JP6538834B2 - 心臓の電気活動マッピングのためのシステム - Google Patents

Description

本発明は、心臓の電気活動マッピングのためのシステムに関する。より詳細には、本発明は、心臓組織のマッピング及び焼灼の少なくともいずれか一方を実施するための心臓の電気活動マッピングのためのシステムに関する。

例えば、血管内の使用のために、多種多様な体内医療装置が医療用に開発されてきた。これらの装置の中には、ガイドワイヤ、カテーテル等がある。これらの装置は、様々の異なる製造方法のひとつによって製造され、様々な方法のひとつによって、使用可能である。公知の医療装置及び医療方法には、それぞれに何等かの利点と欠点とを有する。医療装置を製造し使用するための代替的な方法と同様に、代替の医療装置を提供することについて必要性が依然として存在する。なお、本願発明の先行技術として、下記特許文献１及び非特許文献１が知られている。

特表２０１２−５０８０７９号公報

CHORRO, Francisco J. et al.，Time-Frequency Analysis of Ventricular Fibrillation. An Experimental Study，Revista Espanola Cardiologia，2006年，Vol.59, No.9，p.869-878

本発明の目的は、特定の電極モードを特定し、目標となる治療の適用のために、特定の空間的情報の提供を可能とすることである。

本発明は、医療装置のために代替される設計、材料、製造方法、及び使用を提供する。心臓の電気活動をマッピングするための例示的なシステムは、カテーテルシャフトを含んでいる。このカテーテルシャフトは、多数電極を含んでいる。多数電極は、第１の電極と第２の電極とを含んでいる。本システムはまた、プロセッサを含んでいる。同プロセッサは、第１の電極に対応する第１の信号と、第２の電極に対応する第２の信号とを収集可能である。さらに、第１及び第２の信号の収集は、期間にわたって行われる。同プロセッサはまた、第１の信号に対応する第１の時間−周波数分布を生成し、第１の優位な周波数及び第１の時点で発生する第１の優位な周波数値を特定し、第２の信号に対応する第２の時間−周波数分布を生成し、第２の優位な周波数及び第２の時点で発生する第２の優位な周波数値を特定可能である。アトラクションポイントは、第１の優位な周波数値が第２の優位な周波数値と実質的に関連する場合に定義される。具体的には、プロセッサは、前記第１の優位な周波数値が前記第２の優位な周波数値と共通の周波数又は共通の時点のいずれか一方において共通の特性を共有する場合に特定の電極の特性として定義されるアトラクションポイントを決定する処理と、前記アトラクションポイントから導出されて前記特定の電極の空間的位置に関連する電気活性パターンを定義する特性であるモードに基づいて、目標となる治療の適用のために特定の空間的位置を特定する処理と、を実行可能である。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記第１の時間−周波数分布と前記第２の時間−周波数分布を生成する処理は、フーリエ変換、短時間フーリエ変換、又はウェーブレット変換のひとつを利用する。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記第１の時間−周波数分布を生成する処理が前記第１の信号のスペクトログラムを生成する処理を含み、又は、前記第２の時間−周波数分布を生成する処理が前記第２の信号のスペクトログラムを生成する処理を含み、あるいは、前記第１の時間−周波数分布を生成する処理が前記第１の信号のスペクトログラムを生成する処理を含むとともに、前記第２の時間−周波数分布を生成する処理が前記第２の信号のスペクトログラムを生成する処理を含んでいる。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記第１の優位な周波数値又は前記第２の優位な周波数値は、最大周波数値、チャープ信号、持続最大周波数値、及び局所最大周波数値の少なくともいずれかひとつと等しい。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、システムは、優位な周波数閾値を決定することが可能であり、最大周波数値及び局所最大周波数値の少なくともいずれか一方は、実質的に優位な周波数閾値以上である。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、プロセッサは、優位な周波数閾値を決定するように構成される。前記最大周波数値及び局所最大周波数値の少なくともいずれか一方は、実質的に前記優位な周波数閾値以上である。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記第１の優位な周波数は、前記第２の優位な周波数と等しく、前記第１の時点は、前記第２の時点と等しい。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、時間間隔を特定すること、この時間間隔は、第１及び第２の時点、並びに実質的に期間にわたって第２の優位な周波数値に関連する第１の優位な周波数値を含むものである。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、ある時間間隔を特定するように構成されており、前記時間間隔は、前記第１の時点と前記第２の時点とを含み、前記第１の優位な周波数値は、前記時間間隔にわたって前記第２の優位な周波数値と共通の特性を共有する。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、ある時間間隔にわたって第３の電極から信号を収集するように構成されており、前記プロセッサは、第３の優位な周波数値を生成するものであり、前記プロセッサは、第１、第２、第３の優位な周波数値が相互に共通の周波数と共通の時点とのいずれか一方の共通の特性を共有する場合に前記アトラクションポイントを定義するように構成されている。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、周波数間隔を特定するように構成されており、前記周波数間隔は、第１の優位な周波数値と、第２の優位な周波数値とを含み、前記第１の優位な周波数値は、前記周波数間隔にわたって前記第２の優位な周波数値と共通の特性を共有する。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、システムは、周波数間隔を特定することができ、この周波数間隔は、第１の優位な周波数値と第２の優位な周波数値とを含み、この第１の優位な周波数値は、実質的に、周波数間隔にわたって第２の優位な周波数値に関連する。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、周波数間隔を特定するように構成され、この周波数間隔は、第１の優位な周波数値と第２の優位な周波数値とを含み、第１の優位な周波数値は、周波数間隔にわたって第２の優位な周波数値と実質的に関連する。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、ある時間間隔にわたって第３の電極から信号を収集するように構成されており、前記プロセッサは、第３の優位な周波数値を生成するものであり、周波数間隔は、前記第１、第２、及び第３の優位な周波数値を含み、前記第１、第２、及び第３の優位な周波数値は、前記周波数間隔にわたって相互に共通の特性を共有する。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、視覚的な表示を生成するように構成されており、前記視覚的な表示は、少なくともひとつの視覚的なインジケータの表示を含み、前記視覚的なインジケータは、前記第１の優位な周波数値と前記第２の優位な周波数値との少なくともいずれか一方に対応している。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方を表現する、少なくともひとつの正弦波曲線を生成するように構成されており、前記視覚的な表示を生成する処理は、前記少なくともひとつの正弦波曲線を表示する処理を含む。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方を表現する、少なくともひとつの位相マップであって、時間間隔にわたって前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方の位相偏倚に対応しているものを生成するように構成されており、前記視覚的な表示の生成は、前記位相マップの表示を含む。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、視覚的な表示は、第１又は第２の優位な周波数に対応する動画を含み、第１又は第２の優位な周波数は、多数の心臓拍動と心臓領域とにわたって変化可能である。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、視覚的なインジケータは、色彩、質感又は色彩及び質感である。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方の動画であって、ある時間にわたって前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方の変化に対応しているものを生成するように構成されており、前記視覚的な表示は、前記動画を含む。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、視覚的な表示を生成することは、第１及び第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方に対応する、少なくともひとつの正弦波曲線を表示することを含み、位相マップ及び視覚インジケータの少なくともいずれか一方の表示は、色彩、質感、又は色彩及び質感である。

代替的に又は追加的に、上記のいずれかの例に加えて、第１の信号、第２の信号、又は第１及び第２の信号は、解剖学的領域に対応する複数のモードを含んでいる。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、前記プロセッサは、特別仕様の治療を解剖学的特徴に適用できるように、複数のモードを異なる電気パターンに分解可能である。

心臓の電気活動をマッピングするための別の例示的なシステムは、カテーテルシャフトと、前記カテーテルシャフトに連結された複数の電極と、前記カテーテルシャフトに連結されたプロセッサとを含んでいる。前記プロセッサは、複数の電極に対応する複数の信号を検知すること、複数の信号のそれぞれについての時間−周波数分布を生成すること、共通の優位な周波数をひとつ以上の電極に対して特定するために共通の優位な周波数特性を利用すること、及び当該共通の優位な周波数に対応する視覚的な表示を生成することが可能である。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、優位な周波数特性は、最大周波数値、チャープ信号、持続最大周波数値、又は局所最大周波数値を含んでいる。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、共通の優位な周波数は、ひとつ以上の複数の電極に共通する共通の優位な時点で生じ、共通の優位な周波数の特定は、アトラクションポイントの決定を含んでいる。さらに前記アトラクションポイントは、共通の優位な周波数特性、共通の優位な周波数、及び共通の優位な時点が実質的に同等である場合に定義される。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、視覚的な表示の作成は、位相マップの作成を含んでいる。

