JP6183922B2 - バイオリズム障害の検出、診断、及び治療のためのシステム - Google Patents

Description

連邦補助金
本出願に記載された研究のいくつかは、国立衛生研究所からＧｒａｎｔ Ｒ０１ ＨＬ８３３５９による資金援助を受けている。従って、米国政府は本発明に関して権利を有する。

技術分野
本発明は一般的に医療の分野に関し、特に、バイオリズムの診断、バイオリズム障害の源の発見、バイオリズムの不規則性及びその他の障害の治療のための方法、システム、及び装置に関する。特に、本発明は、障害を検出し、診断し、治療する最小侵襲技術または外科技術に適用することができる。一の実施例は、心臓の鼓動の障害に本発明を適用し、別の実施例は、脳及び神経システムの電気的障害に適用し、その他の実施例は、胃腸システム及び泌尿生殖器システムの平滑筋の電気障害又は収縮障害に適用される。

心拍障害は米国では非常にありふれており、死亡率の大きな原因であり、仕事をする日を失い、死に至る。心拍障害は多くの形で存在し、最も複雑で治療が困難なものは、心房細動（ＡＦ）、心室頻拍（ＶＴ）、及び心室細動（ＶＦ）である。その他の心拍障害は治療がより単純であるが、心房頻拍（ＡＴ）、上室性頻拍（ＳＶＴ）、心房粗動（ＡＦＬ）、心房期外収縮（ＳＶＥ）、及び心室期外収縮（ＰＶＣ）を含み、臨床的には重要である。ある条件下では、正常な洞結節の急速な活性化が、好ましくない洞頻脈または洞結節リエントリーの心拍障害を引き起こすことがある。

心拍障害の治療、特に、ＡＦ、ＶＦ、及びＶＴの複雑な治療は非常に難しい。特に、ＡＦ（Singh, Singh et al. 2005）及びＶＴ又はＶＦ（Bardy, Lee et al. 2005）については薬理療法は次善のものであり、その結果、非薬理療法に相当な関心が寄せられている。アブレーションは、血管を通って、あるいは手術時に直接的に心臓にセンサ／プローブを操作して心拍障害を取り除き、次いでエネルギィを送達して心拍障害の原因を終結させる、有望かつ多く用いられている治療法である。アブレーションは、初期においては、ＳＶＴ、ＡＦＬ、ＰＶＣ、ＰＡＣなどの「単純な」障害に用いられていたが、だんだん、ＡＦ（Cappato, Calkins et al. 2005）、ＶＴ（Reddy, Reynolds et al. 2007）や、それほどではないにせよ、ＶＦ（Knecht, Sacher et al. 2009）に使用されるようになっている。

しかしながら、心拍障害の原因を特定して位置を突き止めるツールが少ないため、アブレーションはときに困難であり、障害を終了させ取り除く、正しい領域にエネルギィを送達する試みを妨げている。持続性のＡＦでは、多くの形式のＡＦアブレーションは、４乃至５時間の長い手順にもかかわらず成功率がたった５０−６０％であり（Cheema, Vasamreddy et al. 2006; Calkins, Brugada et al. 2007）、５−１０％の確率で死を含む（Cappato, Calkins et al. 2009） 重大な合併症（Ellis, Culler et al. 2009）がある。心房頻脈などの「単純な」障害についてでさえも、診断を行い、最適なアブレーション位置を提示するツールは存在しない。

最新の公知のシステムでは、外科医が解析しなければならないデータを障害の原因を直接的に特定することなく表示して、外科医が障害を検出し、診断し治療できる。これは、Ｂｅａｔｔｙ 他による米国特許第５，６６２，１０８号、第６，９７８，１６８号、第７，２８９，８４３号及びその他、Ｈａｕｃｋ ａｎｄ Ｓｃｈｕｌｔｚによる米国特許第７，２６３，３９７号、Ｔａｒｊａｎ他による米国特許第７，０４３，２９２号、Ｂｅｎ−Ｈａｉｍ他による米国特許第６，８９２，０９１号及びその他、及びＸｕｅ他による米国特許第６，９２０，３５０号に記載されている現在使用されている方法を含む。これらの方法と器具は、多くは最新の３Ｄ解剖学的表現で、電位を検出、分析、及び表示してはいるが、心拍障害、特に、ＡＦなどの複雑な障害の原因を特定することはしていない。このことは、身体表面からの信号を用いて、心臓の電位を「投影する」、Ｒｕｄｙ他による特許（米国特許第６，９７５，９００号、第７，０１６，７１９号、その他）についても同様である。

心拍障害の原因を特定して位置を突き止める公知の方法は、単純な心拍障害には功を奏するが、ＡＦ、ＶＦあるいは多源性ＶＴなどの複雑な障害の原因の特定に成功している公知の方法はない。活性化マップ（最新部位へ戻って活性化を追跡）は、単純な頻拍にのみ有効であり、ＡＦＬ（はっきりした「開始」がない持続性心拍障害）にはうまく働かないし、活性化経路が変化するＡＦにも働かない。同調マッピングは、律動の原因に刺激電力がある部位を特定するのに、ペーシングを用いているが、ここでもペーシングはＡＦには適用することができないし、機械的メカニズムであるため、心房頻拍などの「単純な」心拍障害にさえも適用できない。房室結節回帰性頻拍、典型的なＡＦＬ、及び初期（発作性）ＡＦ患者の原因を突き止めるありふれた位置決定は公知であるが、持続性ＡＦ（Calkins, Brugada et al. 2007）やその他の複雑な障害を持つ患者の大多数については、知られていない。従って、ＡＦ（Calkins, Brugada et al. 2007）などの複雑な心拍障害の原因を特定し、位置を突き止める方法はいまだに存在しない。

心拍から心拍への一貫性のある活性化を伴う「単純な」心拍障害用のシステムの一例として、Ｓｖｅｎｓｏｎ ａｎｄ Ｋｉｎｇによる米国特許第５，１７２，６９９号がある。このシステムは、「単純な鼓動」において規定することができるが、心房細動（ＡＦ）または心室細動（ＶＦ）（Calkins, Brugada et al. 2007; Waldo and Feld 2008）などの複雑な鼓動では規定できない心臓拡張インターバルを見つけることに基づいている。更に、このシステムは、活性化そのものではなく、心臓拡張インターバル（活性化間の）をみているため、原因を特定したり位置を突き止めることはしない。更に、ＥＣＧでのＱＲＳコンプレックス間の時間を分析するため、ＡＦ又はＶＦというよりは心室頻拍に焦点が当てられている。

別の例は、Ｃｉａｃｃｉｏ ａｎｄ Ｗｉｔによる米国特許第６，２３６，８８３号である。この発明は偏心電極アレイを用いて、リエントリー回路を特定し位置を突き止めている。従って、この発明では、限局性拍動などのリエントリー性原因を見つけることができない。更に、この特徴及び検出局所化アルゴリズムを用いた方法は、心臓内の活性化が心拍ごとにと変化するＡＦやＶＦといった複雑な心拍障害には役に立たない。これは、心室頻拍などの「単純な」不整脈の特徴であるが、ＡＦやＶＦについては規定されない、「リエントリー回路の峡部内での遅い伝導」を特定するものである。

続く米国特許第６，８４７，８３９号では、Ｃｉａｃｃｉｏと共同発明者は、正常（洞）律動におけるリエントリー回路の特定と位置決めに関する発明を記載している。これも、リエントリー性不整脈の原因を見つけるものではなく、活性化が放射線状に生じる限局性不整脈の原因を見つけるものである。第２に、この特許は、リエントリー用の「峡部」の洞律動における存在に基づくものであり、これは、ＶＴといった心拍間で一貫性のある活性化を伴う「単純な」律動に対して受け入れられるものである（Reddy, Reynolds et al. 2007参照）。しかしながら、この特許は、ＡＦまたはＶＦといった活性化経路が変化する複雑な律動に対しては受け入れられない。

Ｄｅｓａｉによる米国特許第６，５２２，９０５号は、活性化の最も初期の部位を発見する原理を用いた発明であり、この部位が不整脈の原因であるとする。このアプローチは、活性化が連続「サークル」であるのでリエントリーに「最も初期の」部位がなく、リエントリーによる単純な不整脈には作用しない。このアプローチは、ＡＦやＶＦのような、心拍ごとに活性化が変化する複雑な不整脈にも作用しない。

しかしながら、単純な心拍障害においてさえも、既知の方法を適用して原因を特定するのはしばしば困難である。例えば、心房性頻脈（「単純な」障害）に対するアブレーション成功率は７０％程度と低い。外科医が心拍障害の治療を行う場合（Cox 2004; Abreu Filho, 2005）、外科医にとっては心拍障害のエキスパート（心臓電気生理学士）による補助を受けることが理想である。従って、心拍障害の原因のアブレーションは難しく、経験を積んだ施術師であっても、心房性頻脈や、非定形（左心房）ＡＦＬなどの「単純な」心拍障害（一貫した心拍ごとの活性化パターンを伴う）を焼灼するには時間がかかる。活性化シーケンスが心拍ごとに変化するＡＦやＶＦなどの複雑な心拍障害については、状況はより困難なものとなる。

ヒトのＡＦの原因を特定して位置を突き止める方法が欠如している場合、外科医は動物の文献を調べていた。動物モデルでは、局在化した複雑で不定期なＡＦ（人工的手段によって誘発した）の原因は、局在化した「電気ロータ」あるいは反復性フォーカルビートの形で特定され、位置を突き止めていた（Skanes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003）。動物では、ロータは、高スペクトル優位周波数（ＤＦ）（高速）と狭ＤＦ（規則性を表わす）を示す信号によって表示される（Kalifa, Tanaka et al. 2006）。スペクトル優位周波数のこのような使用は、Ｂｅｒｅｎｆｅｌｄ と共同発明者による米国特許第７，１１７，０３０号に記載されている。

残念なことに、これらの動物データは、有効なヒトの治療に移行されなかった。ＡＦとＶＦの動物モデルは、おそらくヒトの疾病と異なる。例えば、動物のＡＦは、まれに自然発生的であり、まれに肺静脈トリガから始まる（このことは、ヒトの発作性ＡＦでは普通である）。ＡＦとＶＦは両方とも、典型的には、通常これらの病状を経験している老年のヒトに見られる複数の共存する病状がない若い動物で研究されている（Wijffels, Kirchhof et al. 1995; Gaspo, Bosch et al. 1997; Allessie, Ausma et al. 2002）。

ＡＦ患者では、高レート部位（あるいは、高スペクトル優位周波数部位、ＤＦ）はアブレーションの有用なターゲットではなかった。Ｓａｎｄｅｒｓと共同発明者による最近の研究は、ＡＦは、高ＤＦ部位におけるアブレーションによってまれに終結することを示している（Sanders, Berenfeld et al. 2005a）。その他の研究は、高ＤＦ部位は心房中によくおこり、この部位におけるアブレーションはＡＦを急激に終結させないことを示している（高ＤＦ部位が生じた場合に予期されるように）（Calkins, Brugada et al. 2007）。もしかすると、多くの研究者（Ng, Kadish et al. 2006; Narayan, Krummen et al. 2006d; Nd, Kadish et al. 2007）によって示されているように、これは動物に有効であるＤＦ法が、多くの理由でヒトのＡＦでは不正確であることによるかもしれない。Ｎａｄｅｍａｎｅｅと共同発明者は、高周波数成分を持つ低振幅の信号（複雑に分画された心房電位図、ＣＦＡＥ）は、ＡＦの原因を示すことがある（Nademanee, McKenzie et al. 2004a）、と提言した。この診断法は、Johnson and Johnson/Biosenseによる商業システムに組み込まれている。しかしながら、この方法にも問題があった。Ｏｒａｌと共同発明者は、ＣＦＡＥのアブレーションは、ＡＦを終結させないばかりでなく、単独で（Oral, Chugh et al. 2007）または現存のアブレーションに加えた場合に（Oral, Chugh et al. 2009）ＡＦの再発を防止するものでもないことを示した。

従来技術におけるいくつかの発明は、これまでに何が真実であったかを認識するものである。すなわち、ＡＦは、Ｂｅｎ−Ｈａｉｍ ａｎｄ Ｚａｃｈｍａｎによる米国特許第５，７１８，２４１号のような、「検出可能な身体構造ターゲットのない、すなわち、異常な固定経路がない、心不整脈」である。この特許は、結果的に、心拍障害の原因を特定して位置を突き止めるものではない。代わりに、「各ジオメトリック形状を阻害する」アブレーションラインを送達することによる、心臓ジオメトリの治療に焦点を当てている。この特許は、心臓の様々なパラメータマップを作る。

多くの発明は、前記原因を特定して位置を突き止めることなく、心不整脈の実際の原因に代るものを使用している。例えば、Ｓｔｅｉｎｅｒ ａｎｄ Ｌｅｓｈによる米国特許第５，８６８，６８０号は、一の活性化事象（心拍）についての活性化シーケンスを連続する心拍の活性化シーケンスと比較することによって構築される心臓内での組織化手段を用いて、「何らかの空間時間的順序の変化が生じたか否か」を決定する。しかしながら、この発明は、組織化がＡＦの重要部位近くで最も優れており、その他の部位ではより低いと仮定している。しかし、この仮定は正確ではない。動物実験では、組織化のインデックスがＡＦ源からの距離に応じて低下し、次いで、より遠い部位で活性化が再組織するので実際は再び高まる（Kalifa, Tanaka et al. 2006）。更に、米国特許第５，８６８，６８０号は、１回の心拍以上を必要とする。この結果、第５，８６８，６８０号の発明などの方法は、多くの部位を特定するが、その多くはＡＦの原因ではない。このＡＦの原因の特定と位置決めの欠如は、なぜ組織化に基づく方法がＡＦを急速に終結させる改良された治療法に導入されていないかを説明するものである。

