JPH08505547A - マッピング、ペーシング、及び切除のための電気生理学的検出 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 人間の心臓内における電気生理学的活性化のマッピングは、カテーテル（３２）の利用により心筋層内の領域について達成される。このカテーテル（３２）は、このカテーテルに配置した少なくとも一対の直交センサ（３４乃至４６）を有している。これらの直交センサ（３４乃至４６）は、カテーテル（３２）に沿って１ｍｍないし５ｍｍ離れた一定の長手方向のそれぞれの点においてカテーテル（３２）に周方向にほぼ配置された電極を有していて、差動増幅器（５０）内において差を取られる信号を受信して、心筋層内の所定点において局部制限されたバイオポテンシャル心臓活動のみを示す信号を発生する。直交センサ（３４乃至４６）は、カテーテル（３２）の刺激チップ（５８）に隣接配置されて、ペーシング処理中または切除中のエネルギの送付中に刺激チップ（５８）に隣接または接触して局部制限された心臓活動の検出を可能にする。この局部制限された活動の検出は、ペーシングまたは切除と同時に生じて、剌激または切除された組織の心電図が記録できるようにする。

Description

【発明の詳細な説明】 マッピング、ペーシング、及び切除のための電気生理学的検出 関連出願 本出願は、「オオソゴナル センシング フォア ユース イン クリニカル エレクトロフィジオロジ（ＯＲＰＨＯＧＯＮＡＬ ＳＥＮＳＩＮＧ ＦＯＲ Ｕ ＳＥ ＩＮ ＣＬＩＮＩＣＡＬ ＥＬＥＣＴＲＯＰＨＹＳＩＯＬＯＧＹ）」なる 名称の、１９９３年１月８日出願の出願番号０８／００１，９８０の一部継続出 願である。 発明の背景 １．発明の分野 本発明は、電気生理学の分野に関し、特に、極めて局部制限された心臓内電気 パターンの検出、心臓内電気生理学の理解に使用される特定の電気事象のマッピ ング、及び、心臓不整脈の臨床治療のためのこの検出及びマッピングの使用に関 する。 ２．従来技術の記載 電気生理学の従来の焦点は、心臓不整脈の機構の識別、及び観察された心臓不 整脈に対する薬及び他の療法の評価に関している。電気生理学における現在の研 究は、不整脈の原因となる異常な心筋層の局部制限された領域を識別することに よって発展し続け、そして、この異常な心筋層を選択的に除去または別な具合に 不活性化し続けている。小範囲無線周波数ジアケルミ技術を一般的に使用して、 局部制限切除により切除が一般的に実施されているが、レーザエネルギ、超音波 及び／または細胞析出のような他のエネルギ源も使用できる。 心臓不整脈の治療法は、かくして、その異常なリズムの心筋層内の正確な解剖 学的場所即ち源を識別する能力にますます依存している。異常な心筋層を突き止 める従来技術の方法は、リング電極とチップ電極よりなる標準的なアレイを帯び たカテーテルを心臓室内に配置することである。チップ電極の直接接触は、ペー スメーカの検出に関して長年実施された方法に似た方法で心臓内の電位図を作る ために使用されている。例えば，イムラン（Ｉｍｒａｎ）の「エンドカーディア ル マッピング アンド アブレーション システム アンド カテーテル プ ローブ（Ｅｎｄｃａｒｄｉａｌ Ｍａｐｐｉｎｇ ａｎｄ Ａｂｌａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ｐｒｏｂｅ）」、米国特許５，１５ ６，１５１（１９９２）を参照されたし。 局部的な心臓信号のマッピング及びペーシングパルスにより刺激されまたは切 除されているまさにその組織の検出について従来技術の教示を考慮する。すなわ ち、ゴルドレイヤ（Ｇｏｌｄｒｅｙｅｒ）の「メソッド アンド プローブ フ ォア センシング イントラカーディアック シグナルズ（Ｍｅｔｈｏｄ ａｎ ｄ Ｐｒｏｂｅ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｉｎｔｒａｃａｒｄ１ａｃ Ｃｉｇ ｎａｌｓ）」、カナダ特許１，１９２，２６３号は、出願人による１９８５年の 特許であり、そして、ＥＫＧを作るための心臓内の信号の検出方法及びプローブ に関し、そして、特にマッピングまたは切除を特に扱ってはいない。このゴルド レイヤのカナダ特許’２６３号は、直交電極の局部心臓信号の検出に関して心臓 内の消極ベクトルに対応する心臓活動を検出する方法を教示している。この教示 は、また、心臓内のどこかほかで、おもに、心臓小室における特定の明確に検出 された局部的な心臓信号の存在の証明に関する心室ペーシング信号を提供するこ とに関する。この検出ステップは、ペーシングされる正確な領域からの検出を特 に考慮するものではない。即ち、ゴルドレイヤのカナダ特許’２６３号は、ペー シングの場所から空間的に離れた領域からこの検出がなされるべきであるという ことを特に教示している。