上述したいずれかの態様に代えて、又は上述したいずれかの態様に追加して、位相マップは、複数の信号又はその派生物に対応するひとつ以上の正弦波曲線を表示する。

心臓の電気活動をマッピングするための例示的な方法は、第１の電極に対応する第１の信号と、第２の電極に対応する第２の信号とを収集することを含んでいる。さらに、第１及び第２の信号の収集は、ある時間間隔にわたって実行され、第１及び第２の信号は、複数の電極を有するカテーテルで収集される。前記方法はさらに、第１の信号に対応する第１の時間−周波数分布を生成することと、第１の優位な周波数及び第１の時点で発生する第１の優位な周波数値を特定することと、第２の信号に対応する第２の時間−第２の優位な周波数を生成することと、第２の優位な周波数及び第２の時点で発生する第２の優位な周波数値を特定することと、アトラクションポイントを決定することとを含んでいる。アトラクションポイントは、第１の優位な周波数値が実質的に第２の優位な周波数値に関連する場合に定義される。

上述した、いくつかの態様に係る概要は、本発明の開示された各実施形態又は実施例を説明することを意図するものではない。以下の各図及び詳細な説明は、これらの実施形態をより詳細に例示する。

多数の実施形態が開示されているが、本発明の例示的な実施形態を示して説明した以下の詳細な説明から、本発明のさらなる他の実施形態が、当業者に明らかになるであろう。従って、図面及び詳細な説明は、本質的には例示的であり、限定的ではないと、解するべきである。

本発明は、添付図面に関連して以下の詳細な説明を配慮することにより、より完全に理解可能である。

診断目的及び治療目的のための身体内の目標組織領域にアクセスするための例示的なカテーテルシステムの概略図。 図１のシステムに関連して使用するバスケット機能要素担持構造体を有する例示的なマッピングカテーテルの概略図。 複数のマッピング電極を含む例示的な機能要素の概略図。 時間領域における例示的なエレクトログラム信号と、周波数領域における対応する周波数表現とを示す図。 単一の電極についての例示的な時間−周波数表現を示す図。 単一の電極についての二次元の時間−周波数表現の一例を示す図。 の電極についての二次元の時間−周波数表現の一例を示す図。 単一の大きさのピークを含む例示的な時間−周波数表現の説明図。 二段の大きさのピークを含む例示的な時間−周波数表現の説明図。 二段の大きさのピークを含む例示的な周波数スペクトルの図。 異なる振幅を有する二段の大きさのピークを含む例示的な周波数スペクトルを示す図。

本発明は、様々な修正品や代替品に変更可能であるとともに、その詳細は、図面の例として示され、詳細に説明される。しかしながら、本発明を記載した特定の実施形態に限定する意図はないことを理解されたい。むしろ、その意図は、本開示の精神及び範囲内に入る全ての修正、均等物及び代替物をカバーすることである。

以下に定義された用語については、特許請求の範囲又は本明細書の他の箇所で異なる定義が与えられていない限り、これらの定義が適用されるものとする。

全ての数値は、明示されているか否かに拘わらず、用語「約」によって修飾されているものとする。「約」という用語は、一般に、当業者が列挙された値と同等であると考える（例えば、同じ機能又は結果を有する）数値の範囲を指す。多くの場合、用語「約」は、最も近い有効数字に丸められた数字を含むことができる。

端点による数値範囲の表現は、その範囲内の全ての数値を含む（例えば、１〜５は、１、１．５、２、２．７５、３、３．８０、４、及び５を含む）。

本明細書及び添付の特許請求の範囲で用いられるように、単数形「ａ」「ａｎ」「ｔｈｅ」は、別段の明確な指示がない限り、複数のものを含む。本明細書及び添付の特許請求の範囲で用いられるように、用語「又は（ｏｒ）」は、一般に、別段の明示がない限り、「Ａ及びＢの少なくともいずれかひとつ（ａｎｄ／ｏｒ）」を含む意味で用いられる。

明細書中の「例えば」、「いくつかの実施形態」、「他の実施形態」等の参照を表わす用語は、記載された態様がひとつ以上の特定の機構、構造、及び特性の少なくともいずれかひとつを含むことを示していることに留意されたい。しかしながら、そのような記載は、必ずしも全ての態様が特定の機構、構造及び特性の少なくともいずれかひとつを含んでいることを意味しているとは限らない。加えて、特定の機構、構造、及び特性の少なくともいずれかひとつが、ある実施形態と関連して記載されている場合には、明確に反対のことを述べていない限り、明示的に記載されているか否かに拘わらず、そのような特定の機構、構造、及び特性の少なくともいずれかひとつが、他の実施形態に関連して使用可能であることが理解されるべきである。また、特定の機構、構造、及び特性の少なくともいずれかひとつがある実施形態に関連して記載されている場合には、他の実施形態については、特定の機構、構造、及び特性の少なくともいずれかひとつが、全ての構成から欠けたものを含んでいることが黙示されている。

以下の詳細な説明は、図面を参照して読まれるべきであり、異なる図面における同様の要素は同じ番号が付されている。図面は、必ずしも縮尺通りではなく、例示的な実施形態を示しており、本開示の範囲を限定することを意図するものではない。

心臓リズム障害の電気生理学上のマッピングは、多くの場合、バスケットカテーテル（例えば、ボストンサイエンティフィックコンステレーション社製カテーテル）又は複数のセンサを有する他のマッピング／検知デバイスを心臓の室に導入することに関連する。センサ類、例えば電極類は、心臓の電気活動といった生理学的信号を検知位置で検出する。検知位置に関連し、心臓組織に起きる細胞の興奮を正確に表すエレクトログラム信号に処理された心臓の電気的活動を得られることが好ましい。そこで、本処理システムは、信号を分析し、その信号を表示装置に出力可能としている。さらに、本処理システムは、静的又は動的な活性マップといった処理後の出力として、信号を出力可能である。医師等の使用者は、処理された出力を使用して診断処理を実行可能である。

図１は、診断目的及び治療目的の少なくともいずれか一方のために、体内の目標組織領域にアクセスするためのシステム１０の概略図である。図１は、概して心臓の左心房に配備されたシステム１０を示す。代替的に、システム１０は、左心室、右心房、又は右心室といった心臓の他の領域に配備することができる。図示された実施形態は、心筋組織を焼灼するために使用されるシステム１０を示しているが、本システム１０（及び本明細書に記載の方法）は、代替的に、カテーテルベースであることを必要としないシステムを含む、前立腺、脳、胆嚢、子宮、神経、血管及び身体の他の領域等の組織を焼灼するための施術といった他の組織のアブレーションに適用される用途向けに構成可能である。

システム１０は、マッピングカテーテル、即ちマッピングプローブ１４と、アブレーションカテーテル、即ちアブレーションプローブ１６とを含んでいる。各プローブ１４又は１６は、適切な経皮的アクセス技術を用いて静脈又は動脈（例えば、大腿静脈又は大腿動脈）を通り、選択された心臓領域１２に別々に導入可能である。代替的に、マッピングプローブ１４とアブレーションプローブ１６とは、心臓領域１２における同時挿入及び同時配備のために、一体構造に組み付け可能である。

マッピングプローブ１４は可撓性カテーテル本体１８を有していてもよい。このカテーテル本体１８の先端は、三次元多電極構造体２０を担持している。構造体２０は、他の多電極構造体を採用することもできるのではあるが、図示の実施形態においては、開放された内部空間２２（図２参照）を規定するバスケットの形態をとっている。構造体２０は、複数のマッピング電極２４を支持しており（図１には明示的に示されていないが、図２に示されている）、その各々が、構造体２０上の電極位置と、導電性部材とを有している。各電極２４は、当該電極２４に隣接する解剖学的領域内において、例えば、電気信号で表された内因性生理活性を検知又は検出可能に構成可能である。

加えて、電極２４は、解剖学的構造内の内因性生理活性による活性信号を検出するように構成する可能である。例えば、内因性心臓電気活動は、活性イベントの開始時に、相対的に大きなスパイクを伴う電気活動の繰り返し波又は半繰り返し波を備えている場合がある。電極２４は、そのような活性イベント及びその活性イベントが生じるタイミングを検知可能である。一般に、電極２４は、電気活動波が心臓を伝導するにつれて、異なるタイミングで活性イベントを検知する場合がある。例えば、電気活動波は、相対的に同時に、又は比較的小さな制限時間内に、活性イベントを検知可能な電極２４の第１のグループの近傍で生成する場合がある。電気活動波が心臓を伝導するにつれて、電極２４の第２のグループは、電極２４の第２のグループは、電極２４の第１のグループよりも遅い時点で、電気活動波の活性イベントを検知することになる。