同様に、Ｒｅｉｓｆｅｌｄの米国特許第６，３０１，４９６号は、局所活性化時間とベクトル機能から作った生理学的特性をマッピングした代理物に基づいている。これを用いて伝導速度や、生理学的特性の別の傾斜機能を、心臓の物理的画像の上にマッピングする。しかしながら、この特許は、心拍傷害の原因を特定して位置を突き止めるものではない。例えば、ＡＦ中の複数の活性化経路は、伝導経路と、従って伝導速度が、三角測量に用いるポイント間でわかっていないことを意味する。更に、ロータの場合、コア領域を中心に回る、あるいはコア領域から対称に広がる活性化シーケンスが実際にゼロの正味速度を作る。

これらの理由で、専門家は、ＡＦにおいて「電気ロータの直接的な証拠はヒトの心房から得られなかった」と述べている（Vaquero, Calvo et al. 2008）。このように、ヒトＡＦの原因を特定して、（次いで位置を突き止めること）が望まれているにもかかわらず、現在のところは行うことができない。

ヒトＡＦ、特に持続性ＡＦについては、原因を特定して位置を突き止めることの欠如が、アブレーションが経験に基づいたものであり、しばしば最小侵襲性アブレーション及び／又は外科的治療用に原因が特定されて位置が突き止められていれば理論的には避けることができる、心房のほぼ３０−４０％にわたるダメージを与えることを意味する（Cox 2005）。

ヒトのＶＴ又はＶＦは、薬物によって不完全に治療が行われている、有意な死因である（Myerburg and Castellanos 2006）。現在では、治療は、インプラント可能な除細動器（ＩＣＤ）を危険を冒して患者に埋め込むことを含み、いまだ、ＶＴ／ＶＦからの繰り返し起こるＩＣＤショックを防止するためにアブレーションを使用することに大きな関心がある（Reddy, Reynolds et al. 2007）。ＶＴの原因を特定して位置を突き止めることは困難であり、特別なセンターにおいてアブレーションが行われる。ＶＦの場合は、動物データがＶＦの原因がヒス・プルキン組織近くの固定領域にあることを示唆している（Tabereaux, Walcott et al. 2007）が、これはヒトにおいては非常に貧弱な理解でしかない。ＶＦの原因を特定し位置を突き止める唯一の従来の記載は、外科的露出を要するものであり（Nash, Mourad et al. 2006）、あるいは、心臓移植後に身体から取り除いた心臓に実行されていた（Masse, Downar et al. 2007）。従って、ＶＦの最小侵襲切除は、まれなケースにおいれそのトリガの特定に焦点が当てられている（Knecht, Sacher et al. 2009）が、広く人々に実行できるものではなかった。

現存の単一あるいは複数センサの設計を含めて、検出ツールの存在も、ＡＦなどの複雑な障害の原因を特定して位置を突き止める次善の策である（Ｔｒｉｅｄｍａｎ ｅｔ ａｌ．による米国特許第５，８４８，９７２号など）。しかしながら、このようなツールは、通常、視野が限られており、心房のいずれの場所にあり、変化するＡＦの原因を特定するのに適当ではない（Waldo and Feld 2008）。代替的に、このツールは、広域に亘るサンプリング用に非常にたくさんの増幅器を必要とし、ヒトに使用にするには実用的ではない。広域に亘るサンプリングは、利点があり、動物では、外科的に心臓を露出させるか（Ryu, Shroff et al. 2005）、あるいは、心臓を身体から取り外して行われる（Skanes, Mandapati et al. 1998; Warren, Guha et al. 2003）。ヒトでは、外科的研究は、常に部分的領域を検査するのみであり（例えば、Sahadevan, Ryu et al. 2004）、心臓を空気や、臨床的に生じる形から心拍傷害を変化させることがある麻酔やその他の薬物にさらすことによって問題を引き起こす。

このように、従来の方法は、障害の原因あるいは源を突き止めるというよりはむしろ、身体構造のマッピングに大きく焦点を当てて、患者が心臓障害を有するか否かを特定するものであった。従って、個々の患者における心拍傷害の原因を直接特定して位置を突き止めて、治癒的療法を可能にする方法とツールが緊急に必要である。これは特に、ＡＦとその他の複雑な心拍傷害に重要であり、理想的には、システムが、最小侵襲外科手術あるいはその他の方法によるアブレーションのために局在化した原因を検出するものである。

本発明は、心拍傷害を特定し、位置を突き止め、治療する方法、システム及びデバイスを開示している。この障害の原因の位置を突き止めて特定することで、治癒的療法を案内し、選択し適用する能力を高める。特に、本発明は、電気ロータと、限局性拍動、その他のヒトＡＦ及びその他の心拍傷害の原因を特定し位置を突き止める方法を提供する。一旦特定されると、適切な治療が適用されて、好ましくは、ここに更に述べるように、最小侵襲技術を用いて障害を改善し潜在的に排除することができる。

本発明は、従来技術を超えて大きく進歩した発明である。例えば、米国特許第５，７１８，２４１号と異なり、我々の発明は、数時間の間心臓内でほぼ同じ位置にとどまるＡＦ及びその他の心拍障害の原因（ターゲット）を特定して、位置を突き止めることができる（４７歳の男性の例を参照）。米国特許第６，８４７，８３９号と異なり、本発明は、ＡＦにおける変化を説明する、一時的に現れるあるいは移動する源（これは「機能的」である）を見つけることができる。米国特許第５，８６８，６８０号と異なり、我々の発明は、わずか一回の活性化事象（心拍）を用いて心拍障害の原因を直接的に特定して位置を突き止めるものである。米国特許第６，３０１，４９６号と異なり、我々の発明は、活性物質がコア領域の周りを回転する電気ロータ、あるいは、半径方向に広がる活性物質を有する限局性拍動を特定して、位置を突き止める。

本発明の一の態様では、バイオリズム障害の一又はそれ以上の原因を検出する及び／又は診断する方法が提供されており、この方法は：
ａ）一又はそれ以上のセンサを用いて複数個所における生物活性化信号を検出するステップと；
ｂ）前記一またはそれ以上のセンサから、各信号についてのセンサ位置と各信号の活性化時間を含むデータを回収するステップと；
ｃ）このデータを分析して前記バイオリズム障害の一またはそれ以上の原因の存在を認識し位置を突き止めるステップと；
を具える。

本発明の別の態様では、バイオリズム障害の一またはそれ以上の原因を検出及び／又は、治療を行うシステムを提供しており、このシステムは：
ａ）複数個所において生物活性化信号を検出するセンサ装置と；
ｂ）前記センサ装置とインターフェースをとり当該装置から受信したデータを回収して処理するコンピュータプロセッサであって、前記回収したデータが各信号についてのセンサ位置と、各信号についての活性化時間または活性化期間を含むものであり、前記処理が、前記センサ位置において活性化開始時間を順序づけて前記バイオリズム障害の原因を示す活性化トレイルを作る処理を含む、コンピュータプロセッサと；
を具える。このオーダーを実行するアルゴリズムを含むソフトウエアも使用することができる。

本発明の更に別の態様では、バイオリズム障害を治療する方法が提供されており、この方法は：
ａ）一又はそれ以上のセンサを用いて複数個所における生物活性化信号を検出するステップと；
ｂ）前記一またはそれ以上のセンサから、各信号についてのセンサ位置と各信号の活性化時間または活性化期間を含むデータを回収するステップと；
ｃ）このデータを分析して前記バイオリズム障害の一またはそれ以上の原因の存在を認識し位置を突き止めるステップと；
ｄ）前記バイオリズム障害の主原因を表示する前記原因のうちの一またはそれ以上を選択するステップと；
ｅ）前記主原因を治療して前記バイオリズム障害を改善するあるいはなくすステップと；
を具える。

本発明の別の態様では、心拍障害の一またはそれ以上の原因を検出及び／又は診断する方法が提供されており、この方法が：
ａ）一又はそれ以上のセンサを用いて複数個所における生物活性化信号を検出するステップと；
ｂ）前記一またはそれ以上のセンサから、各信号についてのセンサ位置と各信号の活性化時間を含むデータを回収するステップと；
ｃ）このデータを分析して前記心拍障害の一またはそれ以上の原因の存在を認識し位置を突き止めるステップと；
を具える。

本発明の別の態様では、心拍障害の一またはそれ以上の原因を検出し、及び／又は、治療を行うシステムを提供しており、このシステムは：
ａ）複数個所において生物活性化信号を検出するセンサ装置と；
ｂ）前記センサ装置とインターフェースをとり当該装置から受信したデータを回収して処理するコンピュータプロセッサであって、前記回収したデータが各信号についてのセンサ位置と、各信号についての活性化時間または活性化期間を含むものであり、前記処理が、前記センサ位置において活性化開始時間を順序づけて前記心拍障害の原因を示す活性化トレイルを作る処理を含む、コンピュータプロセッサと；
を具える。このオーダーを実行するアルゴリズムを含むソフトウエアも使用することができる。

本発明の更に別の態様では、心拍障害を治療する方法が提供されており、この方法は：
ａ）一又はそれ以上のセンサを用いて複数個所における生物活性化信号を検出するステップと；
ｂ）前記一またはそれ以上のセンサから、各信号についてのセンサ位置と各信号の活性化時間または活性化期間を含むデータを回収するステップと；
ｃ）このデータを分析して前記心拍障害の一またはそれ以上の原因の存在を認識し位置を突き止めるステップと；
ｄ）前記バイオリズム障害の主原因を表示する前記原因のうちの一またはそれ以上を選択するステップと；
ｅ）前記主原因を治療して前記心拍障害を改善するあるいはなくすステップと；
を具える。

本発明の更なる態様においては、心拍障害を検出する調整可能なセンサデバイスが提供されており、このデバイスは：
ａ）第１及び第２の端部を有する筒状シャフト本体と；
ｂ）前記本体の一方の端部に取り付けた拡長可能なセンサ構造であって、当該センサ構造が、複数のつながったセンサーアームであってねじれて動くと当該センサーアーム間のスペースが変化するセンサーアームを具え、前記センサ構造が少なくとも部分的に拡張したときに心室の管腔表面に接触できる、センサ構造と；
ｃ）前記センサ構造を保持して送達する収縮シースと；
を具える。

本発明の更に別の態様では、心拍障害を検出する調整可能なセンサデバイスが提供されており、このデバイスは：
ａ）第１及び第２の端部を有する筒状シャフト本体と；
ｂ）直径方向に拡張可能ならせん状センサ構造であって、複数のセンサを具え、少なくとも部分的に拡張したときに心室の管腔表面に接触できるセンサ構造と；
ｃ）前記センサ構造を保持して送達する収縮シースと；
を具える。

検出、回収、分析、選択、及び治療ステップについて、それぞれ、以下に詳細に述べる。

図面は本明細書の一部を構成しており、様々な形で具現化できる本発明の例示的な実施例を提供している。いくつかの場合、本発明の理解を容易にするために、本発明の様々な態様は誇張してあるいは拡大して示されていることがある。
図１は、本発明のセンサ、アブレーションカテーテル及び心臓からの信号を処理し本発明に従ってこの信号に命令を出す電子処理構成要素を使用している、心臓を示す図である。 図２は、本発明のセンサ装置の設計を示す図であり、このセンサは低解像度で心臓の広い領域について、次いで高解像度で狭い領域について生体信号を検出する。 図３は、本発明の別のセンサ装置の設計を示す図であり、このセンサは低解像度で心臓の広い領域について、次いで高解像度で狭い領域について生体信号を検出する。 図４は、本発明の別のセンサ装置の設計を示す図であり、このセンサは低解像度で心臓の広い領域について、次いで高解像度で狭い領域について生体信号を検出する。 図５は、本発明によって分析する心臓からの信号タイプを示す図であり、活性化開始、活性化終結、及び心臓拡張インターバルを含むいくつかの選択された用語を規定している。 図６は、本発明によるバイオリズム障害の原因を認識して位置を突き止めるための、複数個所における信号の分析を示すフローチャートである。 図７は、いくつかの場合生理学的パターンの挿入を伴う、ヒト信号のレート挙動（回復）曲線の計算方法を示す、本発明の一実施例を示す図である。 図８は、一定の速度のリズムとＡＦ間で測定したときに異なることがあるヒトの単相性活動電位持続時間のレート応答（回復）を示す。 図９は、位相の直接割当を示す図である。 図１０は、一実施例のフローチャートであり、検出した信号とデータベースに保存したデータをどのように用いて確立マップを作り、これを用いてバイオリズム障害の原因を特定し位置を突き止めるための明確性を改良するかを示す。 図１１は、４７歳の男性における本発明の一使用例である。治療に見られる心房細動がある患者の左右の心房と冠状静脈洞内からの信号の選択（電位図）を示す。 図１２は、本発明の方法とシステムを用いた結果を示す図であり、電気ロータを特定し、右心房にロータの位置を突き止めている。活性化の立ち上がりが、コア領域の周りをまわっているのがわかる。また、この患者からの心房ジオメトリ内に、右心房の外側壁内の赤い点線でコア領域が示されている。 図１３は、図１２で特定したコア領域で６分より短い時間で直接アブレーションを行う間に、ＡＦが遅くなり正常拍動（洞調律）へ収束しており、従って、実際にＡＦの原因の位置がわかり成功裏に治療されたことを示している。 図１４は、ＡＦが収束した後は、心房を非常に急速にペーシングさせた（サイクル長２３０ｍｓ、２６０拍／分を超えるものと同等）としてもＡＦが再度開始できないことを示している。より速い心拍はここでブロックされた（心房を刺激しなかった）。 図１５は、本発明で検出したヒトＡＦの原因の位置を突き止めた別の患者の例を示す。二人の患者の左心房に電気ロータが示されている。我々の最良の知識の限りでは、ヒトＡＦにおける電気ロータの存在の実際の最初のデモンストレーションである。 図１６は、５６歳の患者におけるＡＦの局部的な限局性拍動の原因の別の例を示す。この図は、活性化トレイルが半径方向に広がっている活性化を示す左心房の限局性拍動の原因を示す。この位置でのアブレーションも、ＡＦを急激に収束させた。