同一のカテーテルを介して剌激パルスが加えられる特 に精密な組織からの局部制限された心臓活動を同時に検出するか、または、この 検出領域に対してカテーテルのチップを介して切除エネルギを同時に加えながら その組織からの電気的な活動を検出する能力は、暗黙にまたは明確にも扱われて はなく、また、ゴルドレイヤのカナダ特許’２６３号によって如何なる意味でも 興味をかきたてられるものではない。 検出及びペーシングまたは切除のこの同時のステップを持つゴルドレイヤのカ ナダ特許’２６３号が興味をかき立てない理由の一つは、局部心臓信号により受 信された信号強度が、直交電極の近くの組織からのみ得られるということである 。この検出領域は、小さく、そして、この検出領域により発生される電気信号は 、比較的に弱い。その非常に強いペーシング信号または切除信号のエネルギは、 その両者を検出することが可能ないずれの種類の検出回路においてもその弱い検 出された局部心臓信号を完全に圧倒すると考えられていた。 リング電極を有するカテーテルのような従来のカテーテルでは、検出電極に結 合された電子回路はオフにされ、または、その検出電極により受信された信号は 、ペーシング信号または切除信号が発生する時間中は単に無視される。検出電極 が、ペーシング段階または切除段階中に検出増幅器から電気的には切り離されな い場合、このセンス増幅器は飽和されて、このセンス増幅器が、局部心筋層によ り発生された大きさの信号を再び検出することができるようになるまでは、かな りの回復時間を必要とする。この結果、この回復段階における信号は単に見逃さ れる。 この場合の状況は、概念においては、受信器及び送信器が、トランシーバにお ける同一のアンテナを共有する無線送信に類似している。送信器が送信している 時に、トランシーバの受信器部分は、そのアンテナから切り離されて、強い送信 信号により圧倒または飽和されないようにアンテナから切り放されている。送信 信号がオフとなった後でのみ、電子スイッチは、劇的により弱い受信信号が聞き 取れるようにアンテナにラジオ受信機を再度結合する。 第二に、たとえ、ゴルドレイヤのカナダ特許’２６３号が、心臓内のどこか他 のところでペーシングまたは切除を行いながら信号検出の興味を起こさせるもの と解釈されるとしても、ゴルドレイヤのこのカナダ特許’２６３号は、実際には 、小室での検出、即ち、ペーシングチップから少なくとも意味のある距離離れた ところでの検出を教示するということを認識しなければならない。ゴルドレイヤ のカナダ特許’２６３号のどの図面も、ペーシングチップの近くのどこか、即ち 、ペーシングチップから数ミリメートル内での直交検出電極を示してはいない。 血液は、高周波数の電磁波に対して極めて減衰を与える媒体であるということは 認識されなければならない。本質的には、無線放射電波に対して大いに不透明で あると知られているのは、海水である。例えば、レーダによる潜水艦の検出、ま た は、潜水艦は、アンテナを海面に出さなければ他の局と無線送信を介して通信す ることができないということは、この理由のためである。 従って、ゴルドレイヤのカナダ特許’２６３号は、出願人のファーミングが拒 絶する位置を同時に検出しペーシングすることに興味を起こさせると理解するこ とができるにしても、もし直交電極がペーシングチップまたは切除チップに非常 に接近している場合に同時の検出が得られるということは、後知恵でさえ、決し て明かではない。ゴルドレイヤのカナダ特許’２６３号では、検出電極は、ペー シングチップから充分に離れているので、チップと電極との間において血液の受 ける損失は、充分大きく、従って、比較的離れた電極でのペーシングパルスのか なりの減衰が想像されよう。このことは、直交電極が万一ペーンングチップまた は切除チップに接近していたとしても、この直交電極が依然として局部的な心筋 層信号を検出でるかどうかの問題には答えていない。ゴルドレイヤのカナダ特許 ’２６３号に基づいて、このような実験の結果は、予測できないであろう。 ジャックマン（Ｊａｃｋｍａｎ）他による「ニュー カテーテル テクニーク フォー レコーディング レフト フリー− ウォール アクセサリ アトリオ ヴェントリキュラー パスウエイ アクチヴェーソョン アイデンティケーショ ンオブ パスウエイ ファイバ オリエンテーション（Ｎｅｗ Ｃａｔｈｅｔｅ ｒＴｅｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ Ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ Ｌｅｆｔ Ｆｒｅｅ−Ｗ ａｌｌ Ａｃｃｅｓｓｏｒｙ Ａｔｒｉｏｖｅｎｔｉｃｕｌａｒ Ｐａｔｈｗａ ｙＡｃｔｉｖａｔｉｏｎ Ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ Ｐａｔｈｗａ ｙＦｉｂｅｒ Ｏｒｉｎｔａｔｉｏｎ）」、Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ、Ｐａｒｔ １，Ｖｏｌｕｍｅ ７８， Ｎｕｍｂｅｒ ３， Ｓｅｐｔｅｍｂｅｒ １９ ８８は、心臓の表面の外部における冠状洞における直交センサの適用を記載して いる。