電極２４は、処理システム３２に対し、電気的に接続される。信号線（図示せず）は、構造体２０上の各電極２４に電気的に接続可能である。信号線は、プローブ１４の本体１８を挿通し、処理システム３２の入力部に対しそれぞれの電極２４を電気的に接続する。電極２４は、心臓内の物理的位置に隣接する、例えば心筋組織のような解剖学的領域における心臓電気活動を検知する。検知された心臓電気活動（例えば、心臓によって生成された、活性信号を含む電気信号）は、例えば焼灼施術といった診断手順又は治療手順に適した心臓内のひとつ以上の部位を同定するため、処理された出力−例えば、解剖学的マップ（例えば、ベクトルフィールドマップ、活動時間マップ）又はヒルベルト変換図−を生成することにより、例えば医師のような使用者を支援するために、処理システム３２によって処理可能である。例えば、処理システム３２は、近距離場信号成分（例えば、マッピング電極２４に隣接する細胞組織に由来する活性信号）又は妨害性遠距離場信号成分（例えば、非近接組織に由来する活性信号）を特定可能である。図１に示すように、構造体２０が心臓の心房に配置されている上述のような例では、近距離場信号成分は、心房心筋組織に由来する活性信号を含む場合があるのに対し、遠距離場信号成分は、心室心筋組織に由来する活性信号を含む場合がある。近距離場活性信号成分は、病理の存在を見出すため、さらには、病理の治療のための焼灼に適した位置（例えば、焼灼治療）を決定するために、さらなる分析が可能である。

処理システム３２は、取得された生理活性について受信及び処理の少なくともいずれか一方を実行するために、専用回路（例えば、個別の論理素子及び１つ以上のマイクロコントローラ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）又は特別に構成されたプログラマブルデバイス、例えばプログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ）やフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等）を含んでいてもよい。いくつかの実施形態において、処理システム３２は、受信された身体的活動に関連する情報を受信、分析、及び表示するための命令を実行する汎用マイクロプロセッサ及び専用マイクロプロセッサ（例えば、生理活性を処理するために最適化されたデジタルシグナルプロセッサ、即ちＤＳＰ）の少なくとも一方を含んでいる。このような実施形態において、処理システム３２は、実行時において信号処理の一部を行うことのできるプログラム命令を含んでいてもよい。このプログラム命令は、例えば、マイクロプロセッサ又はマイクロコントローラによって実行されるファームウェア、マイクロコード又はアプリケーションコードを含んでいてもよい。上述の実施形態は単なる例示であり、読者には処理システム３２が任意の適切な形態をとり得ることが玩味できるであろう。

加えて、処理システム３２は、電極２４に隣接する心筋組織において検知された電気活動を測定するように構成可能である。例えば、いくつかの実施形態において、処理システム３２は、マッピングされた解剖学的特徴において、優位なロータ又は発散的な活性パターンに関連した心臓電気活動を検出するように構成可能である。例えば、優位なロータ及び発散的な活性パターンの少なくとも一方が心房細動の開始及び維持に役割を果たすことから、ロータの経路、ロータの中心、及び発散的な焦点（ｆｏｃｉ）の少なくともいずれかひとつに焼灼することが心房細動を終わらせるのに有効である。処理システム３２は、関連する特性の表示を生成するために、検出された心臓活動信号を処理する。そのように処理された出力には、アイソクロナスマップ、活動時間マップ、位相マップ、活動電位持続時間（ＡＰＤ）マップ、ヒルベルト変換図、ベクトル場マップ、等高線マップ、信頼性マップ、電位記録図、心臓活動電位等を含んでいてもよい。関連する特性は、焼灼治療に適した部位を使用者が同定する一助となる。

アブレーションプローブ１６は、ひとつ以上のアブレーション電極３６を担持する可撓性カテーテル本体３４を含んでいる。ひとつ以上のアブレーション電極３６は、焼灼エネルギーを１つ以上のアブレーション電極３６に伝導するように構成された無線周波数（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ：ＲＦ）発生器３７に電気的に接続される。アブレーションプローブ１６は、構造体２０と同様に、治療すべき解剖学的構造に対して移動可能であってもよい。アブレーションプローブ１６は、ひとつ以上のアブレーション電極３６が治療すべき組織に位置決めされている際には、構造体２０の電極２４の間に、又は構造体２０の電極２４に隣接して、位置決め可能である。

処理システム３２は、使用者に関連する情報を表示することができる適切な装置、例えば表示装置４０にデータを出力可能である。いくつかの実施形態において、装置４０は、ＣＲＴ、ＬＥＤ、又は他のタイプのディスプレイ、又はプリンタである。表示装置４０は、使用者に有用なフォーマットで関連する特性を提示する。加えて、処理システム３２は、アブレーション電極３６を、焼灼のために同定された組織の部位と接触させるよう使用者を支援するために、装置４０に表示するための位置同定出力を生成可能である。

図２はマッピングカテーテル、すなわち、マッピングプローブ１４を示し、図１に示すシステム１０での使用に適した遠位端の電極２４を示す。マッピングプローブ１４は、可撓性のあるカテーテル本体１８を含み、その遠位端は、マッピング電極又はセンサ２４を有する三次元多電極構造体２０を担持可能である。マッピング電極２４は、心筋組織における活性信号を含む心臓電気活動を検知可能である。検知された心臓の電気活動は、関連特性を生成し、表示することによって、部位、即ち心律動障害又は他の心筋病理を有するひとつ以上の部位の同定を支援するために、処理システム３２によって処理される。この情報は、また、焼灼等の適切な治療を同定された部位に適用するための適切な位置を決定し、ひとつ以上のアブレーション電極３６を同定された部位に案内するために用いることが可能である。

図示された三次元多電極構造体２０は、ベース部材４１と端部キャップ４２とを含み、これらベース部材４１と端部キャップ４２との間には、可撓性スプライン４４が全体として円周方向に離間した間隔を保って延びている。本明細書に記載されるように、構造体２０は、開いた内部空間２２を形成するバスケット形態とすることが可能である。いくつかの実施形態において、スプライン４４は、ニチノール（登録商標）、その他の金属、シリコーンゴム、適切なポリマ、その他の復元性のある不活性材料であり、それぞれが湾曲して接触対象となる組織の表面に適合するように、復元性を持たせて予備張力が付与された状態で、ベース部材４１と端部キャップ４２との間に接続される。図２に示す実施形態においては、８本のスプライン４４が三次元の多電極構造体２０を形成している。他の例では、追加的な、又はより少ないスプライン４４を使用可能である。図示されているように、各スプライン４４は、８つのマッピング電極２４を担持している。三次元の多電極構造体２０の他の実施形態において、各スプライン４４には、追加的な又はより少ないマッピング電極２４を配置可能である。図２に示す実施形態では、構造体２０は、相対的に小さい（例えば、直径が４０ｍｍ以下）。代替的な実施形態において、構造体２０は、さらに小さくても大きくてもよい（例えば、直径が４０ｍｍより小さいか、又はそれより大きい）。

摺動可能なシース５０は、カテーテル本体１８の主軸に沿って移動可能である。シース５０がカテーテル本体１８に対して相対的に遠位側に動かすことにより、シース５０は、構造体２０上に移動し、それによって構造体２０を、例えば心臓のような解剖学的構造の内部に対して挿入し、さらに抜き出すため、或いは、挿入若しくは抜き出しのために、コンパクトで低い輪郭に潰すことが可能である。これに対し、シース５０をカテーテル本体に対して近位に動かすと、構造体２０を露出し、弾性的に拡張させて、図２に示す自由状態に戻すことが可能である。

信号線（図示せず）は、各マッピング電極２４に電気的に接続可能である。信号線は、マッピングカテーテルの本体１８を通って（又は本体１８を挿通し、さらに本体１８に沿って、或いは、本体１８を挿通又は本体１８に沿って）ハンドル５４に延び、信号線及びハンドル５４が、多極ピンコネクタで構成可能な外部コネクタ５６に接続されていてもよい。外部コネクタ５６は、マッピング電極２４を処理システム３２に電気的に接続する。この説明は単なる例であることを理解されたい。マッピングカテーテルによって生成された信号を処理するための既述の、及び他の例示的なマッピングシステム及び方法に関するいくつかの追加の詳細は、米国特許第６，０７０，０９４号明細書、第６，２３３，４９１号明細書、及び第６，７３５，４６５号明細書に見出され、その開示は全体が参考として取り入れられている。

システム１０の動作を説明するためのものとして、図３は、複数のマッピング電極２４を含むバスケット構造体２０の一例の概略側面図である。図示の例では、バスケット構造体は６４個のマッピング電極２４を含む。マッピング電極２４は、８つの電極のグループ（１、２、３、４、５、６、７、８と表記されている）に分かれている８つのスプライン（Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、Ｆ、Ｇ、Ｈと表記されている）のそれぞれに配置されている。バスケット構造体２０上に配置された６４個のマッピング電極２４の配置が示されてはいるが、マッピング電極２４は、代替的には、異なる構造体及び異なる位置の少なくともいずれか一方に、異なる個数（スプライン及び電極のいずれか一方が、より多く、又はより少ない）で配置されていてもよい。加えて、異なる解剖学的構造からの信号を同時に得るために、複数のバスケット構造体を同一の又は異なる解剖学的構造に配置可能である。