定義
本発明の目的に照らして、以下の定義を適用すべきである：
検出／診断；リズム障害の検出と診断の用語は、本出願においては同じ意味で用いられる。
活性化時間；所定の心拍信号についての、活性化開始の時間。
活性化期間；所定の心拍の信号についての、活性化開始時間と終了時間の間の期間及び信号波形。心臓拡張インターバルは、前の心拍の活性化終了から現心拍の活性化開始までの期間である（図３）。
活性化トレイル；例えば、限定することなく、ロータを示すコア領域の周りの回転パターン、限局性拍動の原因を示すコア領域から半径方向に広がるパターン、あるいは分散パターンを含む識別できる信号パターンをつくるためのセンサ位置における活性化時間開始の順序付けであり、更なる信号サンプリングと上述の分析ステップの繰り返しを要する。
認識する及び位置を突き止める；心拍障害の局所的なあるいは分散した原因の存在を見つけ、次いでセンサ位置に対するあるいは心臓内の既知の身体構造位置に対するこの原因の位置を突き止めるプロセス。
心拍障害；異常な心拍であり、しばしば治療を必要とする。限定することなく、正常な洞結節の急速で異常な活性化（不適切な洞頻脈あるいは洞結節リエントリ）、心房頻脈（ＡＴ）、上室性頻脈（ＳＴＶ）、心房粗動（ＡＦＬ）、心房性期外症候群／収縮（ＰＡＣ）、及び心房細動（ＡＦ）の複雑なリズムなどの、心臓（心房）の上側室の急速な心拍、及び不規則な心房細動のある種の形を含む。急速な鼓動は、心臓の下側室（心室）にも生じる。これは、心室頻脈（ＶＴ）、心室粗動（ＶＦ）、心室頻拍、及び心室性期外症候群／収縮（ＰＶＣ）を含む。心拍障害は、遅くなることもあり、洞性除脈、異所性心房除脈接合部性除脈、房室ブロック、心室固有調律を含む。
バイオリズム障害または心拍障害の原因；この用語は、本出願においては、バイオリズム障害又は心拍障害の「源」と同じ意味で使用される。これは、限定することなく、ロータを示すコア領域周囲の活性化シーケンスの回転パターン、限局性拍動の原因を示すコア領域からの半径方向に広がるパターン、あるいは、分散するパターンを意味する。本発明では、分散した原因が見つかった場合、信号サンプリングを追加の複数個所へ拡げて、本発明の検出及び分析ステップを繰り返す。これらの原因は、心拍障害の永続化に直接関与している。
センサ；この用語は、本出願では電極と同じ意味に用いられる。信号の検出と心臓から又は心臓への信号の伝送を行う装置を意味する。

本発明の発見より前には、ヒトのバイオリズム障害、特に心拍障害の原因は、特定されていなかった。本発明は、正確で最小侵襲性の方法で、ヒトのバイオリズム障害を認め、存続させ、あるいは「進める」原因を検出し、診断し、次いで有効に治療する方法を述べた、最初に知られた事例である。この方法によって、外科医はこれらの源を変形するあるいは取り除くターゲットにして、障害をなくすことができる。一の好ましい実施例は、心拍障害についての最小侵襲性手順についてのものであるが、本発明は外科的治療に適用することができ、また、脳、中心神経システム（てんかんまたは発作の原因がある）、周辺神経システム（腫瘍を検出することがある）、骨格筋、及び胃腸管、腎臓及び子宮などの平滑筋といった器官内における電気インパルス発生あるいは伝達の障害にも適用することができる。

本発明の一実施例によれば、信号をサンプリングする装置、例えば、空間分解能と視野を変化させて、従って、複数の検出チャネルを変化させる装置を用いた、ヒトの心臓などのヒト器官内の複数個所からの電気カテーテルなどのセンサ装置が開示されている。

本発明の一実施例によれば、電気ロータ、限局性拍動、及びＡＦ、ＶＦ及び多型ＶＴなどの複雑な律動を含む、心拍についてのその他の局所的原因を認識し位置を突き止める方法が開示されている。

本発明の実施例は、活性化シーケンスを順序付けて活性化トレイルを作るプロセスとソフトウエア、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換などのプロセス、その他の位相遅延法、空間コヒーレンス分析、およびその他の方法を使用することができる。

本発明の一実施例では、センサから回収されて分析されたデータを、自動的に更新されるデータベースにデータとして保存する。このデータベースは、局所的な原因の診断／検出において外科医を補助し、心拍障害の原因のパターンを分類するのに使用される。これは、特定の特徴を有する患者における原因の確率分布マップを形成する。

本発明の別の実施例によれば、バイオリズムの原因を、外科医の治療を補助できるフォーマットで表示する装置を提供している。例えば、ビジュアルディスプレイスクリーンをプロセッサに接続して、活性化トレイルを可視化させ、ロータのコアの位置、病巣源、あるいは障害のその他の原因を可視化させる。オーディオフォーマットは単独で、あるいは視覚化フォーマットと組み合わせて用いても良い。例えば、コアを視覚的に特定できるような源の視覚的検出に加えて、あるいはこれに代えて、その源とそのコアの座標を、障害の位置と原因に関するオーディオ表示によって、ユーザに提供することができる。視覚的検出は特に好ましい。なぜなら、医師にその原因の明確な表示を提供し、一般的に治療の選択を容易にする、その原因のコアを特定する基準を提供するからである。例えば、実際のロータ又は限局性拍動の視覚的表示によって、医師は、アブレーションカテーテルやその他の治療をどこに送り出すかを正確に決めることができる。

本発明の別の実施例によれば、障害の原因が一旦特定されると、治療デバイスあるいは方法を使用して特定し、位置を突き止めた源の部位を変形あるいは破壊して、心拍障害を治療し、なくす。治療デバイスと方法の非限定的な例には、アブレーションカテーテル、外科的切除法、外科的除去あるいはインプラントリードやその他の物理的デバイスなど心臓内部でのデバイスの使用、などの破壊的エネルギィ（切除）の使用、エネルギィの刺激（ペーシング）、薬物の直接送達、細胞治療あるいはその他の介入技術を含む。一の実施例では、身体、特に心臓からの信号を検出可能なカテーテルが、アブレーションエネルギィ、刺激エネルギィ、薬物治療、根幹細胞などの細胞治療、又は遺伝子治療、あるいはその他の治療手段といった治療手段を含んでいてもよい。従って、障害の検出及び治療の両方にこのようなカテーテルを用いることができる。

本発明は、特に、例えばＶＦ、多型ＶＴ、心室頻脈、及びＡＦなどの複雑な心拍障害の検出、診断、及び治療に適しており、局在化した原因が正確に認識されピンポイントで判れば、局在化した原因の正確でターゲットにあてたアブレーションを実行することができる。上述した通り、原因の特定と物理的位置決めは以前は不可能であり、従って、経験を積んだ実務者であっても、成功裏に治療することは非常に困難であったため、実質的には、改善やなくすことがより少なかった。

複雑な心拍障害の原因の発見と、続く治療に加えて、本発明は、実務者が分析を促進して単純にすることによって、単一部位から生じる「単純な」律動の診断と治療に適用することもできる。心拍障害には、限局性心房頻脈、多源性心房頻脈（ＭＡＴ）、洞結節リエントリ頻脈または不適切洞頻脈、心室頻脈（ＶＴ）、心房期外収縮（ＰＡＣｓ）及び心室期外収縮（ＰＶＣｓ）が含まれる。

本発明には、検出デバイスと記録システムを含めて、データを回収するプロセスとシステムが含まれる。回収したデータには、少なくとも、一又はそれ以上の信号と各活性化信号又は活性化期間が開始する開始時間を送信した各センサの位置を含む。プロセッサは、この情報を受信して、続いて活性化開始時間を順序付ける。この計算の結果が、障害の信号パターンを作る活性化トレイルの生成であり、障害の原因の位置とタイプの双方、すなわち、ロータ、限局性源あるいは分散パターン、すなわち局部的な源がなく、心臓の別の領域またはその他の身体領域から回収される更なるデータを必要とするパターンであるかどうか、を表示している。一旦この方法で順序付けたデータは、ビジュアルディスプレイ上に視覚的に表示できる活性化トレイルを作り、ロータ源の場合は、ロータの実際の回転パターンを表示して、ロータのコアが視覚的に表れ、容易に認識して治療されるようにする。限局性心拍などの半径方向に広がる源の検出についても同じことが言える。各センサにおける活性化開始時間のシーケンシャルな順序付けによって、限局性心拍障害の位置決めができ、限局性コアの位置を視覚ディスプレイの上で容易にを突き止めて、ターゲットを決めた正確な治療を行うことができる。好ましくは、律動の源あるいは原因が、一定時間を超えて表示され、技師が原因となるポイントまたは領域を完全に観察して、原因となる位置における適切な治療に関して十分な評価を行えるようにする。一の実施例では、データ及び／又は処理を行ったデータの視覚ディスプレイ（すなわち、活性化トレイルの「ムービー」）が、心拍障害の原因の信号パターンを明らかにする。このような保存された情報によって、医師は、以前のパターンを調べて、同様の原因の認識、位置決め及び治療を改善できる。いくつかの場合、このような情報によって、測定したリアルタイムのデータの間挿で、予測モデルを提供したり、同様の既知のパターンを用いて測定したパターンを明確化したりすることができる。

本発明の更なる実施例は、このような原因を、しばしば原因が存在する組織の変形又は破壊によって治療するプロセスとシステムを提供している。第６に、好ましい実施例によって、本発明を「オフライン」で、患者を治療する手順の間に直接にというよりは、非リアルタイムのレビューモードで使用することができる。

本発明のプロセス及びシステムを用いて、異常な電気インパルスの発生の源の位置を突き止める（すなわち、この原因の物理的位置を見つける）のに、または、脳電図を用いた脳内又は中央神経システムでの伝達、侵襲性治療（外科手術）または外部ビーム照射をガイドするその他の指標を用いて、発作又はてんかん、あるいは限局性腫瘍（悪性あるいはその反対）を特定し、治療することができる。本発明は、また、横紋筋（骨格筋における損傷など）、消化管システム（食道けいれん）、泌尿生殖器系及び呼吸器系システムにおける、異常なインパルス伝達の源を認識するのに使用することができる。本発明はまた、あらゆる身体システムの腫瘍（悪性またはその逆）の検出にも使用することができる。本発明は、また、地震事象の源の位置を突き止める、あるいはレーダーやソナーといった方法と平行したエネルギィ源の位置を突き止めるといった、薬剤以外のアプリケーションも有する。

本発明にはそのプロセスと、当該プロセスを実行するシステムに対していくつかの態様がある。例示的であり、限定するものではない、本発明の一の態様では、心拍障害のある組織の複数個所から信号を検出し、センサ間のスペースを変更して検出の明確性を最適化している。特に望ましい実施例は、拍動障害の間の心臓またはその他の身体部分からのこれらの信号を記録し、データベースに保存する。特定の信号に関連する各センサの位置、並びに各センサにおける活性化開始時間はプロセッサに転送され、障害の原因と身体中のその特定位置を認識する活性化トレイルを形成するシーケンシャル順序付けを含む分析を行う。手動であるいは自動で更新できる原因のデータベースを作成することで、障害の原因の認識及び位置の特定を補助するデータベースにアクセスすることができる。現患者のデータの回収が品質が限られたものである場合にこれを用いて、患者のパターンを、その患者の以前に記録された律動と比較して、あるいは患者のパターンを同様の臨床特性を有する者といった別の患者からのパターンと比較して、その鼓動が同じであるかあるいは異なるかを決定する。以前のケースに関するすでに保存しているデータを用いて、現ケースにおける心拍障害の原因を特定し、位置を突き止め、表示するようにしても良い。

障害の源を視覚的に表示することは、技師にとって非常に有益である。なぜなら、この表示は、原因の存在と位置への視覚的ガイドとしての働きをするとともに、続いて行う心拍障害を改善しあるいはなくすということを目標とする正確な治療を行うことができるからである。

本発明の別の態様では、以前に保存しておいた別のケースからのデータを使用して、現ケースの心拍障害の原因を特定し、位置を突き止め表示すようにしても良い。これは、将来の手順において本発明の利用を計画するのに使用することができる。

有益な構成要素（モジュール）とデバイスに関する記載
図１は、本発明のプロセス及びシステムに使用することができる様々な有益な構成要素（モジュール）の概略図である。このモジュールは、互いに独立しており、共働してインターフェースをとってその機能を提供している、あるいは、プロセッサに含まれて互いに一体化しており、システムの個別ハードウエアユニットをより少ないものとしている。図１は、最小侵襲性経皮手順、あるいは表面ＥＣＧ、心磁図、超音波、電磁放射、音波、マイクロ波、または電気インピーダンスの変化からの心エコー及び／又はドップラー検査、を行う間に障害の原因の位置を突き止めることができる一実施例を示す。