直交センサＡ，Ｂ，Ｃは、図１に示され、１０ｍｍの大きな尺度間隔を有 している。そのページ５９９の右欄で述べたように、カテーテルは、冠状洞内へ 挿入され、そして、大きな心臓の静脈内でできるだけ前方に配置されていた。こ の電極からの電位図は、心筋層に対してどの電極が面しているかを識別するため に調査された。この電極のあるもの、即ち、半リングは、心臓の組織に最も近い ものとして識別された。 ジャックマンにより記載された全ての検出は、単に冠状洞及び大きな心臓静脈 でのみ行われた。このカテーテルは、決して心臓内には置かれず、従って、心臓 内のカテーテルにおける直交プローブの使用は、ジャックマンが着想したとは思 えない。 更に、直交電極で局部心筋層信号を検出しようと試みながら、同時に任意のペ ーシングまたは切除の何れかをジャックマンが行ったとは思われない。実際、ジ ャックマンの記載に示されたカテーテルは、ペーシングまたは切除エネルギの印 加の何れかが可能であるチップ電極を含んではいない。ジャックマンの研究の目 的は、ケント（Ｋｅｎｔ）の束及び心臓の外側における補助通路を突き止めよう とするものであり、心臓内部で正常に働かない心筋層の組織を弁別可能に検出ま たは突き止めるものではない。心臓壁の外側の電気活動を検出できることは、従 来技術であり、心臓の内部組織の深くで心筋層をマッピングし、または、選択的 な切除を含み、考慮し、または、これに興味を起こさせるものではない。またこ の従来技術は、切除エネルギの印加中における局部の検出を教示するものではな い。 ジャックマンは、直交する相離れた電極対を記載するが、この電極対からの信 号のどのような差動増幅をも明確には記載しておらず、また、心臓信号の局部的 な検出をも記載していない。 更に、この直交電極は、実際には割リングであって、ドット電極または微小電 極ではない。ジャックマンは、リング電極の半分ドウシの間の差信号を監視せず に、「心筋層に面する電極」を検査し、即ち、心筋層に面する割リングの電極ま たは一部を検査する。ジャックマンには、わずかに離れたバイポーラ差動増幅電 極が、心臓内の局部的な心筋層信号をマッピングし、または、ペーンング期間ま たは切除期間中の検出に同時に使用することができるということを示唆する動機 付け、暗示または教示は存在しない。 ヘス（Ｈｅｓｓ）他による「パーキュテーニヤス リード ハビング ラジア リ アジャスタブル エレクトロード（Ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｌｅａｄ Ｈａｖｉｎｇ Ｒａｄｉａｌｌｙ Ａｄｊｕｓｔａｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ）」米国特許４，６６０，５７１号（１９８７）は、マッピング、切除及びまた はペ ーシングの心臓内機能のために提供されるリード線を記載している。カテーテル の遠隔端における細長い電極は、半径方向外方へ移動されて、マッピングのため に複数の半径方向に調節可能な接触電極を提供する。これらの接触電極は、切除 及びペーシングのためにもチップに設けられている。ヘスは、心臓壁に物理的に 接触するように外方へ配置された図３及び図４における接触電極の従来のばねま たはスパイダアレイであるものを示している。これらの電極の位置は、制御する ことが難しいばかりでなく、それらは、非配置形状で図１に示し及び図３と図４ の配置形状で示したカテーテルの端部から可撓のフィンガ３２の半径方向の広が りの度合いによって決定される最小の所定距離だけ離れる傾向がある。 特に、コラム６、行１５乃至６０で始まるヘスが記載するものは、接触電極の 使用によって心臓内における電極のマッピングまたは位置決めであり、その後の 、異常な中心が突き止められた心臓内の場所の切除である。切除されるべき局部 的な心筋層の局所を検出し続けることができるという、ヘスによる暗示、教示、 動機付け、または主張は存在しない。そのかわり、ヘスは、異常な中心を突き止 め、そして一度突き止めたら切除するという二段階処理を教示している。ヘスは 、直交電極を採用せず、また、強力な無線周波切除中に自分の検出電極の飽和を 如何に回避すべきかの問題を記載もせず扱いもしない。これは、ヘスの関心のあ る問題でさえなかった。その理由は、ヘスは、切除のための無線周波エネルギを 使用せずに、切除要素としての光ファイバを介してレーザ電源を使用したからで ある。