治療される解剖学的構造（例えば、心臓の左心房、左心室、右心房、又は右心室）に隣接してバスケット構造体２０が配置された後、処理システム３２は、各電極２４チャネルから心臓電気活動を記録するように構成可能である。しかも、記録された心臓電気活動は、隣接する解剖学的構造の生理活性に関連している場合がある。例えば、電極２４によって検知された心臓電気活動は、生理活性の開始（例えば、心臓の収縮）を示す活性信号を含んでいる場合がある。さらに、生理活性に対応する心臓電気活動は、内因性生理活性（例えば、生来的に生成された電気信号）に応答して、又は多数電極２４のうちの少なくとも１つ（例えば、ペーシング装置によって伝導された電気的伝導信号）によってもたらされる、予め設定されたペーシングプロトコルに基づいて、検知可能である。

ここでの説明の多くは、心臓内でのシステム１０の使用に関するものであるが、場合によっては、計算、シミュレート及び理論計算の少なくともいずれかひとつに加えて、体の他の領域でシステム１０を利用可能であることに留意されたい。例えば、神経活動、心内膜及び心外膜の活動の少なくともいずれかひとつ、単極性測定、双極測定、及び単極性と双極測定との双方等を実施形態に適用可能である。換言すれば、開示された実施形態や技術の少なくともいずれか一方は、あらゆる電気測定及び実計測若しくは計算によるあらゆる電気活動の少なくともいずれかに適用可能である。

目標とされる解剖学的構造に固有の幾何学的形状に関連するコンステレーションカテーテル及び他のマッピング／検知装置に沿う各電極の配列、大きさ、間隔、及び配置は、当該電極２４が細胞組織の電気活動を検知し、測定し、収集し、伝導する能力（無能力）に影響を及ぼす場合がある。上述したように、マッピングカテーテル、コンステレーションカテーテル、又は他の同様の検知装置のスプライン４４は、可撓性であるため、これらの装置は、様々な形状及び姿勢の少なくともいずれか一方において、特定の解剖学敵領域に適合可能である。さらに、解剖学的領域内のあらゆる所与の位置において、構造体２０は、１つ以上のスプライン４４が隣接する細胞組織と接触しないように操作されるおそれがある。例えば、スプライン４４は、互いに捻れたり、曲がったり、折り重なったりすると、スプライン４４は、近くの細胞組織から分離する。加えて、１つ以上のスプライン４４上に電極２４が配置されるので、各電極の隣接する細胞組織との接触を維持し得ない場合がある。細胞組織との接触を維持していない電極２４は、電気活動情報を感知、検出、測定、収集及び伝達の少なくともいずれかひとつを実行できない場合がある。さらに、電極２４は、電気活動情報の検知、検出、測定、収集及び伝導ができないので、処理システム３２は診断情報及び処理後の出力のいずれかを正確に表示することができない。例えば、ある必要な情報の逸脱及び不正確な表示のいずれかが生じる場合がある。

上述したことに加えて、電極２４は、他の理由のために隣接する細胞組織と接触しない場合がある。例えば、マッピングプローブ１４の操作で、電極２４が動くことがあり、それによって電極間の接触が悪くなる場合がある。さらに、電極２４は、繊維組織、死んだ組織、又は機能的不応組織に隣接して配置される場合がある。繊維組織、死んだ組織、又は機能的不応組織は、電位の変化に対して脱分極及び応答の少なくともいずれか一方を実行することができないので、これら繊維組織、死んだ組織、又は機能的不応組織に隣接して配置された電極２４は、電位の変化を検知することができない。最後に、遠距離場の心室イベント及び電気線ノイズは、組織活動の測定を歪める場合がある。

しかしながら、健康な、反応可能な細胞組織に接触する電極２４は、伝導する細胞活動波における電位の変化を検知可能である。細胞組織の電位の変化は、検知され、収集され、電位図として表示可能である。電位図は、経時的な細胞組織の電圧電位の変化を視覚的に表したものであってもよい。加えて、電気信号の特定の特性を電気信号の「フィデューシャル」点として定義することが望ましい場合がある。本開示のために、フィデューシャル点は、細胞活動を同定する特性として利用可能な電位図の特性として理解される。フィデューシャル点は、ピークの大きさ、傾きの変化、及び電気信号の偏向の少なくともいずれかひとつに対応し得る。フィデューシャル点は、診断された出力及び処理された出力の少なくともいずれかひとつを生成するために使用されるエレクトログラム又は他の信号の他の特性を含み得ることが配慮される。さらに、フィデューシャル点は、臨床医による手動処理及び処理システム３２による自動処理の少なくともいずれか一方で特定されてもよい。

経時的な電位の変化を表す電位図は、「時間領域」における電気信号の視覚的な表示として定義することが可能である。しかしながら、一般に、いずれかの電気信号は、「周波数領域」において相応の表現を有すると理解される。変換方法（例えば、フーリエ、高速フーリエ、ウェーブレット、ウィグナー・ヴィル）は、必要に応じて時間領域と周波数領域との間で信号を変換するために利用可能である。また、電気信号は、ヒルベルト変換のような変換によって得られる分析領域内に相応の表現を有する。

さらに、正常に機能する心臓において、心筋細胞の放電は、系統的な線形となる。従って、細胞の興奮波が非線形に伝導しているのを検出することは、異常な細胞の起電（ｃｅｌｌｕｌａｒ ｆｉｒｉｎｇ）として表示可能である。例えば、ロータのパターンにおける細胞の起電は、優位なロータ及び発散した活性パターンの存在を示している。さらに、局所的な目標組織領域にわたって異常な細胞の起電が現れるので、電気活動が罹患した、又は異常を来した組織の周囲、内部、周辺、又は近傍に伝導するときに、当該電気活動の形態、強度、又は方向が変化する可能性がある。これらの罹患した組織又は異常を来した組織の局所的領域を同定することは、治療及び診断の少なくともいずれか一方の施術を行う部位を使用者に提示可能にする。例えば、旋回、即ちロータ電流を含む領域の同定は、疾患細胞又は異常を来たした細胞組織の領域の表示を可能にする。疾患細胞組織又は異常な細胞組織は、焼灼施術の目標とされる。上述のような、様々に処理された出力は、円形領域、固着領域、ロータ又は他の異常な細胞の興奮波の伝導領域を特定するために使用可能である。

少なくともいくつかの実施形態において、処理された出力を生成する過程は、構造体２０上の６４個の電極２４のうちの１つ以上から信号（例えば、第１の電極に対応する第１の信号及び第２の電極に対応する第２の信号）を収集することによって開始可能である。上述したように、検知された信号は、時間領域内に収集され、表示可能である。しかしながら、少なくとも１つの実施形態では、時間領域に表示された信号は、処理された出力をさらに生成するために周波数領域に変換されてもよい。上述のように、フーリエ変換、高速フーリエ変換、又は信号の周波数及びパワー情報を生成する他の変換といった変換は、時間領域と周波数領域との間で信号を変換するために、使用可能である。図４は、時間領域６１における例示的な電位図信号を、それに対応する周波数領域６２の周波数表現とともに示している。

加えて、ある場合には、時間間隔にわたって周波数表現を分析することが望ましい場合がある。例えば、収集された信号データを時間−周波数表現として分析することが望ましい場合がある。またある場合には、時間−周波数表現をスペクトログラムと呼称する場合がある。本開示のために、時間−周波数表現及びスペクトログラムという用語は、互換可能に使用されている。

スペクトログラムは、細胞の組織応答が時間（又は他の変数）と共に変化するとき、それに対応する周波数の大きさを表すことが可能である。いくつかの場合において、フーリエ変換、短時間フーリエ変換、ウェーブレット変換、又は信号に対して周波数及びパワー情報を生成する他の変換等の変換を利用してスペクトログラムを生成可能である。図５は、例示的なスペクトログラム５８の三次元視覚表現を示す。スペクトログラム５８は、複数電極構造体２０上にある一の例示的な電極２４に対応する。図５において、スペクトログラム５８は視覚的に表示されているが、処理システム３２は、スペクトログラムの視覚的な表示を実際に生成することなくスペクトログラムを再構成するのに必要なデータを生成可能であることが、理解されるべきである。さらに、処理システム３２は、視覚的に表示されているスペクトログラムとは独立して、収集されたデータを利用可能である。