図１では、心臓１０における電気的事象を検出電極を用いて記録する。これらの電極は、心臓のチャンバまたは血管構造内に配置したカテーテル２０であっても良い。このカテーテルには、図２乃至４に例示するカスタム設計の記録用カテーテルが含まれる。電極は、埋め込んだペースメーカあるいは除細動器からのリード線の延長部分であってもよく、単相性活動電位またはその他の信号の記録に用いられ、通常大静脈２０−２１または冠静脈洞２２を介して到達するカテーテルであっても良い。このように、本発明で特に有益であるが、本発明のプロセス及びシステムは、活性化時間と活性化発生位置を正確に伝送できるものであれば身体内部または外部で使用するどのようなカテーテル又は検出デバイスを使用しても良いので、図２乃至４に示す特製のカテーテルを使用する必要はない。

電極２３は、冠静脈洞の電極２１を介して、心膜スペースにある電極２３を介して、あるいはその他のルートでアクセスした、心臓の心外膜面あるいは心膜面からの信号を記録することができる。電極は、心臓１５に分布する神経近傍に位置しており、左心房と左心室に位置する。電極は、コンピュータマッピングシステムからの仮想（コンピュータで計算した）電極であっても良く、ルーチン又は高解像度ＥＣＧマッピング電極３０、皮膚の下または上にインプラントした電極であっても良く、あるいは、心臓又は身体に直接接触することなく信号を非侵襲性で検出する方法から取り出すことができる。電極情報も、データベース１６０に保存した電気記録図から取り出すことができる。

心臓近傍に配置した電極２５は、心拍障害の原因の近傍あるいはその原因位置にある領域を変形させるあるいは破壊するのに使用することができる。この電極が切除カテーテルである場合は、エネルギィ発生器６０とインターフェースをとっている。その他の電極は、コントローラ４０とペーシングモジュール５０とインターフェースをとっており、すべての電極は、好ましくはプロセスコントローラ７０と通信する。アブレーションまたはペーシングは、心臓の多くの位置に配置された心臓１５に分布する神経に向けられている。内部アブレーション電極を、外科手術に伴う、あるいはがん治療のための外部巣状放射線照射又は光子線などの、外付けプローブなどの外部切除電極と共に配置してもよい。更に、源の変形、すなわち、障害の原因の治療は、適切な薬剤成分、遺伝子治療、細胞治療を送達すること、又は組織を取り除く（手術又は特別な装置を使って）ことによって行うことができる。

プロセスコントローラ７０は、様々な構成部品またはモジュールを具えている。このような構成部品又はモジュールには、サンプリングモジュール８０が含まれており、これは心拍障害の間に信号を記録し、心拍障害がないときの様々なレートで記録し（ペーシングによる）、及び／又は、心拍障害をシミュレートするレートで（ペーシングにより、あるいはその他の方法で）記録することができる。信号増幅器（図示せず）を用いて、信号の明確性と強度を強化することができ、また、プロセスコントローラは、最も少ない数の記録増幅器を統合的に割り当てて、十分な位置から信号を検知し、原因を特定して位置を突き止めるようにしても良い。例えば、このシステムは１２８個のセンサから（例えば、２本の商業的に入手可能な多極カテーテルから）の信号を、これらの１２８個のセンサを「時分割」ベースでタイムスライスすることによって、あるいは個々の／複数のセンサを鼓動が生じるのに近くなるよう活性化させ、一方で他のセンサを不活性にすることによって、たった５０ないし６０の物理的増幅チャンネルを用いて記録することができる。この「スイッチング」機能は、電子制御システムを有するセンサデバイスに接続しており、一又はそれ以上のその他の部品において実施することができるスイッチング部品を用いて行うことができる。スイッチングは手動であっても自動であっても良く、例えば、心拍障害の原因があるところを決定する。モジュール９０は、ペーシングモジュールとインターフェースをとって、生体信号を検知するための更なる心拍を提供している。これは、特に、ここに述べる非リアルタイムモード（モード６）に有益である。なぜなら、たとえ、診断されて治療を受けている特別な心拍障害がない場合でも、異なる心拍数を用いて心臓を調べることができるからである。

本発明の方法とシステムは、分析モジュールで実行できる分析法を用いて回収したデータの処理を行う。例えば、図１では、モジュール１００は、「分析エンジン」のパートＩである。分析エンジンのこの部分は、各検出位置における時間の経過による生体信号の開始と終了を決定する。この決定は、時間の経過に伴う鼓動間の一連の活性化時間（開始タイミング）と回復時間（終了タイミング）によって実行される（図６に示す）。この信号は、通常、時間の経過に伴う電圧（すなわち、電圧−時系列）として表わされる。活性化時間は、様々な方法で処理することができる。最も単純な方法は、各位置における手動割り当てである。自動あるいは計算した割り当ては、最大値あるいは最小値を規定する一次導関数ゼロ、最大アップストロークまたはダウンストロークを表示する二次導関数ゼロ、あるいは同様の方法を用いて行うことができる。活性化の開始及び終了時間はまた、電圧の時系列がしきい値と交差した時に割り当てられる。活性化時間を割り当てるもう一つの可能な方法は、パターンマッチングを使うことである。例えば、活性化期間を表わすように選択されたパターンを、時間の経過と共に複数の時点で信号に相関させることができる。この相関値が高い時間は、前記テンプレートの再現を意味し、従って相当の活性化時間である。この分析に用いるテンプレートは、データベース中に保存したデータからも得ることができ、あるいは、その位置における律動の割合確定からも計算することができる。複数センサからの同時記録は、信号の品質が悪く、ノイズがあるか、あるいは、異なる時間に複数の成分を示すような場合に、活性化の分析、特に、ＡＦ又はＶＦなどの複雑な律動の分析に役立つ。好ましくは分析しているチャネルに近い位置において、同時記録から基準信号が選択される。基準チャネル上の信号を用いて、分析しているチャネル信号又は信号成分を選択する。このことは、時間の経過に伴って同じタイミングを維持する成分を用いて、パターンマッチングあるいは相関関数を用いて、ベクトル分析またはその他の方法を用いて行うことができる。多くの方法が必要な場合、経験則、パターン認識法、及びいわゆる「ファジィロジック」アプローチを適用することができ、既知の心房の病態生理によって束縛される。

モジュール１１０は、分析エンジンのパートＩＩであり、実際に計算を行い、位置を突き止める、すなわち、心拍障害の源（原因）の存在と位置を決定する。

本発明のいくつかの実施例は、「治療エンジン」を含んでおり、このエンジンは、システムとプロセスにおいて異なる機能を共働して実行するように設計された一またはそれ以上のモジュールを具えている。例えば、図１のモジュール１２０は、心臓内の心拍障害源の位置と移動パターンを決定する役割を果たす。これは、治療エンジンの第１モジュールであり、これを用いて、位置と心拍障害を治療あるいは除去するための変形が必要な空間領域を計算する。治療は、アブレーションエネルギィの送達によって、あるいは、ここで議論したその他の手段によって行われ、アブレーションを行う間に源が移動する場合は、単純に一点または一領域ではない。モジュール１３０は、治療エンジンの別のモジュールを代表しており、好ましくは、エネルギィ発生器と直接インターフェースをとって、おそらく源を表わしている部位において、組織を焼灼（破壊）し、変形（焼灼又はペーシング）し、あるいは刺激（ペーシング）する。代替的に、モジュール１３０を用いて、破壊的エネルギィを用いることなく、例えば、薬剤の送達、遺伝子、または細胞治療によって組織を変形することができる。

図１に示すシステムのモジュール１７０は、原因の認識あるいは位置を視覚的に又は聴覚的に表示するツールを代表するものであり、心拍障害の治療あるいは除去において医師をアシストする。例えば、このモジュールは、障害のロータ、病巣、あるいはその他の原因をスクリーン上で、テキスト形式、グラフィック形式、及び／又は聴覚での視覚化を行うことができるディスプレイを具えており、技師がはっきり見えるようにしている。いくつかの実施例では、見つかった障害の「ムービー」クリップをスクリーン上に提示する。このクリップは、障害の実際の原因と位置をリアルタイムで表示するものである。例えば、本発明のプロセスに従ってデータの分析が一旦行われると、すなわち、信号の位置と活性化開始時間がシーケンシャルに順序づけられると、この分析とコンピュータ計算の結果が活性化トレイルの形でスクリーン上に示される。活性化トレイルのパターンが、中央コアの周りをまわる一連の活性化部位を示している場合は、ロータが見つかり、これが事実、障害の原因である。同様に、活性化トレイルのパターンが中央コア領域から半径方向に広がる一連の活性化部位を示している場合は、限局性心拍が見つかり、これが事実、障害の原因である。このように、本発明のプロセスでは、技師が障害の原因を直接的に発見することができ、障害の存在、タイプ及び位置を容易に視覚化することができる。認識できるパターンが見つからない場合、すなわち、活性化トレイルが局在化されていない場合、センサの位置を移動させる及び／又はすでに配置したセンサをオンにすることによって、追加の信号サンプリングを行うことが適切である。次いで、本発明に従って追加の信号サンプルを処理し、スクリーン上に表示する。追加のサンプリングとデータ処理によって原因が発見されれば、適切な治療に関する決定を行うことができる。分散型活性化トレイルとパターンが見つかった場合、技師が十分であると考えるまで更なるサンプリングを行うことが推奨される。いくつかの場合、処理の結果が、ロータの存在と位置、あるいは半径方向に広がる病巣の発見を表わすことがある。その他の場合、繰り返しサンプリングと処理を行った後でも、分散パターンが残る場合、ロータまたは限局性心拍を原因として除外して、診断を行うことができる。このように、ロータまたは限局ポイント（心拍）は本質的に、同時の検出と診断であり、このような発見がない場合は、これらのいずれも障害の原因を除外する診断となる。

モード１ 信号サンプリング（図１、符号８０）
リアルタイムで、心拍障害をアブレーションまたは治療する手順を行う間に、手順の計画を立てる前に、あるいは、障害を再検討した後に、信号サンプリングを行うことができる。上述した通り、様々なタイプのセンサを用いて、一又はそれ以上の位置において器官から信号を回収する。接触センサは、組織とできる限り良好な接触を維持しなくてはならない。好ましいモードでは、電極は複数部位で同時にあるいはほぼ同時に記録するべきである。ＡＦなどの最も速い心拍障害は、１００ｍｓを超えるサイクル長を有し、この時間より実質的により少ない信号取得が、「ほぼ同時」に行われると考えられる。代替の操作モードによれば、センサをシーケンシャル部位に移動させることができる。本発明は、現存のセンサ装置と共に使用することができる。

様々な商業的に入手可能な電極デバイスを用いて信号サンプリングを行うことができるが、特に有用な信号サンプリング用デバイスの実施例が図２乃至４に示されている。これらの装置は、個々に活性化又は非活性化する、あるいは、互いに対して移動する複数のセンサを使用している。これによって、センサのスペースを所望のように増やしたり減らしたりできる、適応性のある空間分解能を実現できる。広くスペースを空けたセンサは、広い視野を提供して、器官（例えば、左心房）の大きな部分についての律動を検査する。源のおよその位置がわかると、センサの構造を望ましく修正して、狭い視野でより高い解像度になるようにセンサのスペースを小さくする。源を治療するために集中した領域にエネルギィを当てるには、スペースを詰めたセンサ構成が好ましい。

適合空間解像度は、本発明の様々な実施例の重要な利点である。これは、物理的な移動センサによって達成することができる。図２は、同心らせん構造物（エレメント２００）を、信号検出用、及びいくつかの場合は、エネルギィ送出または治療薬送出用の複数の検出エレメント（電極又はプローブ）（エレメント２０５）と共に示す。このらせん構造物は、カテーテルの部分がシャフト（エレメント２１５）内部で非展開状態（エレメント２１０）を維持している時は、広くスペースが空く。アッセンブリの回転と前進が、より多くのプローブをチャンバ内に導入し、そのスペースを小さくする。図３は、調整可能なファンカテーテル形式である本発明のセンサカテーテルの別の実施例を、各々が複数のセンサエレメント（電極又はプローブ）（エレメント２４０）を含む複数の経路（エレメント２３０）と共に示す。このセンサエレメントも、信号検出用であり、いくつかの場合、エネルギィまたはその他の治療法送達用である。シャフト軸（エレメント２４５）に沿ってひねるあるいはねじる動きの組み合わせによって、図に示すように、この経路はより広くスペースをあける（エレメント２３０）か、より狭いスペースとなる（エレメント２３５）、すなわち、空間的に調整される。図４は、調整可能なコークスクリュー設計形式の本発明のセンサカテーテルの実施例を、先の丸い非外傷性端部（エレメント２７０）で終端している少数のスパイラル経路（エレメント２６０）と共に示す。図２及び３の設計構造と同様に、図４の経路は、複数のエレメント（電極又はプローブ）（エレメント２６５）を具えるものでも良い。コークスクリューは、シャフト（エレメント２８０）を操作することでシース内で前進または後退させて、コークスクリューのサイズおよび／又はプローブのスペースを増減させることができる。これらの設計を大きくしたり小さくしたりして、より大きいまたはより小さい器官（例えば様々なサイズの心房）に、または、ＡＦなどの律動源である肺静脈あるいは上大静脈を含む下部構造に合わせることができる。物理的移動は、医師が手動で、あるいは機械を用いて自動で行うことができる。発明者によって観察された心拍障害源の特性を考えると、センサは、心臓の一またはそれ以上の各チャンバの少なくとも約２５％の表面積から検知することが望ましい。これらの設計は説明のためのものであって、実際の物理的設計あるいは本発明のアプリケーションを限定するものではない。

