテーテルを移動するための誘導を提供するマップを相互的に表示するための手段と；および
   前記電極集団が、頻拍の原因部位と実質的に一致する位置にあるとき、前記電極集団に電力を供給する手段であり、それにより、頻拍部位にアブレーションをもたらす電力を供給する手段とを含む心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
2. 請求項１記載の心臓のマツピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに、等しい到達時間もしくは等時線の外形を計算するための手段を含み、ここにおいて、前記マップは、電極集団で検出される到達時間から計算される局部的等時線を含み、前記電極集団が頻拍の原因部位と実質的に一致する位置にあるとき、前記局部的等時線は、原因部位を囲む楕円形の外形により特徴づけられるという誘導および確認を提供する心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
3. 請求項２記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに、電極集団に対する頻拍の原因部位をマップ上に予測し表示するための手段を含み、それにより、カテーテルを原因部位に向けるための直接的視覚誘導を提供する心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
4. 請求項３記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて：
   頻拍の原因部位から放出される前記心臓内電位図信号は、各電極で検出される到達時間から得られるある一定の速度をもち；および
   予測および表示の前記手段は、電極集団からの頻拍の原因部位への変位ベクトルを計算することを含み、前記変位ベクトルは、局部的等時線が最も早い到達時間をもつ方向であり、前記変位ベクトルは、心臓内電位図信号の速度および到達時間から予測される長さをもつものである心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
5. 請求項１記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに、電極集団に対する頻拍の原因部位をマップ上に予測し表示するための手段を含み、それにより、カテーテルを原因部位に向けるための直接的視覚誘導を提供する心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
6. 請求項５記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて：
   頻拍の原因部位から放出される前記心臓内電位図信号は、各電極で検出される到達時間から得られるある一定の速度をもち；および
   予測および表示の前記手段は、電極集団からの頻拍の原因部位への変位ベクトルを計算することを含み、前記変位ベクトルは、局部的等時線が最も早い到達時間をもつ方向であり、前記変位ベクトルは、心臓内電位図信号の速度および到達時間から予測される長さをもつものである心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
7. 請求項１記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに、心臓と相対的な前記電極集団の物理的画像の少なくとも一つの図を表示するための物理画像手段を含む心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
8. 請求項７記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、前記物理画像手段はＸ線透視装置である心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
9. 請求項７記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、前記物理画像手段は超音波画像システムである心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
10. 請求項７記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに：
    前記電極集団に対する頻拍の原因部位を予測する手段と；および
    心臓および予測された頻拍の原因部位に対する前記電極集団の前記物理的画像の前記一以上の図を再生する一以上のビデオディスプレイを生成するための手段であり、それにより、カテーテルを頻拍の原因部位に向けるための直接的視覚誘導を提供するものである生成手段とを含む心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
11. 請求項１０記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて：
    頻拍の原因部位から放出される前記心臓内電位図信号は、各電極で検出される到達時間から得られるある一定の速度をもち；および
    予測の前記手段は、電極集団からの頻拍の原因部位への変位ベクトルを計算することを含み、前記変位ベクトルは、局部的等時線が最も早い到達時間をもつ方向であり、前記変位ベクトルは、心臓内電位図信号の速度および到達時間から予測される長さをもつものである心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
12. 請求項１０記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、心臓および予測された頻拍の原因部位に対する前記電極集団の前記物理的画像の前記一以上の図は、三次元投影図である心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
13. 請求項１０記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、心臓および予測された頻拍の原因部位に対する前記電極集団の前記物理的画像の前記一以上の図は、三次元斜視図である心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
14. 請求項１０記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、前記物理画像手段は、Ｘ線透視装置である心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
15. 請求項１０記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、前記物理画像手段は、超音波画像システムである心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
16. 請求項３記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに、前記物理的画像を前記マップに重ねたディスプレイを表示する手段を含み、それにより、前記電極集団と頻拍病巣の予測された位置は、心臓に関連して表示される表示手段を含む心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
17. 請求項１６記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、前記物理画像手段は、Ｘ線透視装置である心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
18. 請求項１６記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、前記物理画像手段は、超音波画像システムである心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
19. 請求項１記載の心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて、さらに：
    心臓の外側の心臓信号を検出するための一以上の追加の電極手段であり、前記心臓信号は、頻拍の原因部位から放出される心臓内電位図信号の到達時間に対して参照時間を供給することが可能である心臓信号の検出手段を含む心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
20. 被験者の心臓の心内膜にある頻拍の原因部位を位置づけ除去するための心臓のマッピングおよびアブレーションシステムにおいて：
    心内膜の周りに部位ごとに電極集団を配置するためのカテーテル手段であり、各電極は、頻拍の原因部位から放出される心臓内電位図信号の認識可能な到達時間を検出することができるカテーテル手段と；
    心臓内電位図信号の前記到達時間から各電極に対する頻拍の原因部位の予測された位置を計算するための手段と；
    各電極に対する頻拍の原因部位の前記予測された位置のマップを相互的に表示するための手段と；および
    前記電極集団が、頻拍の原因部位と実質的に一致する位置にあるとき、前記電極集団に電力を供給するための手段であり、それにより、頻拍部位にアブレーションをもたらす電力を供給する手段とを含む心臓のマッピングおよびアブレーションシステム。
21. 被験者の心臓の心内膜にある頻拍の原因部位を位置づけるための心臓のマッピングシステムにおいて：
    心内膜の周りに部位ごとに電極集団を配置するためのカテーテル手段であり、各電極は、頻拍の原因部位から放出される心臓内電位図信号の認識可能な到達時間を検出することができるカテーテル手段と；
    心臓内電位図信号の前記到達時間から各電極に対する頻拍の原因部位の予測された位置を計算するための手段と；および
    各電極に対する頻拍の原因部位の前記予測された位置のマップを相互的に表示するための手段とを含む心臓のマッピングシステム。

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