図５に示すように、スペクトログラムは、周波数の範囲６２にわたって大きさが変化する周波数スペクトル６０を表示可能である。実際上、周波数の範囲６２は、オリジナル信号、収集された電気信号、及び使用者によって選定された周波数範囲の少なくともいずれかひとつである。加えて、処理システム３２は、構造体２０上の６４個の電極２４から収集された１つ以上の信号から、データが利用される周波数の範囲を選択可能である。例えば、（経験的に）異常な心臓の電気的活動が起こる周波数範囲となる３〜７Ｈｚの周波数範囲が示されている。例えば、心房細動は、主に３Ｈｚ〜７Ｈｚの周波数範囲で起こり得る。この周波数範囲内では、他の異常な心房イベントが発生することも想定される。しかしながら、３Ｈｚ〜７Ｈｚ以外の周波数範囲であっても異常な心臓活動が起こる可能性があることを理解されたい。

加えて、選択された周波数範囲、及びフィルタリングされた周波数範囲の少なくともいずれか一方は、３Ｈｚ〜７Ｈｚよりも大きくても小さくてもよい（例えば、各限界は±２Ｈｚ〜１０Ｈｚで変更可能である）ことを理解されたい。（例えば、予想される適用範囲に応じて）特定の周波数範囲内のデータを選択し、又は無視することにより、本明細書で開示される実施形態の技術及び処理された出力の少なくともいずれか一方を改善可能である。例えば、周波数範囲は、より狭い範囲（例えば、３Ｈｚ〜７Ｈｚ、２Ｈｚ〜１０Ｈｚ、５Ｈｚ〜２０Ｈｚ）であってもよいし、より広い範囲（例えば、０Ｈｚ〜６０Ｈｚ、５Ｈｚ〜１００Ｈｚ、０Ｈｚ〜２００Ｈｚ）であってもよい。

図５に示すように、周波数スペクトル６０は、初期の電気信号が検知され収集される時間間隔の一部に対応する。さらに、周波数スペクトルは、時間間隔にわたって変化してもよい。例えば、２番目の周波数スペクトル６４は、（周波数スペクトル６２に対応する時間間隔と対比した場合）２番目の時間間隔で発生する。図示されているように、周波数スペクトル６４は、周波数スペクトル６０とは異なっている。周波数スペクトル６４と周波数スペクトル６０との間の相違は、時間の経過に伴う周波数値に対するスペクトルの大きさの変化によるものであってもよい。さらに、この時間の経過に伴う周波数値に対するスペクトルの大きさの変化は、検知され収集された、オリジナルの電気信号に内在する応答に対応する。

図５に表示されたものに加えて、図６には、二次元スペクトログラム６６が示されている。図６に示すように、スペクトログラム６６は、スペクトログラム５８と同じ情報を伝えることができる。しかしながら、その情報は異なる形式で提示される。例えば、図６では、周波数範囲がＸ軸で表示される一方、時間間隔がＹ軸に表示される。さらに、周波数ごとの大きさを示す値を視覚的に伝えることが可能である。例えば、大きさを示す値は、カラースペクトルによって伝えられてもよい。換言すれば、色の範囲は、所与の周波数の相対的な大きさを示すことが可能である。本明細書に開示された実施例は単なる例示に過ぎず、スペクトログラム（時間に対する周波数変動を含む）及び所与の周波数の大きさを示す値の少なくともいずれか一方を表示するための他の方法が想定可能である。例えば、大きさを示す値は、質感によって示されてもよい。

いくつかの場合において、電極２４によって検知され収集された電気信号は、所与の時間間隔にわたって同一の又は非常に類似した周波数特性を示す場合がある。例えば、電極２４によって検知され収集された電気信号は、所与の時間間隔にわたって所与の周波数で同一又は類似の大きさを示す値を提示する場合がある。換言すれば、所与の電極は、ある時間間隔にわたって、所与の周波数に対し一定の大きさを示す電気信号を検知し、収集することが可能なのである。さらに、同様の周波数特性について、表示、再生、及び特定の少なくともいずれかひとつをスペクトログラム上で実行することが可能である。例えば、スペクトログラムは、ある時間間隔にわたって所与の周波数と整合する大きさを示す値を伝達することが可能である。

図６は、所与の周波数又は複数の周波数の範囲で、大きさを示す値が一致する時間間隔を表示する例示的なスペクトログラム６６を示す。例えば、所定の周波数で、ある時間間隔にわたって大きさを示す値が整合する周波数は、実線の円６８によって特定される。この実施形態では、実線の円６８は、（同じクロスハッチングで示された）同一の周波数で、所与の時間間隔にわたって実質的に互いに等価の値を示している。図６において、大きさが実質的に等価である（実線の円６８で示された）例示の周波数は、約４．７Ｈｚであることがわかる。さらに、この大きさを示す値は、４５ｍｓから６７．５ｍｓの約の時間間隔にわたって生じている。いくつかの場合において、大きさを示す値は、所与の周波数又は時間間隔にわたって一貫しないことが配慮される。

上述したように、大きさの値は、単一の周波数又は周波数の範囲にわたって一定の場合がある。図６に示したように、周波数の大きさは、約４Ｈｚ〜５Ｈｚの周波数範囲にわたって一定である。いくつかの場合において、大きさを示す値が実質的に一定である単一の周波数を「優位な周波数」と呼称する場合がある。同様に、大きさを示す値が実質的に一定している周波数帯域を「優位な周波数帯域」と呼称する場合がある。例えば、図６において、４．５Ｈｚを優位な周波数とみることが可能である。同様に、４Ｈｚ−５Ｈｚを優位な周波数帯とみることが可能である。所与のスペクトログラムにおいて、ひとつ以上の優位な周波数及び優位な周波数帯のいずれか一方が存在し得ることが理解される。

さらに、上述の実施形態は、多電極構造体２０にあるひとつ以上の電極２４に適用可能であることを理解されたい。例えば、いくつかの場合において、多電極構造体２０にあるひとつ以上の電極２４について１つのスペクトログラムを生成することが望ましい場合がある。さらに、多電極構造体２０にあるひとつ以上の電極２４に対して生成された複数のスペクトログラムによって提供される情報を比較することが望ましい場合がある。例えば、多電極構造体２０にある１つ以上の電極２４にわたって、大きさ、優位な周波数、及び優位な周波数帯域の少なくともいずれかひとつが発生する、大きさ、優位な周波数、優位な周波数帯域、及び時点の少なくともいずれかひとつ、又は時間間隔を比較し、さらに連関し、或いは比較又は連関のいずれか一方を実施することが好ましい場合がある。

いくつかの実施形態において、単一の電極２４についての一意のスペクトログラム「特性」を特定するとともに、多電極構造体２０にある残りの電極２４についての複数のスペクトログラムと比較し、相関し、若しくは比較又は相関させることが望ましい場合がある。いくつかの場合において、一意のスペクトログラムを「モード」と呼称する場合がある。様々な特性やモードを多電極構造体２０にある各電極２４のスペクトログラムとの比較に用いることが配慮される。例えば、特定の特性やモードは、最大の大きさを有する周波数値（本明細書では「最大周波数値」と呼称する）、チャープ信号、最大の大きさを有する持続周波数値（本明細書では「持続最大周波数値」と呼ぶ）、最大の大きさを有する局所周波数値（本明細書では「局所最大周波数値」と呼称する）及び他の優位な周波数特性の少なくともいずれかひとつを有する周波数値とすることが可能である。これらは、単なる一例である。他の特性やモードも配慮される。いくつかの場合において、モードを「優位な特性」という場合がある。この優位な特性は、「優位な周波数」と呼称される周波数と「優位な時点」と呼称される時点とのところで発生する場合がある。いくつかの場合において、「優位な周波数」と呼称される周波数及び「優位な時点」と呼称される時点とのところで発生する優位な特性の値（例えば、パワー、振幅）は、「優位な周波数値」及び「優位な周波数値表現」のいずれかで呼称される場合がある。さらに、いくつかの場合において、そのモードを「優位な周波数値」と呼称する場合がある。加えて、ユーザ定義された他の優位な周波数値がモードとして定義される場合が配慮される。いくつかの場合において、単一電極についての単一のスペクトログラムは、処理システム３２によって特定されるひとつ以上のモードを示す場合がある。

いくつかの場合において、処理システム３２は、特定の特性を示す電極をグループに分ける場合がある。さらに、処理システム３２は、実質的に同一の周波数であって、実質的に同一の時点や実質的に同一の時間間隔のところで共通の特性が発生する場合にのみ、特定の特性を示す電極を選択的にグループに分ける場合がある。換言すると、処理システム３２は、個々の電極の特定の特性が実質的に相互に関連する場合に特定の特性を示す電極を選択的にグループに分ける場合がある。例えば、いくつかの場合において、電極をグループに分けるために使用される特性は、特定の周波数で発生する最大の大きさであってもよい。特定の周波数で発生するこの最大の大きさは、単一の時点で発生する場合も、ある時間間隔にわたって発生する場合もある。上述したように、電極をグループに分けるために使用される特性は、最大の大きさを有する周波数値（本明細書では「最大周波数値」と呼称される）、チャープ信号、最大の大きさを有する持続周波数値（本明細書では「最大持続周波数値」と呼称する）、最大の大きさを有する局所周波数値（本明細書では「局所最大周波数値」と呼称する）、及び他の優位な優勢な周波数特性を有する局所周波数値の少なくともいずれかひとつであって、任意の電極２４について所与のスペクトログラムに存在するものである。