各センサの最適な接触は、様々な方法でプロセスコントローラ７０によって適性をモニタすることができる。例えば、プロセスコントローラ７０は、検出した信号の振幅の安定性を介して、接触を検証することができる。代替的に、プロセスコントローラ７０は、ペーシングモジュール５０を調整して、電極２０−３０を通る信号を発し、誘発された応答の振幅を用いて接触を検証することができる。第３の代替例としては、処理モジュール７０が、安定した組織のインピーダンスを確認することによって、接触を決定することができる（例えば、ペーシングが不可能であるＡＦの場合）。別の代替例としては、軽度の外傷パターンを検査するように設計された、あるいは接触力を直接測定するように設計されたカテーテルを使用することができる。更に、カテーテル操作を、半自動的に、あるいは自動的に、または手動で、ロボットで制御することができる。

適合空間解像度も、電気的に達成することができる。この調整可能なセンサデバイスのセンサは、個々のセンサを活性化あるいは不活性化する電子制御システムに接続されている。これは、医師が器官の一の領域に焦点を当てたいだけである場合などには手動で行うことができ、あるいは、心拍源があるべきと決定された領域に焦点を当てるには、図１にある処理コントローラによって自動的に行うことができる。電子スイッチング装置は、センサと電子制御システム間に接続した個々のスイッチングを制御して、実際の数の増幅チャネルの使用を最大にする。これらの電子部品は、伝統的な（ワイヤ接続された）電極、光ファイバ、エッチングしたウエハ回路設計、生体センサ、化学センサ、薬物センサ、圧電センサ、赤外線センサ、患者に適合した光撮像、オプトロード、遠隔センサ、及びその他の設計、の様々な組み合わせによって具体化することができる。

電子スイッチングは時分割によって行うこともできる。多数の箇所を検出する必要があるが、検出チャネルの数は制限することができる。信号時分割で、少数のチャネルから多数の検出チャネルを記憶することができる。例えば、１０ミリ秒（ｍｓ）ごとにデータをとる、あるいはＡＦまたはＶＦ源の分析に十分頻繁にデータを取るが、信号は１ｍｓ（１ｋＨｚで）頻繁にサンプリングされる。このように、システムは位置１において３ｍｓの間、位置２及び３において、各々３ｍｓの間検出を行い、次いで、センサ１に戻って１０ｍｓ時点でこのサイクルを繰り返す。この方法で、３０のチャネルを用いて、９０の位置を検出することができる。ハードウエアまたはソフトウエアにおけるスイッチング時間に応じて適宜の構造を使用することができ、チャネル間でスイッチングするときのノイズ要因を考慮する。多重信号を光ファイバやその他のデバイスに送る、あるいは、ランダムアクセスメモリに信号を保存し、その後、オフライン分析を用いて各々を順に増幅し分析することを含めて、その他多くの方法を用いてチャネルの有効数を増やすことができる。

検出した位置の数は、様々な心臓の面に接触しているセンサの組み合わせを用いて増やすこともできる。例えば、心臓の心内膜表面上の電極は、心外膜表面上の電極や、おそらく心筋自体の電極（インプラント電極を介して）と相補であり、全体の空間解像度を上げることができる。このことは、壁が薄く、心外膜及び浸内膜電極が同じ領域をターゲットにしている心房において特に価値がある。心室、あるいは心房の壁が厚い領域では、異なる面が異なる情報を提供するであろう。

いくつかの好ましい実施例では、心拍障害の間に、器官内で順次移動する一又はそれ以上のセンサ（プローブ）を用いて検出を行うことができる。単一プローブを用いる場合は、各位置からの信号を、タイミング信号基準に対して整列させる。この方法は、「単純な」障害である限局性心房性頻脈や、心房細動といった、心臓内で律動が比較的規則的である場合に容易に適用される。しかしながら、この方法は、複雑な律動のＡＦまたはＶＦといった、心臓内で律動が不規則である場合、およそのガイドとして使用できるだけである。これは、より少ないセンサを要するという利点があり、源がスペース内でいくらか安定している場合に作動する。例えば、ＡＦは不規則であるが、活性化は、例えば肺静脈近傍などの特定の位置など、局在した源において規則的なことがある。

複数位置における順次の検出を使用する特に有益な一の実施例を、入手可能であればより多くのセンサを適用することができるが、二つのセンサ（臨床用４極子カテーテルの２つの２極子など）を有する移動プローブとしてここで説明する。各位置において、一のセンサが基準と考えられ、連続サイクル（心拍）の発症時間が基準である。第２のセンサにおける活性化時間の差を用いて、相対的タイミングを表示する。ここで、プローブが移動して、一のセンサが前に検出した位置の上になるようにする。第２のセンサは、ここで、新しい位置を検出し、複数の心拍についての相対的な発症タイミングを記録することができる。このプロセスを対象となる全領域について繰り返す。このプロセスは、複数位置間の相対的タイミングで安定性を取り込むので、各位置において観察された心拍間隔のタイミングの変化を用いて、可変性を確率良く再度取り込むことができる。

代替的なアプローチは、レート勾配及び／又はチャンバ内の組織を使用してその律動（ＡＦまたはＶＦを含む）をデータベースからの保存データと比較することである。連続する位置を検出した後、両チャンバにおける活性化レートを、様々な源（ロータまたは限局性心拍）と周辺部位におけるこの関係を示す保存されているパターンと比較する。エラーが最小であるアプローチ（最小二乗エラーなど）を用いて、源の位置を推定することができる。推定は、保存パターンのサブセットに対する類似性を基にして、アルゴリズム、発見的問題解決法、ファジイ論理、あるいはその他のパターン認識スキームを用いて、適宜、改良することができる。このプロセスは、反復して繰り返される。空間的に一致する源については、第２の及び連続する反復が、元の推定に精度を加え、推定した源に最も近い位置に焦点を当てることができる。

治療の送達は、センサデバイスのもう一つの特徴であり、これを以下に詳細に説明する。

モード２ 心拍障害の原因のコンピュータ計算
分析における第１ステップは、図５に符号４００−４６０で示すようなルックアップテーブルを用いて信号タイプを決定することである。このステップは、心臓（心臓病患者）、脳、呼吸器系、消化管、泌尿生殖器系、などから信号が立ち上がったかどうかを決定する。心臓病患者の場合、信号はＥＣＧ表面、心内膜、心エコー、あるいはその他の信号である。心内膜の場合、信号は更に、活動電位（単相性活動電位）、バイポーラ電気記録図、ユニポーラ電気記録図、あるいはその他に分類される。これらの信号のいくつかは、高品質の情報（例えば、心臓内の単相性活動電位記録など）を提供するが、その他はしない。低品質の信号では、源の位置を特定するためには、事前処理、フィルタリング、平均化、異なる時間とその他のコンピュータ計算ステップにおけるその患者のデータベースに保存されている信号との比較、を必要とすることが多い。

図６では、ステップ８００−８４０において信号を解析して、ルックアップテーブル（図５）における信号のタイプを特定している。これには、活性化の割り当ての開始と終了、図５のルックアップテーブルに示す信号タイプに依存する心拍間のインターバル（心臓拡張インターバル）が含まれる。ルックアップテーブルは、コンピュータ計算をするための各構成要素の個々の生理的役割に関するデータを伴う、包括的生体信号リストであってもよい。構成要素はレートに応じて変化し、心拍から心拍へと変動することがある。各信号成分は、正常あるいは異常な生理の個別の態様を反映しており、従って、心拍障害が生じる可能性を表示している。実施例は、ルックアップテーブルの範囲の限定を意図するものではなく、その他の筋肉（例えば、骨格筋、膀胱、消化管など）、脳、及び神経系からの信号を含むものでも良い。

次の分析ステップは、各検出した位置について、分析すべき生理学的信号を決めることである。目的は、結果としての信号が各位置における心拍障害に発生している実際の生理的活性化と回復を最も良く表わすことである。記録した信号が「クリーン」（信号対ノイズ比が高い）である場合、これは生理的信号である。信号にノイズがある場合は、生理的信号を顕在化するために、フィルタリングを行って、ノイズを低減することとその他のスキームが必要になる。このノイズスキームは、患者が数秒息を止めている間に記録する必要がある。心房心拍障害の分析には、心室活性化委（Ｒ−Ｒインターバルにおいて）の間で最も良く生理的信号が記録される。このことは、心拍数を遅くする薬剤を使用するか、ペースメーカなどの機器を埋めている患者では、ペースメーカの速度を遅くすることによって、心拍数を少なくした場合（Ｒ−Ｒインターバルが長くなっている）に容易になる。

図７のパネル６００−６７０は、コンピュータ計算法を用いて生理的信号を構築し、ノイズのある、あるいは低品質データによる制限を補償する、特に有用な実施例を示す。まず、各信号タイプ（パネル６００、６２０、６４０に示す、単相性活動電位、ＭＡＰ）のレートへの応答を決定する。これは、心拍障害にある場合、あるいは心拍障害がない場合（ペーシングによる場合など、モード６参照）にレートが変化する信号を検出することによって行う。レートに対する信号継続時間（ＭＡＰについて示されている）の応答が、パネル６１０、６３０、６５０に示されており、レートが上がり（すなわち、心臓拡張インターバルが短くなる場合）ＭＡＰが短くなることを示す。同じレートセットに対する応答は、患者が心拍障害である場合、及びない場合で変化する。図８の、パネル７００−７４０は、このことを示している。パネル７００における単一エキストラ拍動の送達を伴うペーシングの結果、ＡＦが開始するとすぐに、図６、パネル７１０に示す復帰プロットになる。しかしながら、数分後には、この復帰カーブは、パネル７２０−７４０に示すように変化する。

本発明で行っている一のアプローチは、各活性時間開始時間（パネル６６０−６７０）における生理的パターンを挿入することによって、「ハイブリッド」信号を作ることである。この生理的パターンは、時間の経過とともに記録した信号を平均化すること（中央心拍平均、あるいはその他の方法から、代数計算的に）、様々な位置（パネル６６０−６７０）における単相性活性電位から隣接位置における信号を平均化する（空間的平均化）こと、周波数、あるいは時間−周波数ドメインに存在するユニポーラ又はバイポーラ信号をフィルタリングすること、あるいはデータベース（図１、１６０）からの保存してあるパターンを用いることによって、得ることができる。保存してある信号を使用する場合は、これらの生理的パターンの期間を含む特性を、レート−応答（回復）挙動を用いてレートについて調整することができる。保存してある信号は、この患者から、同様の特徴を有する別の患者から、あるいは別の保存してある関係から、得ることができる。これらのプロセスは、個別の活性化、あるいは信号全体に適用することができる。

この方法によれば、時間の経過と共に各位置における活性化の生理的表示がおこなわれる。このことは、この方法によらなければ、最小侵襲性手順を行う間に患者の心拍で得ることが困難である。心拍障害以外のアプリケーションもある。例えば、この生理的パターンは、細胞の電離関数のモデルでもある。これによって、モデル細胞となる各センサにおけるこれらのイオン電流の関数で、各々の観察された活性化までの時間を図ることができ、患者の拍動している心臓における、カルシウム流出、カリウム電流、その他のプロセスのダイナミクスを調べることができる。更なる例によれば、この生理的パターンで、薬理学的リガンドのモデルであり、特別な薬理作用のある薬物に対する心臓の鼓動の挙動を調べることができる。消化管では、細胞ホルモン放出モデルを、各蠕動「拍」について調べることができるであろう。脳では、個々の脳波（非侵襲性の、頭皮上脳波を介して、あるいは、侵襲性の外科手術として）についての神経伝達物質又はエンドルフィン放出の既知の反応速度論が、様々な症状を理解し治療するのに役立つ。本発明を用いたてんかん症状の治療は、本発明の実施例の一つである。本発明は、心臓の鼓動あるいはその他の身体部分の律動の挙動を、放出、結合能力またはレート、または、身体中のこの薬剤のその他の作用と関連付けることによって、身体におけるこの薬理作用のあるまたは生物学的効果がある薬剤の効用を測定する方法を含む。

次いで、複数位置における生理的信号の活性化シーケンスから、活性化トレイルを決定する。この分析の最も簡単な形式は、各位置における活性化を時間でシーケンシャルに順序づけることである。別の実施例では、周波数ドメイン法、時間−ドメイン法、あるいは空間−位相法を用いて、心拍障害の原因を特定して、位置を突き止めることができる。周波数ドメイン法は、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換法、あるいはウエーブレット変換法、あるいは位相遅延法を含む。空間位相法は、ある位置で活性化を示す部位間の空間的相互関係を分析して、活性化トレイルを規定することを含む。

位相−空間法に関しては、公知の技術で、時間ポイントごとに位相φを各電極における信号に割り当てる。ロータ先端の正確な位置における位相は不明確であり、近くの電極の位相を合計した結果、２πの「位相跳躍」となる。このように、ロータの位置は位相の特異点に対応する。数学的には、これらの位相特異点は、

の閉曲線上の線積分を計算することによって見つけることができる。ここで、この線積分は、位相特異点を囲む経路ｌ上で行われる。電極からの信号は単一で観測可能であるため、位相の決定には、特別の注意が必要である。我々は、電極信号の品質に応じて、いくつかの異なる方法を用いる。

第１の位相−空間法は、電極からの信号に雑音がある、及び／又は、振幅が小さい場合に用いる。この場合、各電極の活性化時間が決定され、続いて、波面ダイナミクスの新たな分析が行われる。第１のステップとして、表面に作った細かな規則的格子を用いて活性化を補完する双線形補間スキームによって、プローブの空間分解能と活性化時間を高める。活性化、回復、及び心臓拡張インターバル情報を含む高品質の生理学的信号では、この結果、細微グリッドの各ポイントについて、時間トレースＶ（ｔ）を行うことになる。

活動電位の形状は心拍間で安定しているので、以下の方法で、膜電位Ｖから位相φまでのマッピングを規定する。このマップは、各Ｖの値に対して独自のφの値を割り当てて、可変位相の最大及び最小値が２πだけ異なるようにする。このマップの詳細な形は無作為であり、位相は、φ＝２π（Ｖ−０．５）の式で計算される。この可変位相の対応する時間トレースによって、信号の構造と位相が瞬時に図８（パネル７１０−７３０）のようになる。