いくつかの場合において、処理システム３２は、共通の周波数と、共通の時点又は時間間隔とのところで生じる特定の共通特性を示す電極を選択的にグループに分けることができる。換言すれば、処理システム３２は、特定の周波数特性（例えば、最大の大きさを有する持続周波数値等）について、所与の電極のスペクトログラムを最初に分析することが可能である。一旦、処理システム３２が周波数特性を特定すると、処理システム３２は、次いで、周波数特性が発生した周波数及び時点を決定可能である。処理システム３２は、周波数特性、並びに該特性が発生する周波数及び該特性が発生する時点を決定することで、初期電極の共通特性、共通周波数、及び共通時点との一致を探索することについて、残りの電極２４のスペクトログラムを分析可能である。次いで、共通の特性と、周波数と、時点とを示すスペクトログラムを有する電極は、同じグループに分けられる。共通の特性と、周波数と、時間点とは、「アトラクションポイント」と呼称可能である。加えて、この特性と、周波数と、時点とを示すスペクトログラムを有する電極のグループ分けを「アトラクションポイント」と呼称してもよい。

加えて、所与の電極からの単一のスペクトログラムは、スペクトログラムの時間間隔にわたって１つ以上の特徴や優位な周波数値を示すことを理解されたい。換言すれば、特定可能な異なるタイプの特徴（例えば、いずれかの電極２４についてのスペクトログラムに存在する最大周波数値、チャープ信号、持続最大周波数値、局所最大周波数値、及び他の優位な周波数特徴の少なくともいずれかひとつ）は、異なる周波数、異なる時点で発生する場合がある。処理システム３２は、ひとつ以上の全ての電極２４について、分析、比較、関連付け、照合、及びグループ分け可能である。さらに、特徴の照合で、異なるアトラクションポイントとその結果として生じるモードを得ることが可能となる。いくつかの例において、モードは、電気活性パターンを定義する。さらに、いくつかの場合において、電気活性パターンにおける少なくともひとつ以上のモードは、ひとつ以上のアトラクションポイントによって定義されていたり、ひとつ以上のアトラクションポイントを含んでいたりする場合がある。加えて、電気活性パターンのモードは、ひとつ以上の解剖学的特徴に対応する場合がある。

図７は、２つの例示的な電極についての最大の大きさを示す値７２、７４を表示する例示的なスペクトログラム７０を示す。説明のために、それぞれの電極ごとに特定される、スペクトログラム７０上の特性は、最大の大きさであることを理解されたい。しかしながら、この特性は、いずれかの電極２４について所与のスペクトログラム上に存在する最大周波数値、チャープ信号、持続最大周波数値、局所最大周波数値及び他の優位な周波数特性の少なくともいずれかひとつであってもよい。

図７に示すように、最大の大きさを示す値７２、７４（並びにそれらが発生する周波数及び時点）は、図示された左右の対角線のハッチングによって特定される。さらに、実線の円７８は、（共通のクロスハッチングによって示されるように）両方の電極の最大の大きさを示す値７２、７４が実質的に一致する周波数及び時間間隔を示す。換言すれば、実線の円７８は、最大の大きさを示す値７２、７４を示す個々の電極が共通の時点にわたって共通の周波数で共通の大きさを共有することを示している。上述したように、この特定の組合せはアトラクションポイントと呼称する場合がある。さらに、最大の大きさを示す値７２、７４を示す電極は、この特定の時間間隔にわたって同一のモードを維持することができる。実際には、特定のモードを示す電極は、しばしば、多電極構造体２０に対し空間的に関連していることが多いことを理解されたい。従って、いくつかの場合において、特定の電極モードを特定することは、目標となる治療の適用のために、特定の空間的情報の提供を可能とする。このモード及び対応する位置情報はまた、最良の治療法を知らしめること、或いは所与の状況には効果の低い治療方法の選択肢の排除を知らしめることも可能にする。そのような治療には、焼灼治療、投薬治療、刺激治療等が含まれる場合がある。

上述したいくつかの実施形態は、共通の時間間隔にわたって共通の周波数のところで発生する共通の特性に関連するものとして、アトラクションポイントを決定するものではあるが、他の実施形態では、単一の周波数及び単一の時間間隔のところで発生する特定の特性として、アトラクションポイントを決定するものであってもよいことが配慮される。

加えて、周波数特性が定義される方法は、数々の異なる要因に基づいて様々なものであってもよい。例えば、特定の周波数特性は、処理システム３２が電極２４のスペクトログラムからアトラクションポイントを探索する場合に、その特定の特性を使用するために満たされなければならない閾値を含むことが可能である。スペクタルの大きさに関連した周波数特性を含むいくつかの実施形態において、前記閾値は、実質的に当該閾値以上となる場合に特性を満たす最小期待値とすることが可能である。

上述したように、アトラクションポイントは、特定の周波数及び時点のところで発生する特定の特性、即ちモードが、スペクトログラムのグループ間で共通に共有される場合に、定義可能である。加えて、アトラクションポイントは、ある単一の周波数又は時点で特性が生じるときだけでなく、特定の特性が周波数の範囲又は時間間隔にわたって生じるときにも定義可能である。例えば、いくつかの場合において、処理システム３２は、共通の特性が発生する周波数が２つの電極の間でばらつく、という事実があるにも拘わらず、２つのサンプル的な電極間のアトラクションポイントを特定可能である。同様に、いくつかの場合において、処理システム３２は、共通の特性が発生する時点が２つの電極の間で変化する、という事実があるにも拘わらず、２つのサンプル的な電極の間のアトラクションポイントを定義可能である。加えて、いくつかの場合において、処理システム３２は、共通の特性が発生する周波数及び時点の双方が２つの電極間で変化する、という事実があるにも拘わらず、２つのサンプル的な電極の間にアトラクションポイントを定義可能である。

いくつかの場合において、本明細書に記載の実施形態は、工程、方法、演算、及びアルゴリズムの少なくともいずれかひとつについて、実施、利用、処理のいずれかひとつを実行するように予めプログラムされた処理システム３２を含んでいてもよい。しかしながら、あらゆる所与の特性、値、閾値等のユーザ定義が可能である。換言すれば、処理システムは、特定の特性及び入力変数の少なくともいずれか一方に関わる使用者（例えば、臨床家）からの入力を可能にするように構成されていてもよい。ユーザ定義の入力を可能にすることで、使用者は、特定のアルゴリズム又はシステム出力の「カスタマイズ」が許容される。

上述したように、処理システム３２は、ひとつ以上の特別に定義されたスペクトログラム特性の探索、目標化、及び選択の少なくともいずれかひとつを実行可能である。所与のスペクトログラムは、ひとつ以上のモードを含んでいてもよい。例えば、図８は、単一の電極２４のスペクトログラム７６の例を示す。さらに、図８は、周波数Ｆ１及び時点Ｔ１で生じるピークの大きさ７８（例示的な大きさを示す値Ａ１に対応する）を示す。図示の例では、処理システムは、残余の電極２４にわたって、アトラクションポイントを比較し、特定するための特性として、ピークの大きさ７８の探索、目標化、及び選択の少なくともいずれかひとつを実行可能である。代替的に、多数電極からの各スペクトルを、当該スペクトルの中で共通する特徴的な特性を強調するために、比較可能である。いくつかの実施形態において、ある電極のグループは、特定の解剖学的特徴（例えば、心室の位置）と直接連関している場合がある。従って、特定の電極のグループに関連する共通のスペクトル特性を特定することにより、対応する解剖学的特徴の同定が可能になる。

いくつかの場合において、多数セットのスペクトログラム特性は、異なる電極のグループ及び重複する電極のグループの少なくともいずれか一方（従って、異なる解剖学的特徴及び重複する解剖学的特徴の少なくともいずれか一方）と連関する。それぞれの解剖学的特徴に対応するこれら電極のグループは、同一の時間間隔にわたって発生する多数モードによって定義可能である。この多数モードは、相互に独立していてもよく、依存（即ち、相互に影響）していてもよい。依存する多数モード間における個々のモードの特定及び関連付けの少なくともいずれか一方は、各モードが特定され、異なる電極のサブグループと関連付けられる際に、局所電極グループからの評価、全総体電極にわたる評価、個別の電極からの評価、及びあらゆる電極の組合せからの評価の少なくともいずれかひとつを実行可能である。

さらに、所与のモードは、特定の病期にわたって寄与する内在的な電気活動を特定するために「分解」可能である。例えば、特定のスペクトログラムは、周波数及び時間の両方において比較的複雑なスペクトルパターン（例えば、スペクトログラム特性、モード等）を示す場合がある。分解プロセスを通して、この複雑なパターンからひとつ以上のモードを除去することが可能にする。このことは、特定の病理学に相関し、従って当該病理学に基づいて治療可能な特定のパターンであって、以前は同定できなかったものの同定を許容する。換言すれば、処理技術は、特定の電気パターンを伴う特定のモードに相関するものに適用可能である。例えば、処理技術は、特定モードが、時間の経過とともに異なる相対的なパワーで、ロータ、異所性電気活動、その他に相関することを決定することが可能である。その上で、これらのパターンは、時間の経過とともに複数のモードに分解され、特定の治療の対象となる。

いくつかの場合において、観察された、特定のタイプの病理（例えば、不整脈）は、優位モードと副優位モードの協調結果である。複数のモード間の関連性を理解することは、ひとつ以上の特定の電気パターン（ひとつ以上のモードに対応する）を処理するか否かの表示を可能にする。

例えば、所与の優位なスペクトル特性は、目標モードとして（その表面に）認識可能である。しかしながら、現実には、観察されたスペクトル特性は、経時的に電気パターンに寄与する複数の副優位モードを含んでいる場合がある。さらに、複数のモード（例えば、優位モード及び副優位モード）は、経時的に異なる相対的なパワーで互いの発現に影響するものである。この事例において、二つの個別のモードの存在を特定し、個別のモードに対応して内在する電気パターンを特定するために分解技術を使用することが、好ましい場合がある。さらに、治療を、個々のモードと電気パターンとに対応する特定の病状に特化することが可能となる。

しかしながら、いくつかの場合において、スペクトログラム特性（例えば、ピークの大きさ）は、処理システム３２が最初に特定することのできないひとつ以上の特性を含んでいる場合がある。例えば、図９は、そのような例示的なスペクトル７６を示す。もっとも、図９から分かるように、ピークの大きさ７８は、（実際のところ）それぞれ例示的な周波数Ｆ１及びＦ２のところで発生する二つの分離したピークの大きさ８０、８２を含んでいる場合がある。周波数Ｆ１及びＦ２が、値として非常に近似しており、そのために、初期の処理工程の間、処理システム３２によっては決定しにくくなっていることを理解されたい。

いくつかの場合において、処理システム３２は、処理システム３２がアトラクションポイントを正確に選択し、グループ分けし、定義するために、周波数スペクトル信号をさらに精緻化することが望ましい。例えば、図９に示すピークの大きさを示す値８０、８２は、２つの異なる細胞の病理（例えば、不整脈）に由来する頻度で生じる周波数値を反映している場合がある。その場合、ピークの大きさを示す値８０、８２を同じアトラクションポイント及びモードの少なくともいずれか一方にグループ分けすれば、不正確なものとなってしまう虞がある。さらに、スペクトログラム７６が導出される電極は、二つのピーク周波数値が発生している二つの区別的なピーク周波数に対応する二つの異なるモードにグループ分けされている場合がある。従って、アトラクションポイントやモードをより正確に決定するために、信号処理技術（例えば、周波数評価技術）を適用し、所与のスペクトログラムに寄与する周波数スペクトル信号の精緻化や調整を図ることが好ましい。いくつかの実施形態において、時間−周波数表現のフレームは、時間軸において拡大可能であり、よって、周波数についてより高い分解能をもたらすことが可能である。

いくつかの実施形態において、周波数スペクトルの精緻化や調整のために、所与の周波数スペクトルの高調波成分を利用することが望ましい場合がある。例えば、いずれかの基本周波数の整数倍（例えば、優位な周波数、最大周波数値が発生する頻度等）のパワーの値を組み込むことも可能である。さらに、基本周波数の整数倍で発生するパワーの値は、当該基本周波数に組合せ、それによって、相対的パワーの調整された計測や、基本周波数の関数として、相対的な高調波スペクトルのパワーや大きさが調整された測定値を生成するようにしてもよい。この測定値は、内在する周期性のものに対応する周波数でのピークを生成し、実際に基本周波数の調整値又は精緻化された値と想定される。

加えて、本技術は、周波数スペクトルに対応するひとつ以上の周波数に使用し、これによって、「周期スペクトル」と呼称可能なものを生成する周波数スペクトルの一部分又は全体部分に沿う周波数値を調整することが可能である。従って、本技術は、密接に関連する周波数ピークの大きさの間の差分を提供することが可能である。いくつかの実施形態において、本技術は、信号、信号の差分、及び周波数スペクトルの少なくともいずれかひとつをろ過するくし型フィルタの応用技術である、ということが可能である。加えて、所与のスペクトルの全時間間隔の周波数スペクトルにわたって本技術を適用し、周期スペクトルの時間周波数表現をもたらすことが可能である。いくつかの場合において、くし形フィルタは、一つ以上のアトラクションポイントに直接適用することが可能である。

図１０は、二つのピークの大きさ８０及び８２並びにピークの大きさ８０、８２のそれぞれの初期の整数倍で現れた高調波のピーク８４、８６を含む、図９の周波数スペクトル９０の二次元表現８８を示す。上述したように、（ピークの大きさ８０に対応する）基本周波数Ｆ１の最初の整数倍Ｆ３（即ち、２×Ｆ１）のところで発生する大きさを示す値８４をピークの大きさ８０に加算することが好ましい場合がある。加えて、最初の整数倍Ｆ４（例えば２×Ｆ２）のところで発生した大きさを示す値８６をピークの大きさ８２の値に加算することが望ましい場合がある。整数倍のところで発生する大きさを示す値は、異なる場合があることから、そのそれぞれの値を対応する基本周波数に加えることは、基本周波数についてのピークの大きさを示す値を差分することになる。この例示的な説明は、基本周波数Ｆ１、Ｆ２（例えば２×Ｆ１、２×Ｆ２）の最初の整数倍Ｆ３、Ｆ４を使用したものである。しかしながら、追加的な整数倍（例えば、３、４、５、６、７等）のところで発生する周波数値は、さらに差分された基本周波数値に加算されることが想定される。例示として、図１０は、非整数倍Ｆ５のところで発生している優位なピーク９２を示している。

図１１は、大きさを示す値８４、８６を周波数Ｆ１とＦ２のところに発生した基本周波数値に加算した後のピークの大きさ８０、８２の差分を示す。図示の通り、大きさのピーク８０、８２は、縦方向に互いに分離している。この差分は、処理システム３２がより正確に周波数ベクトル特性を特定し、グループ分けすることを許容する。具体的には、処理システム３２がひとつ以上のモードから周波数スペクトル８８が導出された電極を含むか除くかの選択を許容する。

図１１に示すように、ピークの大きさ８０、８２が加算された後、大きさを示す値８４、８６は、実質的に図１０における大きさを示す値８０、８２と大きさを示す値８４、８６の双方に関して減算される。加えて、大きさを示す値８０、８２に関し、（非整数倍Ｆ５に対応する）優位なピーク９２の値は、図１０の該当する値から実質的に減算される。加えて、大きさを示す値８０、８２に関し（図１１に示されているように）、ピーク８４、８６、及び９２の間のベースライン大きさを示す値は、（図１０に示された大きさを示す値との比較において）周波数が増加するにつれて下向き傾向にある。

本明細書に開示された高調波技術（例えば、くし形フィルタのようなフィルタの使用を含む）は、アトラクションポイントが特定される前、アトラクションポイントが特定された後、或いはアトラクションポイントの特定前後に適用可能であることが配慮される。また、高調波技術が多数電極から組み合わされたスペクトルに適用可能であることも配慮される。さらにまた、高調波技術が適用され、ピークの大きさが特定された後、ひとつ以上のピークの大きさがアトラクションポイントに含まれてもよいことが配慮される。同様に、ひとつ以上のピークをアトラクションポイントから除外することができる。

加えて、処理システム３２がアトラクションポイントやモードを決定した後、処理システム３２は、これらアトラクションポイントやモードに対応する電極の空間的関係に対応した診断表示を作成するために、アトラクションポイントやモードが発生する周波数を利用可能である。