位相マップが構成されると、この方法で、各時間について、正方形を作るグリッドスペーシングによって分かれている（位相電荷法）微細な規則的グリッドの４つのすべての点について位相が合算される。結果は、ゼロに等しくなく、位相特異点とロータの存在を示している。この分析は、更に、波面トラッキングによって支援される。これらの波面位置を、規則的な微細グリッドを用いて、Ｖがしきい値と交差する場所と時間を正の導関数ｄＶ／ｄｔで求めて計算する。微細な規則的グリッドのｘ及びｙ方向に沿ってこの計算を行い、グリッドポイント間で線形補間法を用いることで、波面にあるポイントセットができる。

次いで、これらのポイントをつないで波面を構築する。同様の分析を位相について行い、ここで等位相ラインを追跡する。次いで、各時点について、グレイスケールまたはカラースケール、波面を表わすライン、同様の位相を表わすライン（等位相ライン）、及び位相特異性を配置したシンボルを用いて、膜電位の値をプロットした二次元視覚表示を構築する。この視覚的支援は、本発明のプロセスとシステムの結果を説明するにあたって、実行者にとって大きな利点となるであろう。この波面を表わすラインの交差と等位相ラインは、位相の特異性を表わしている。位相の特異性は、コア領域を表示するものであり、従って、ロータ位置の特定に用いることができる。

位相変換をおこなって、通常、局在化領域から発する遠心力源として、ＡＦの限局的拍動を表示することができる。限局的拍動は、以下の３つの基準を満たす位置によって特徴づけられる：１）拍動の活性化時間が周辺位置より早い；２）この領域が、特定の時間、以前、不活性（心臓拡張期）であった；３）活性化の連続的な広がりが、コア領域から半径方向に広がっている。これらの３つの基準を認識して、本発明はこれらの源を自動的に見つけ出す。このアルゴリズムは、まず、４つの最も近い位置と、４つの次に近い位置の前方に活性化時間を表す位置を決めて、これらを潜在的な限局性源としてマークする。次いで、潜在的な限局性源を囲む位置における活性化時間を決定する。これらの位置の活性化時間が、周辺電極よりも早い場合は、その潜在的な限局性源が確認され、マークされる。これらの部位は、上述した我々のプロット技術を用いてプロットされ、実行者がこれらの源を位置決めして読み取るのを支援する。

代替的に、周波数ドメイン法を用いることもできる。心拍障害の間の、記録された信号、または、フィルタリング、ノイズ低減、及びその他の上述した戦略を行った後の信号である生理的信号について、いくつかの方法を使用することができる。

このような方法の一つは、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換である。Ｈｉｌｂｅｒｔ変換は、信号の負の周波数の位相をπ／２だけ、正の周波数の位相を−π／２だけシフトさせる。このアプローチでは、信号の位相φの決定は、電圧のＨｉｌｂｅｒｔ変換に対する電圧をプロットすることによって行われる。特に有益な実施例では、トレンド除去アルゴリズムを適用して、活性化時間における電圧（最大ｄＶ/ｄｔ）をゼロに設定する。Ｈｉｌｂｅｒｔ変換を用いて、トレンド除去信号の位相面を構築する。すべての位置におけるＨｉｌｂｅｒｔ変換は、生体表面の上にできた微細な規則的グリッドの上に亘って補間される。次いで、電圧の状態空間プロット対Ｈｉｌｂｅｒｔ変換から、位相を計算する。再び、上述した位相電荷法を用いて位相の空間的配分を分析して、リエントラント波の先端にあるような、位相の特異性（波面の端部）に関連する位相の特異点の位置を突き止める。上述したものと同じ技術を用いて活性化波面を構築する一方で、ゼロ位相の等値線も追跡する。ヒトの心房に用いた我々の方法の一例を図１２に、要素１０３０と１０４０に示す。この図は、周波数ドメイン法を用いて計算した左心房におけるロータを示す。

もう一つの有用な方法は、遅延時間組み込み法を用いて信号の位相を決定することである。この技術は、固定遅延時間τとオフセットＶ^＊について、Ｖ（ｔ+τ）−Ｖ^＊ ｖｓ．Ｖ（ｔ）−Ｖ^＊をプロットすることからなり、この結果、各時点と各位置について、位相φの値が得られる。実際は、この遅延時間とオフセットは、τとＶ^＊についての異なる値を用いていくつかの位置のこれらのプロットを調べた後に、実施者によって決定される。最適値は、クロス（位相について非独自の値を引き出す）しておらず、原点（最小及び最大位相が確実に２π異なる）を丸で囲む起動を引き出す。信号と位相の両方が、生体表面にできた微細な規則的グリッドの上に補間される。次いで、結果としてできた位相マップを調べて、位相の特異点を見つけ、上述したように波面を追跡する。

信号の位相決定に用いる更なる有益な方法はウエーブレット変換法である。このウエーブレットの実際の形は可変であり、一例では、Ｈａａｒウエーブレットを含む。各位置についてウエーブレット変換を計算する。ウエーブレットによって、多重周波数分解能で信号を見ることができる。このことは、特定の周波数の（あるいは周囲数帯の）不要なノイズをフィルタリングすることができる。このやり方では、電圧の位相シフトウエーブレット変換に対する電圧をプロットすることで、位相変換を達成できる。位相φが計算されると、双線状補間を介してグリッドの不純物を取り除くこと、位相特異点を見つけること、波面を追跡することを含めて、上述したように処理を行う。

心拍障害の間、急速に律動する部位の器官内位置、あまり規則的でない部位に囲まれた非常に規則的な部位の存在、変化する信号形状と反対の、連続する信号の安定した心拍間隔（形状）の存在、特定の心拍障害（ＡＦにおける肺静脈、ＶＦにおけるＨｉｓ−Ｐｕｒｋｉｎｊｅシステムなど）に関連するとして知られている身体特徴に近いもの、あるいはこれらの組み合わせ、といったその他の情報も、源を特定して位置を突き止める助けになる。

いくつかのタイプの活性化トレイルの結果、心拍障害の原因の様々なタイプについて、対応する識別可能なサインパターンができる。活性化シーケンスが中央「コア」領域周辺で周回している活性化トレイルをロータと呼ぶ。コア領域から半径方向に出ている活性化トレイルを限局性拍動（または、反復限局性活性化または拍動）と呼ぶ。もう一つの活性化トレイルのタイプは分散パターンであり、このパターンは、局在化した源が明確に認識されない。特に有益な実施例では、このような場合、追加の位置で、あるいは追加の期間、信号検出を繰り返す。心拍障害の原因の局在化は、コア領域の位置と、この領域からの追加の活性化に基づいている。いくつかの実施例は、このコア領域を直接認識する。例えば、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換と直接位相割当法では、このコア領域を、分析の実部分と虚部分が交差する部位として認識する。逆に、本発明の直接に順序付ける方法では、コア領域を視覚的に、あるいは分析的に表示する。

パネル１４００−１４９５で参照される図１０は、心拍障害の主な原因をおそらく表示している源を、最適に認識し、位置を突き止め、選択するプロセスについて述べている。一の特に望ましい実施例では、この障害の源の予想マップ１４８０が構築される。このことは、各検出した位置が、その他の検出した位置に対して、心拍障害の原因を隠している可能性を示している。より高い相対的確率が、コア領域がより長い期間（または、より多くの回転、あるいは心拍数）維持されている部位に割り当てられており、ここでは、ヒトのＡＦにおける肺静脈など心拍障害の高い可能性がある既知の領域近傍にある源、時間の経過に伴い移動が少なくなる源、ロータ対限局性心拍型の源について、より少ない同時発生した源が認められる場合、活性化速度がより速く、活性化速度がより組織化されており、組織周辺で１：１の態様で活性化し（したがって、電気記録図にリンクしている）、組織の位相がより大きな領域で活性化する（従って、空間定数が大きい）。一の特に有益な実施例では、データベースに保存されている例と比較した後に可能性が割り当てられ、この比較は、段階的多変数比較の形で行うことができる。制限されている場合、すなわち、単独電気ロータであり、全器官を直接活性化する空間的に固定されている源は、定義によれば、この心拍障害の主な原因である。

活性化トレイルの代理物（サロゲート）も存在する。より少ない位置からのデータと、より短いあるいは詳細な記録を用いて、あるいは心臓内からではなく、ＥＣＧなどのその他のリソースからの情報を用いて、本発明によって提供される認識と位置決めを概算するデータがある。このように、サロゲートによれば、活性化トレイルを直接測定する分析に比較して、より少ない数のセンサ位置を用いて活性化トレイルを概算できる。単独で、あるいは組み合わせて用いるこれらのサロゲート、心拍障害の間急速に拍動する部位、あまり規則的でない部位で囲まれている非常に規則的な部位の存在、変化する信号形状と反対の連続する信号についての安定した心拍間隔（形状）の存在、振幅が特に低い信号、各活性化が非常に長い信号、特定の心拍障害（ＡＦにおける肺静脈、ＶＦにおけるＨｉｓ−Ｐｕｒｋｉｎｊｅシステムなど）に関連するとして知られている身体特徴に近いもの、あるいはこれらの組み合わせも、源を特定して位置を突き止める助けになる。

サロゲートはＥＣＧから検出することができ、従って、患者の治療手順またはガイドの企画にも使用される。規則性があり、高レートの領域、特に規則性とレートがより低い領域で囲まれている領域についてのＥＣＧのベクトル解析は、源がある心臓内の位置を示している。

図１０、パネル１４００−１４９５は、源を特定し位置決めするアプローチを要約したものである。パネル１４００−１４５０は、原因を特定するのに十分なセンサ分解が存在するか否かを決定する。従属度に関する基準には、波面計算における非連続性の欠如、コア領域の位置におけるジャンプの欠如、及び、約１ｃｍを超えない絶対センサスペース、が含まれる。これは、ヒトの心房においてはリエントリ波の最小外周が２ｃｍより小さく、ヒトの心室においてはこれより大きいという計算に基づく。次いで、パネル１４６０−１４９０で、最適化した検出データと検出データを組合わせて使用して、源を計算しており、この源は次いでパネル１４９５で処理される。本発明は、フィルタをかけたあるいはフィルタをかけていない臨床データ、この患者とその他の患者を含むデータベースからのデータ、あるいは、分析すべき信号と、分析結果を表わすコンピュータで計算した予測値の幅広い使用を含む。更に、現存する患者から得たデータ、信号処理方法、数値的方法、及びデータベースからの保存されている信号のハイブリッド使用が本発明のプロセスとシステムの主な利点である。特に、ヒトの心房または心室からの高分解能生理的データは、不可能ではないにしても、心臓手術を行うことなく、臨床電気生理学的研究で得ることは非常に難しい。

上述のアプローチはすべて、ＶＦを含む複雑な律動に適用することができる。もちろん、これらのアプローチは、解剖学的障害物周囲のリエントリや、瘢痕組織に固定されたロータ（心房細動など）「単純な鼓動」にも適用することができる。

これらの本発明のプロセスは、インプラント可能なデバイス、携帯可能な歩行器、腕時計サイズのデバイスなど小型部品、並びに電気生理学実験室に見られる大型コンピュータを用いて非常に高速で動作し、リアルタイムでの、またオフラインでの分析に適したソフトウエアに実装してもよい。

モード３ 心拍源に関するデータのデータベースへの保存
心拍障害の源についてのデータは、データベース１６０に保存することが好ましい。これは様々な患者の源を分類する、単一の患者の源を認識する、あるいは患者が同じあるいは異なる源に戻るかどうかを確認するのに有益である。データベース内のデータは、従って、同時に発生した源の数、レート、時間の経過に伴うレートの変化可能性、器官、その源によって活性化が直接生じている生体器官のサイズ（空間定数）、位置、この位置が時間の経過につれて移動するかどうか、源が検出された時間における心臓の複数領域なにおけるレート（ＡＦの間の左右心房のレートなど）、及び各源のアブレーションに対する反応を含む、上述した特徴を含む。

データベースに保存すべき追加の情報は、性別（男性／女性）、年齢、体重、身長、糖尿病の有無、血圧、心房サイズ、心室サイズ、心房又は心室の瘢痕領域、左心室駆出率を含む群から選択した、一又はそれ以上の要因を含む。

特に有益な実施例では、追加のケースからの新規の源の位置決めに基づいてＡＦ源のデータベース１６０が連続的に更新される。このことは、新しい患者を診る医師が、既に保存されているパターンにこの新しい患者を合致させるソフトウエアエキスパートシステムを使って源の位置決めを行うのに役立つ。

保存する源データは、現在のデータに一致させるために分析され、上記の変数を用いてマッチングさせる。データの整合性の厳しい基準に合う生データのみが組み入れられ、その他のデータは拒絶される。データの整合性が確実になると、データベースにデータを加えて、将来の患者の位置決めを改善する。

本発明とデータベースインターフェースは、現データと保存してあるデータを比較するエキスパートシステムを含むものでも良い。最も近い合致に基づいて本発明における論理により、更なる心拍源または追加の特徴を調べるべきか、及びこの心拍源が保存してある情報に基づくものであるかどうかを決定する。これは、様々な保存されているパラメータに対する「適合度」を用いる。実際には、検出した位置の数が時間的制約によって制限されており、多くのセンサ位置が次善のデータを提供し、従って、実際の検出した分解能が限定され、本発明者は、多くの患者が同じ現位置及び特徴を示すことを観察してきているので、この機能性は含まれている。

医師は、上述の情報を含む中央に位置する固定データベースからデータベースの更新を定期的に入手することができる。医療情報の携行性に関する法律（ＨＩＰＡＡ）によって禁止されている患者の名前、地理的位置、診療データ、またはその他の事項に関する情報は含まれていない。このデータベースは、遠隔位置に維持されるが、ワイヤ通信、ワイヤレス通信、ＣＤ、ＤＶＤなどの電子メディア、及び固相保存デバイスによって電子的に入手可能である。

モード４ バイオリズム障害源の表示
本発明は、バイオリズム障害の特定、位置、及び上述した特徴を医師に通信する方法および装置を含む。これは、視覚表示手段、典型的には、コンピュータモニタ上の図形表示、あるいは心臓解剖に関連する源を示すプリントアウト、または、その源願ある位置及び／又はセンサ部位の基本的テキストライン概要を含む。

バイオリズム障害の特定、位置、及び上述した特徴を医師に声で知らせる聴覚ディスプレィを使用しても良い。一の実施例では、これは、分析の成り行き自体よりはむしろ分析の結論あるいは概要を含むであろう。

モード５ バイオリズム障害の原因の治療
律動障害の原因を検出して診断するのに用いる本発明のプロセス及びシステムに加えて、本発明は、バイオリズム障害の源を治療して、この律動障害を修正、改善あるいはなくすデバイス及び方法を含む。

この源の治療は、高周波アブレーション、凍結エネルギィ、マイクロ波、あるいはその他の源を含む有益な技術を用いることができる。修正には、細胞治療（幹細胞を伴うものなど）、遺伝子治療、薬剤送達、心臓内あるいは心臓外のデバイスで送達したイオン化又は非イオン化放射線、あるいはその他の治療介入を含む。

治療を送達して、原因を変更する。心房性頻脈や心房細動などの単純な心拍障害では、エネルギィを直接適用してこの原因を取り除く。ＡＦなどの複雑な律動障害では、エネルギィを適用して、源をアブレーション（破壊）する、その源と残りの生きている心室との間胃の組織を破壊して源を孤立させる、あるいは、異なる源の間の相互作用を変更する。後者の形の治療は、非常に新しい治療であり、本発明者による実験で非常に有効であることが示された。変更は、統計学的に行うことができる。

特に望ましい実施例では、律動障害の特定され、位置を突き止めた原因のコア領域をターゲットとして、この原因を取り除いて心拍障害を治療することを意図して、治療がおこなわれる。これは、この障害の一以上の原因を特定し、位置を突き止めて、治療するよう、順次に適用することができる。

代替的に、周辺組織から源を切り離す目的で、源のコア領域近傍位置をターゲットにして治療を行っても良い。

代替的に、確実な治療をより容易に行う組織へ向けて源を移動させる目的で、源のコア領域近傍位置をターゲットにして治療を行っても良い。例えば、源が組織の厚さその他の解剖学的な要因でアブレーションが困難な位置にある場合、源の位置側部におけるアブレーションによって源をより薄い組織、あるいは解剖学的要因によってアブレーションがより容易である位置に移動させることができる。

代替的に、源の移動を防止して源を区分化する目的で、源のコア領域近傍位置をターゲットにして治療を行っても良い。

代替的に、源を維持できる組織塊を減らして、終結させる目的で、源のコア領域近傍位置をターゲットにして治療を行っても良い。

治療は、心臓内の、心外膜面上の、または、例えば図２乃至４にあるようなここに含まれる複数電極カテーテル設計のうちの一つにある電極へカテーテル（図１、エレメント２５）を介して送達されるアブレーションの形で行っても良い。

分散した活性化トレイルが見られる場合は、特定が難しい源がある位置がまずターゲットとなる。ＡＦの患者では、このような部位に、肺静脈や、その他の胸静脈、及び心房付属機関が含まれる。従って、まず肺静脈を分離して、次いで、臨床的に疑わしい場合更なる部位に治療を行う。次いで信号検知を繰り返して、原因を特定して、位置を突き止める。

特に好ましい実施例では、複数センサカテーテル（図２乃至４）が、アブレーションの形で治療を送達できるアッセンブリを具える。この実施例では、源がある位置にあるセンサが活性化して、アブレーションエネルギィを送達し、源を変形したり、取り除いたりする。

このシステムは、固定位置と同様に、空間的遺伝子座に治療を送達することができる。このシステムでは、治療を行っている間常に源のコア領域の位置が分析されている。アブレーションエネルギィなどの治療は、様々な位置と潜在的な複数位置に向けられて、源の移動を封じ込めている。類似性とは、源を一つの位置に維持するために、移動する源の周りのアブレーションを行った組織で「フェンス」を構築することである。これは、前記アッセンブリのポールの複数のセンサに同時に治療の送達（アブレーションなど）を行うことを必要とする。このプロセスは、律動が終了するか、遠隔の源が優勢になるまで続けられる。

本発明は、心臓を直接露出させている手術室において外科的に行われるターゲット治療に適している。これは、最小侵襲的アプローチかあるいは、伝統的な開胸心臓露出を介している。電極、ソック、プラークまたはその他の装置の記録の選択は、外科医の裁量によるものであり、治療の方式を変更するものではない。

代替的に、この調整は、組織を刺激すること（ペーシング）によって適用できる。ペーシングを行うには、プロセスコントローラ７０がペーシングモジュール５０を調節し、心臓内の電極２０−２５、身体表面の電極３０、あるいは食道１５０からなどその他の場所の電極を用いて、心臓を刺激する。電極コントローラ４０は、ペーシング前、ペーシング中、及びペーシング後に電極からの信号を受信する。ペーシングを用いて心拍を上げ、余分な心拍を導入する。

代替の実施例では、アブレーションを行うあるいは心臓の神経を刺激して、源を変性するか取り除くことができる。このように、源が心臓の神経節叢の位置にある場合、このような位置のアブレーションまたはペーシングを行って、源を変形することができる。

源を変形させるあるいは取り除いた後に異常な律動が終了したら、律動を再始動させる試みを行うことができる。心拍障害の場合、これは、非常に急速なペーシング、イソプロテレノールの投与、あるいはその他の介入を含む。次いで、本発明の全アプリケーションが繰り返される。

異常な律動が始まらなくなったら、医師は裁量で潜在的な源となりうる更なる領域を変形させる。この情報は、データベース内に保存されているデータから直接入手することができ、同様の分類がなされている患者を、現患者にマッチングさせる。

モード６ 非リアルタイムでのレビューモード
重要な動作モードでは、本発明を非リアルタイムの、オフライン分析態様で使用する。このレビューモードを、以前の電気生理学的研究といった時を改めた個人からのデータに、別のデバイス（埋め込んだペースメーカ、あるいは除細動器）または以前に失敗したアブレーションからのデータに、適用することができる。これを用いて、以前の手順からの結果をレビューしたり、本発明の適用を考える前の患者からのデータをレビューしたり、あるいは、同じ患者が、現在、律動障害について同じあるいは異なる源を提示しているかどうかを評価することができる。

まず、データベース１６０内に保存されている電気図からプロセッサコントローラ７０へ信号をアップロードする。このデータベースは、複数の患者についてのデータを保存しているマスターデータベースであっても、患者を特定したデータベースであっても良い。データの保存と取り出しは、信号の種類によって実装できる。保存された信号は、別の源から、分類された源から、Ｓｔ Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ社のＥｎｓｉｔｅ ３０００又はＮａｖＸから、またはＢｉｏｓｅｎｓｅ−Ｗｅｂｓｔｅｒ社のＣａｒｔｏからといった、コンピュータ計算されたあるいはバーチャルな信号から取り出すことができる。また、別の個人から信号を取り出して、同様の情報と心拍障害を有する患者からのデータベースを尋問するようにしても良い。

別の非リアルタイムモードでは、患者が心拍障害にない時に得たデータを本発明で用いて、律動障害の源を特定し位置を突き止めるようにしても良い。このことは、例えば、手順を行う時に心拍障害が観察されず、従来の方法を用いても心拍障害が始まらない場合に有益である。このモードは、チャンバの生理的特性を用いて、心拍障害時に源／原因があるであろう位置を推定する。このような位置には、活性電位期間回復の最大スロープが＞１である部位、再分極信号形状または期間に心拍間のオスシレーションが観察される部位、あるいは導電速度回復が広く、限界率において導電速度が遅くなっている部位が含まれる。

好ましい実施例では、回復を測定するには、図１のエレメント９０に示すように、各位置において、広い範囲での速度についての信号を検出する必要がある。これは、ペーシングを使用して達成される。この場合、プロセスコントローラ（図１、エレメント７０）がペーシングモジュール５０を調整し、心臓内電極２０−２５、身体表面電極３０、食道の電極１５０、あるいはその他の電極を用いて心臓を刺激する。広い範囲での速度、特に、速い速度ほど、回復を分析する信号のデータ範囲はより包括的になる。ペーシングがオプションでない場合、本発明は、その他のオプションを用いて心拍レートを上げるか、データベースからの保存情報を使用するよう、ユーザを促す。

この実施例では、図５に示す信号の各成分について、各レートでレート応答（「回復」）カーブを作る。例えば、このステップは、単相性活動電位期間（位相０から位相３）がレート（ＡＰＤレート回復）によってどのように変化するかをコンピュータで計算できる。心房ＡＰＤ回復の例が図５、６に示されている（アイテム６００−７２０）。サンプル心臓レートの範囲を大きくするためにペーシングを用いることで、各生体信号のレート応答の包括的な評価を提供する。

図７、符号６００、６２０、６４０は、有益な実施例を示しており、ここでは、左心房４２０のヒトの活動電位の記録が本発明者によって行われ、各電位が、減極（位相０）、再分極（位相１−３）、位相２の振幅、及び活動電位期間（位相０から位相３までの時間インターバル）を含む高品質情報を提供している。位相４は、一回の心拍と次の心拍との間のインターバルを示している。本発明は、ＡＰ期間（位相０−３の時間）や、ＡＰ位相ＩＩ振幅に焦点を当てて、複数成分のレート応答（回復）を検出することができる。

符号４００（図５）はＥＣＧである。これは心房内成分（Ｐ波及びＰＲインターバル）と、減極（ＱＲＳコンプレックス）と再分極（Ｔ波）を含む心室成分を含む。心房については、本発明は、Ｐ波期間がレートによってどのように変化するかを、図７、６００−６５０に示す分析を用いて記録する。心室については、本発明は、ＡＰＤレート挙動（回復）の測定と同様にＱＴ期間がレートによってどのように変化するかを記録する。個々のＱＲＳコンプレックスは、最も大きい正のスロープまたは負のスロープのポイント周辺の電気図を整列させる方法、そのピーク値、又は、最小二乗法の差、あるいは取り出した信号に基づくマトリックスを含む方法を含む、いくつかの円柱技術のうちの一つを用いて整列している。Ｔ波が認識されて、同様に整列する。心房活性を考慮して、間挿インターバルに置くようにする。

この信号がユニポーラ電気図である場合、アナログ形式でも分析される。各信号は、波形、並びに期間について分析される。図５、アイテム４３０−４４０は、ヒトの左心房４３０と左心室４４０の双方からのユニポーラ電気図と、活性化回復インターバルとして集合的に測定された減極及び再分極、単相性活動電位期間のサロゲートを示す。本発明は、レートについての様々な成分の調整を決定する。

信号は、バイポーラ電気図（アイテム４５０、４６０）であっても良く、本発明は、各成分についてのレート応答を決定する。

代替の実施例では、ＥＣＧと電気図データをアナログ態様で分析用にデータベース１６０からアップロードして、上述したリアルタイムモードの操作を行う。データベースからのデータは、同じあるいは別の患者からのものでも、任意に記録されたものでも良く、任意の取得システムを用いたものでも良い。

ＡＦでは、ＭＡＰ回復が、ＡＦでない場合のＭＡＰからのものと異なることがある。図８、エレメント７００は、ペーシング後のＡＦの開始を示している。エレメント７１０は、ペーシング中のＭＡＰ回復を黒で示している。ＡＦ開始直後（赤い点）、ＡＰＤは以前に得られたＭＡＰ回復を追跡する。しかしながら、これは、より長く続くＡＦに当てはまるものではない。エレメント７２０、７３０及び７４０は、長く続くＡＦの患者を示しており、この患者では、ＡＰＤ回復はＡＦの前のペーシングで得たものと異なる。

従って、今回または以前にＡＦの患者から得た、あるいはこの患者又はその他の患者の保存してあった、あるいは信号処理及び分析用にフィルタをかけた、あるいはコンピュータ処理をしたＡＰＤからのＡＰＤ回復を使用することは有益である。

連続的な心拍障害の間に源が生じる位置は、ここで、これらの分析から予測することができる。単相性活動電位について言えば、ＭＡＰＤレート挙動（回復）の最大スロープが＞１であるところの部位が、ＶＦまたはＡＦの原因のすぐ近傍にあることがある。心拍障害開始が非常にありそうなその他のインデックスには、幅広い導電性のレート応答（回復）が含まれる。このような動的導電部位の緩慢は、心拍障害の原因がある部位を示すことがあるからである。

エネルギィ発生器７０を活性化して、アブレーション電極２５を介して、破壊エネルギィ（無線周波数、冷凍アブレーション、マイクロ波照射）を適用することができる。この電極は心臓内でオペレータが手動で移動させることができる。これは伝統的なアプローチであり、あるいは、ロボット又はコンピュータを用いたガイダンスで遠隔で行うことができる。

ここに述べたシステムの実装は、広い意味でデジタル信号処理技術に基づいている。しかしながら、この技術分野の当業者は、デジタル技術をアナログ信号処理に容易に適合させることは自明である。