例えば、処理システム３２は、構造体２０の電極２４から収集されたアトラクションポイント、モードの正弦波曲線、及び優位な周波数に相関する位相値の少なくともいずれかひとつを決定可能である。例えば、フーリエ変換は、選択された周波数（例えば、アトラクションポイント及びモードの少なくともいずれか一方の周波数）のところにあるそれぞれの電極２４についての正弦波曲線、位相値を決定、生成することが可能である。代替的に、そのような正弦波曲線モデルは、信号処理技術の分野でよく文献に掲載されている評価技術を用いることによって、それぞれの電極２４について評価可能であり、アトラクションポイントに関連する時間エポックにわたって電極波形に適用可能である。さらに、位相偏倚を伴って導出されたそれぞれの対応する正弦波曲線は、選択された周波数が導出された特定のアトラクションポイント及びモードの少なくともいずれか一方に対応する動的な「動画」又は「動的マップ」を生成するために利用可能である。動画又は動的マップは、特性（例えば、活性時間、位相等）の要約を介して特定の病理における波形の伝導及び焦点インパルスの少なくともいずれか一方のより良好な視覚化を可能にする媒体を提供可能にする。いくつかの実施形態において、視覚的な表示（例えば、動画、動的マップ、位相マップ等）は、関心のある心室の解剖学的表現上に描写可能である。加えて、視覚的な表示（例えば、動画、動的マップ、位相マップ等）は、複数回にわたる心拍及び様々な心臓の各部若しくは心室にわたって変化する最初の優位な周波数値、及び２番目に優位な周波数値、或いはそれらのいずれか一方に対応可能である。正弦波表現から動的位相マップを作成することに関するいくつかのさらなる詳細は、「心臓組織マッピング用医療装置」と題された米国特許出願（弁護士事件番号第１００１．３５６２１００号）に記載されている。

処理システム３２は、本明細書に開示される技術や実施形態を実施するに当たり、収集された信号のいずれかを選択的に消去可能である。例えば、心臓の興奮性細胞組織に対して電気的に接触していないか、又は電気的接触が不十分な電極によって収集された信号を消去することは有益なものとなる。そのような信号は、有用な情報を提供することができず、上述の技術の結果を歪める可能性があるからである。

代替的に、有用な情報を提供していない収集信号を消去する代わりに、処理システム３２は、望ましい情報を別段、提供しない信号の値を代わりに補間し、推定可能である。有用な処理後のデータのよりよい演算、決定、及び生成の少なくともいずれかひとつを実行するため、或いは、使い勝手のよい処理後のデータをより好ましい仕方で平滑化、精緻化、若しくは提示するため、処理システム３２は、データの補間、推定を利用可能である。

本明細書に開示された方法は、多数拍動、興奮、又は心臓ペーシング時間間隔にわたって補完可能であることが配慮される。さらに、多数拍動及び多数興奮の少なくともいずれか一方は、統計学的手法を用いたり開示された方法を適用したりすることにより、分析可能である。例えば、活性時間は、一連の心拍やパルスにわたって収集可能である。収集された活性時間の統計学的分布は、開示された方法において、演算、分析、及び統合が可能である。

この開示は、多くの点において、例示に過ぎない。特に、本発明の範囲を逸脱することなく、ステップの形状、寸法、及び配置の事項について詳細に変更することが可能である。これは、それが適切である限り、他の実施形態で使用される１つの実施形態の特徴のいずれかの使用を含むことができる。本発明の範囲は、言うまでもなく、添付の特許請求の範囲が表現される文言で定義される。

本発明の範囲から逸脱することなく、説明された例示的な実施形態に対して、様々な修正及び追加を行うことができる。例えば、上述した実施形態は特定の特徴を指すが、本発明の範囲は、特徴の異なる組み合わせを有する実施形態及び記載された特徴の全てを含まない実施形態も含む。従って、本発明の範囲は、そのような全ての均等物とともに、請求項の範囲内にあるそのような代替物、改変物及び変形物の全てを包含するように意図されている。

Claims (15)

1. 心臓の電気活動マッピングのためのシステムであって、
   第１の電極と第２の電極とを含む複数の電極が接続されたカテーテルシャフトと、
   プロセッサと、を備え、前記プロセッサは、
   ある時間間隔にわたって実行され、前記第１の電極に対応する第１の信号と、前記第２の電極に対応する第２の信号とを収集する処理と、
   前記第１の信号に対応する第１の時間−周波数分布を生成する処理と、
   前記第１の時間−周波数分布における第１の時点での第１の優位な周波数において発生する第１の優位な周波数値を特定する処理と、
   前記第２の信号に対応する第２の時間−周波数分布を生成する処理と、
   前記第２の時間−周波数分布における第２の時点での第２の優位な周波数において発生する第２の優位な周波数値を特定する処理と、
   前記第１の優位な周波数値が前記第２の優位な周波数値と共通の周波数又は共通の時点のいずれか一方において共通の特性を共有する場合に特定の電極の特性として定義されるアトラクションポイントを決定する処理と、
   前記アトラクションポイントから導出されて前記特定の電極の空間的位置に関連する電気活性パターンを定義する特性であるモードに基づいて、目標となる治療の適用のために特定の空間的位置を特定する処理と、
   を実行可能である、システム。
2. 前記第１の時間−周波数分布と前記第２の時間−周波数分布を生成する処理は、フーリエ変換、短時間フーリエ変換、又はウェーブレット変換のひとつを利用する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記第１の時間−周波数分布を生成する処理が前記第１の信号のスペクトログラムを生成する処理を含み、又は、前記第２の時間−周波数分布を生成する処理が前記第２の信号のスペクトログラムを生成する処理を含み、あるいは、前記第１の時間−周波数分布を生成する処理が前記第１の信号のスペクトログラムを生成する処理を含むとともに、前記第２の時間−周波数分布を生成する処理が前記第２の信号のスペクトログラムを生成する処理を含んでいる、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 前記第１の優位な周波数値又は前記第２の優位な周波数値は、最大周波数値、チャープ信号、持続最大周波数値、及び局所最大周波数値の少なくともいずれかひとつと等しい、請求項１から３のいずれか１項に記載のシステム。
5. 前記プロセッサは、周波数閾値を決定するように構成されており、前記最大周波数値と前記局所最大周波数値の少なくともいずれか一方は、前記周波数閾値以上である、請求項４に記載のシステム。
6. 前記第１の優位な周波数は、前記第２の優位な周波数と等しく、前記第１の時点は、前記第２の時点と等しい、請求項１から５のいずれか１項に記載のシステム。
7. 前記プロセッサは、ある時間間隔を特定するように構成されており、前記時間間隔は、前記第１の時点と前記第２の時点とを含み、前記第１の優位な周波数値は、前記時間間隔にわたって前記第２の優位な周波数値と共通の特性を共有する、請求項１から６のいずれか１項に記載のシステム。
8. 前記プロセッサは、ある時間間隔にわたって第３の電極から信号を収集するように構成されており、前記プロセッサは、第３の優位な周波数値を生成するものであり、前記プロセッサは、第１、第２、第３の優位な周波数値が相互に共通の周波数と共通の時点とのいずれか一方の共通の特性を共有する場合に前記アトラクションポイントを定義するように構成されている、請求項１から７のいずれか１項に記載のシステム。
9. 前記プロセッサは、周波数間隔を特定するように構成されており、前記周波数間隔は、第１の優位な周波数値と、第２の優位な周波数値とを含み、前記第１の優位な周波数値は、前記周波数間隔にわたって前記第２の優位な周波数値と共通の特性を共有する、請求項１から８のいずれか１項に記載のシステム。
10. 前記プロセッサは、ある時間間隔にわたって第３の電極から信号を収集するように構成されており、前記プロセッサは、第３の優位な周波数値を生成するものであり、周波数間隔は、前記第１、第２、及び第３の優位な周波数値を含み、前記第１、第２、及び第３の優位な周波数値は、前記周波数間隔にわたって相互に共通の特性を共有する、請求項１から９のいずれか１項に記載のシステム。
11. 前記プロセッサは、視覚的な表示を生成するように構成されており、前記視覚的な表示は、少なくともひとつの視覚的なインジケータの表示を含み、前記視覚的なインジケータは、前記第１の優位な周波数値と前記第２の優位な周波数値との少なくともいずれか一方に対応している、請求項１から１０のいずれか１項に記載のシステム。
12. 前記プロセッサは、前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方を表現する、少なくともひとつの正弦波曲線を生成するように構成されており、前記視覚的な表示を生成する処理は、前記少なくともひとつの正弦波曲線を表示する処理を含む、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記プロセッサは、前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方を表現する、少なくともひとつの位相マップであって、時間間隔にわたって前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方の位相偏倚に対応しているものを生成するように構成されており、前記視覚的な表示の生成は、前記位相マップの表示を含む、請求項１１又は１２に記載のシステム。
14. 前記視覚的なインジケータは、色彩、質感、又は色彩及び質感である、請求項１１から１３のいずれか１項に記載のシステム。
15. 前記プロセッサは、前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方の動画であって、ある時間にわたって前記第１の優位な周波数と前記第２の優位な周波数の少なくともいずれか一方の変化に対応しているものを生成するように構成されており、前記視覚的な表示は、前記動画を含む、請求項１１から１４のいずれか１項に記載のシステム。