本発明の様々な特徴を以下の特許請求の範囲に述べる。

本発明を特に好ましい実施例に関連させて述べたが、これは、特許請求の範囲によって規定される本発明の精神の範囲に含まれる、代替例、変形例、均等物をカバーすることを意図している。

４７歳男性のＡＦ原因の特定と位置決め
図１１、パネル９００−９１０は、代表的な患者である、５年以上の持続性心房細動（ＡＦ）がある４７歳の男性を示す。この患者は、心臓の症候性ペーシングが続いており、アミオダロンを使った様々な治療とその他の適切な治療の代わりに、また、ＡＦの以前のアブレーション術にもかかわらず、病院の緊急ルームを訪れて治療を受ける必要があった。彼の症状の重大性を考え、この患者は更なる評価とアブレーションを行うために、電気生理学研究所に戻ることを選択した。

図１１、パネル９００−９１０は、電気生理学的研究を開始したときの、ＡＦの間の右及び左心房からの信号を示す。ＡＦサイクル長（連続する活性化開始時間の間の時間）が非常に短く、右心房では最初の二つのサイクルで１７２ｍｓと１６５ｍｓであり（パネル９１０）、ＡＦには典型的であるが、変化する。特に、信号は、普通にあることであるが、右心房（高位右房「ＨＲＡ」；側部右房「Ｌａｔ ＲＡ」；後部右房「ｐｏｓｔ ＲＡ」）よりも、左心房（「ｐｏｓｔ ＬＡ」）と冠状静脈洞（近位冠状静脈洞「ＣＳＰ」；遠位冠状静脈洞「ＣＳＤ」）において形状がより断片化し、非組織化されていた。

これらの所見は、一般的には左心房に対してアブレーションを導く。この場合の典型的な手順は、肺静脈近傍でのアブレーションと、分離確認によって開始し、次いで、（ａ）断片化した電気図の左心房部位、ルーフにおける線状アブレーション、僧帽弁輪における線状アブレーション、その他の線状アブレーション、次いで、（ｂ）断片化部位とカボトリクスピド峡部を含む右心房アブレーションを含む部位において選択した追加のアブレーションを行う。この提唱された手順は、約２−３時間かかり、ＡＦが終了するチャンスは、＜５０％である。このことは、手順の終了時に、正常な律動を維持するために電気的除細動が必要であることを意味する（Calkins, Brugada et al. 2007）。

この公知のアプローチを用いるのではなく、本発明の方法と治療を適用する。６４本のセンサ（電極）を含むカテーテルアセンブリを、大腿静脈を介して右心房に挿入し、中隔を超えて穴をあけて患者の左心房へ挿入する。これらの電極は、記録システムにワイヤケーブルを介して接続されており、ＡＦ間の各センサの信号を回収する。これらの信号を、デジタル形式に変換して、コンピュータプログラムに入力した。各センサにおいて２秒間のＡＦの間、活性化開始時間が記録された。この患者では２秒間としたが、これより長いあるいは短い時間を用いても良い。好ましくは、１秒またはそれより短い時間を用いることができる。代替的に、ミリ秒としても良い。次いで、各センサ位置における活性化開始時間を時間でシーケンシャルに順序づけた。保存してある活動電位トレースを用いて、各センサの活性化開始時間におけるこのトレースを挿入して電子写真（電圧時間系）を作った。最後に、直接位相割り当て技術を用いてコア領域を特定した。活性化トレイルは、活性化シーケンスがコアの周りに展開しているのであれば、これらの活性化シーケンスのコア領域に対する関係によって直接的に表示され、次いで電気ロータが検出されこれが原因であると考えられる。しかし、活性化シーケンスがコア領域から半径方向に広がっている場合は、限局性拍動が検出され、これが原因であると考えられる。医師のレビュー用に、結果がコンピュータモニタ上にアニメーションとして表示された。

活性化トレイル（図１２、パネル１０３５）は、電気ロータをこの男性のＡＦの原因として顕在化させた。図１２のパネル１０００で、活性化開始時間がみられ、１０ｍｓ（青）から２００ｍｓ（赤）のカラーコード化された時間で右心房のコア領域の周りに展開しているのがわかる（パネル１０１０）。左心房には局在化された原因は見られなかった（パネル１０２０）。パネル１０４０は、組織が消極（活性；赤）と再分極（非活性；青）である時間の３枚のスナップショットに見られるように、同じロータを異なる形状で表示している。時間の経過順にみると（左から右）、これらのスナップショットもコア領域（ロータ）の周囲に展開している活性化シーケンスを追跡している。このコア領域は、周りを囲んでいる心房のほとんどすべて（常に大きなスペース）について電気活性を制御する唯一の源であったため、原因である可能性が高い。

臨床的には、この電気ロータが右心房にあることは驚くべきことであった。右心房のロータ部位は、高スペクトルの優位周波数を示さないだけでなく、低振幅分割信号も示さず、通常、特定されずあるいはアブレーションのターゲットにならない。

図１２、パネル１０６０に赤い点線で示す部位において、右心房のロータコアに直接アブレーションを開始した（パネル１０５０）。注目すべきことに、エネルギィ送達の３０秒以内に、ＡＦが２２７ｍｓサイクル長まで遅くなった。図１０、パネル１０５０に白い点線で示す、続いて行ったすぐ隣の部位のアブレーションは更に、図１３に示すように、６分間のアブレーションで、ＡＦが洞律動になるまで、ＡＦを下げた。図１３、パネル１１００乃至１１２０では、ＡＦが止まるのが見られ（パネル１１１０）、次いで正常な洞律動が回復した（１１２０に示す）。この時点において、パネル１２１０が心房の捕捉を伴う高速ペーシングを示し、パネル１２２０がＡＦの誘発を示しておらず、パネル１２３０がペーシング終了後の洞律動を示している図１４に見られるように、高速ペーシングといった通常の技術を用いてＡＦが再開することはなかった。

この結果は、広く経験的に適用されている非常に長いアブレーション（心房の３０−４０％）の後、通常ＡＦが生じることを示しており、永続性のあるＡＦの終結がめったに見られない現在の技術状況に比較すると、パラダイム変化である。反対に、我々は、心房の約２−３％より少ないアブレーションで実際にＡＦを低減し、実際に終結させた。一の部位のみにおいてアブレーションを行うことは、永続的なＡＦにおける推測を特定し、即時のＡＦの低減と終結を見ることは公知でなく、これまでに行われていない。

ＡＦの原因の特定と局在化のその他の例
７７歳の男性が、心房細動（ＡＦ）のアブレーションを示していた。彼の病歴は、複数の抗不整脈薬剤ではなく、発作性ＡＦであり、若干肥大した左心房（直径４５ｍｍ）と、正常な左心室駆出分画率（５８％）に注目すべきであった。侵襲性の電気生理学的観察において、上述した通りカテーテルを心房に挿入した。本発明を、複数のセンサに適用した。図１５、パネル９００は、下側肺静脈近傍に電気ロータの形の局在化した源を示している。左から右へ（時間の経過に沿って）パネルを調べると、暖色（赤）で示す消極化した（活性化）組織が、左下側肺静脈の内側唇上のコア領域周囲に時計回り方向に展開していることを示している（黒いくびれた形のアウトライン参照）。この部位におけるアブレーションが、ＡＦを即座に終結させた。

持続性ＡＦの４０歳の患者が、アブレーションを示していた。このＡＦは、フレカイニドと、その他の抗不整脈薬剤に対して耐性があり、この患者の左心房の直径は５２ｍｍであり、左心室駆出分画率は６９％であった。侵襲性の電気生理学的観察において、上述したように、心房にカテーテルを挿入した。本発明を複数のセンサに適用した。図１５、パネル９１０は、左心房の後部壁に電気ロータ形状の局在化した源を示している。再び、左から右へパネルを調べると、活性化した（消極）組織が、肺静脈の間の左心房の後部壁上のコア領域周囲に反時計回り方向に展開していることを示している。この部位におけるアブレーションが、ＡＦをなくした。

発作性ＡＦと重篤な症状の５６歳の患者が、アブレーションを示していた。いくつかの抗不整脈薬剤にもかかわらず、ＡＦが続いていた。この患者の左心房は、中程度に肥大していた。侵襲性の電気生理学的観察において、上述したように、心房にカテーテルを挿入した。本発明を複数のセンサに適用した。図１６、パネル１６１０は、肺静脈にはないが、肺静脈の間の左心房に局在化した源の出力を示している。この源は、持続性であった（パネル１６２０）。パネル１６３０において、活性化トレイル（１６３０）がこの部位から半径方向に広がる活性を示している。パネル１６４０では、左心房の活性化が細動（乱れた）であることが見られる。この限局性拍動の原因にアブレーションを適用して、ＡＦが急激に終結した。このことは、この患者における肺静脈をめぐる正常なアブレーションの損傷部位がこの源からはずれていたため、パラダイム変化である。このように、この患者は、従来のＡＦ治療の公知技術を用いていたならば、アブレーションの後、再発していたであろうと思われる一人である。

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Claims (27)

1. 心拍障害の電気活性に関連する信号間の関係を決定するシステムにおいて：
   電気活性に関連する複数の活性化信号であって、一またはそれ以上の位置における各活性化信号の位置及び活性化開始時間に関連するデータを具え、前記一またはそれ以上の位置における複数の活性化開始時間にアクセスするようにした活性化信号にアクセスし；
   一またはそれ以上の位置における複数の活性化開始時間のシーケンスを構成し、前記活性化開始時間の順序づけに基づいて活性化トレイルを作成し；
   前記活性化トレイルに関連する少なくとも一のおよそのコア領域を決定する；
   ように構成したプロセッサを具え、前記活性化トレイルは回転パターンまたは半径方向に広がるパターンを含む識別可能な信号パターンであり、前記回転パターンは前記少なくとも一のおよそのコア領域の周りを回転し、前記半径方向に広がるパターンは前記少なくとも一のおよそのコア領域から広がることを特徴とするシステム。
2. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、各位置における活性化開始時間のシーケンスを視覚的に表わして前記活性化トレイルを表示するように構成されていることを特徴とするシステム。
3. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、前記回転パターン又は前記半径方向に広がるパターンを視覚的に表示するように構成されていることを特徴とするシステム。
4. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記およそのコア領域がロータであることを特徴とするシステム。
5. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記回転パターンまたは前記半径方向に広がるパターンが時間的に繰り返されていることを特徴とするシステム。
6. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、少なくとも一のおよそのコア領域を視覚的に表示するように構成されていることを特徴とするシステム。
7. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記少なくとも一のおよそのコア領域が限局性活性であることを特徴とするシステム。
8. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、活性化開始時間の分散パターンを決定することによって、前記シーケンスを構成するように構成されていることを特徴とするシステム。
9. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、追加の複数の位置を収集、配置、及び決定するように構成されていることを特徴とするシステム。
10. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に前記活性化トレイルを視覚的に表示するように構成されていることを特徴とするシステム。
11. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に信号ノイズをフィルタリングするように構成されていることを特徴とするシステム。
12. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、前記活性化トレイルを、直接位相、Ｈｉｌｂｅｒｔ変換、及び前記信号に関連する時間ドメイン分析の一またはそれ以上の方法に基づいて認識するように構成したことを特徴とするシステム。
13. 請求項１に記載のシステムにおいて、ある位置におけるある活性化信号の前記活性化開始時間に関連する活性化時間データが、更に、活性化開始時間とそれに対応する終了時間を含むことを特徴とするシステム。
14. 請求項１４に記載のシステムにおいて、前記活性化時間データが心臓拡張インターバルを含むことを特徴とするシステム。
15. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記データが複数位置において同時に生成された活性化信号に対応することを特徴とするシステム。
16. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記データが複数位置において段階的に生成された活性化信号に対応することを特徴とするシステム。
17. 請求項１６に記載のシステムにおいて、前記データが単一の位置からの活性化信号に対応することを特徴とするシステム。
18. 請求項１に記載のシステムが更に、データベース中の前記活性化トレイルに関連するデータを保存することを特徴とするシステム。
19. 請求項１に記載のシステムが更に、前記活性化トレイルを、データベースに保存されたデータに関連する同様の活性化トレイルとの比較に基づいて、増補または変更するステップを具えることを特徴とするシステム。
20. 請求項１に記載のシステムが更に、複数位置の各々における電圧時間トレースの電気記録図を構築し、当該構築は、前記電気記録図に、前記データ中の各位置における各活性化信号の活性開始時間における生理学的パターンを挿入することによって行われることを特徴とするシステム。
21. 請求項２０に記載のシステムにおいて、前記生理学的パターンが、以前に記録したデータとシミュレーションしたパターンからなる群から選択されたパターンを具えることを特徴とするシステム。
22. 請求項２０に記載のシステムにおいて、前記生理学的パターンが、ユニポーラ電気記録図、バイポーラ電気記録図、活動電位の表示、あるいはこれらの組み合わせからなる群から選択されたパターンであることを特徴とするシステム。
23. 請求項２０に記載のシステムにおいて、前記生理学的パターンがレートによって調整されることを特徴とするシステム。
24. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサが更に、前記活性化トレイルに近い複数の位置の一またはそれ以上における前記活性化信号に対応するデータを分析するように構成されていることを特徴とするシステム。
25. 請求項２４に記載のシステムにおいて、前記データの分析が更に、レート、規則性、振幅、期間、及び位置の一つの分析を含むことを特徴とするシステム。
26. 請求項２４に記載のシステムにおいて、前記位置の数が、前記活性化トレイルを直接測定する分析に比較して低減されることを特徴とするシステム。
27. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記電気的活性が、心臓、脳、中枢神経、末梢神経、骨格筋、平滑筋、消化管、膀胱及び子宮の一またはそれ以上に関連することを特徴とするシステム。

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