検出及びペーシングも行うことができるというコラム７、行１乃至１４の 示唆は、同時のものであるとは記載されていず、センス増幅器の飽和の問題を扱 ってはいず、そして、電極信号の差動増幅を記載したものではない。心室をペー シングすることによる律動異常の制御は、バイポーラ電極対としてのチップ電極 ３７とリング電極４７の使用を単に暗示しているだけであり、如何にしてペーシ ング電極が他の検出電極とともに互いに接近して同時に使用し、それにより、ペ ーシングされる局部化制限心筋層が同時に検出できるようにするかを扱ってはい ない。ヘスには、このことが本当になし得るということを示唆するものは何もな い。実際、これがなし得ないことであるということは、ヘスの時代における従来 の知識であり、それが可能であるということは、本出願人の教示に基づいて示さ れただけで ある。 従来技術のペースメーキングにおける認識された問題の一つは、大きな心室の 刺激パルスがカテーテルのチップを介して送られているときに心室内の活動を同 時に監視する能力であった。この一つの従来技術の解決は、ゴールドレイヤ（Ｇ ｏｌｄｒｅｙｅｒ）による「カテーテル、カーディアック ペースメーカ アン ド メソッド オブ ペーシング （Ｃａｔｈｅｔｅｒ、ＣａｒｄｉａｃＰａｃ ｅｍａｋｅｒ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｐａｃｉｎｇ）」、米国特許４， ３６５，６３９号（１９８２）であった。この特許では、小室におけるカテーテ ルに位置決めされた直交検出電極は、カテーテルのチップを介して送られる大き な心室刺激パルスによって圧倒または飽和されずに心臓活動を検出することがで きた。換言すれば、刺激チップに対してカテーテル本体内における検出電極の直 交配置及び、この直交電極からの差信号の処理のために、カテーテルのチップ以 外の方向からの心臓内の信号は、検出回路の飽和なしに、大きなペーソングパル ス及び応答心室パルスの間もなく後で優先的に検出することができよう。しかし 、この従来技術においても、本発明においては、大きいと考えられた距離、即ち 、１０ｃｍ乃至１６ｃｍだけペーシングチップから検出電極を離すことが必要で あると考えられていた。コラム４、行４１乃至４２を参照されたし。このペーソ ングされるまさにこの組織は、また、同時に検出することもできるということは 知られずまた理解もされていなかった。検出されたことは、刺激場所から離れた 、例えば１０ｃｍ乃至１６ｃｍ離れた組織であり、これは、ペーシングスパイク に応答するものではなく、心臓伝ぱん波に応答するものであった。 電気生理学は、その目的が、機構または不整脈の評価、及び薬治療の評価であ った時代から、それらを除去または根絶するための異常な心筋層の領域の確定に 関わる時代に進んでいる。これに付いては、この異常なリズムの正確な原因のマ ッピングは極めて重要である。従来技術では、標準的なリング電極は、カテーテ ルに配置され、カテーテルは、心臓室内を移動して、まず消極化された不整脈の 中心の組織の点を発見しようとした。これらのプローブは、特定の電気生理学的 活動を行う心筋層内の点を空間的に識別するためにはかなり役にたったが、この 標準的な電極アレイから得られた信号は、かなり遠距離場の影響を受け、そして 、 正確なマッピングのための正確な場所の確定がなし得ない。 臨床電気生理学における最近の研究は、異常なリズムが生じる場所の確定は、 マッピングされた領域からのペーシング、及び、表面活性化が自然の不整脈中に 見られる活性化と同一であるということを示すことによって確認することができ るということを強調している。現在使用されている標準のリング電極を使用して 、心臓内電位図は、これらのペーシングソーケンス中の刺激場所から同時に記録 することはできないが、これは、本発明によって達成することができるのみであ る。 必要なことは、心臓壁に接触する必要なしに心臓内の個々の電気生理学的活動 を確実にマッピングすると共に、局部制限された心筋層からの検出が、刺激され る正確な組織からのペーシング処理または切除処理と同時に行うことができる方 法及び装置である。 発明の要約 本発明は、以前知られなかった少なくとも三つの方法論に関する。まず、本発 明の方法は、組織に対して電極接触をする必要なしに、心臓内壁から１ｍｍ乃至 ３ｍｍの空間分解能内まで心臓内電気信号を特にマッピングすることができる。 第二に、ペーシングパルスによって実際に刺激されている特定の心臓内組織の 電気生理学的応答は同時に検出され、やがてペーシングすることができる。この 特定の局部制限され刺激された組織の応答即ち電気生理学的活動は、ペーシング されているときに監視可能である。 第三に、高エネルギＲＦ信号により実際に切除されている特定の心臓内組織の 電気生理学的応答は、ＲＦエネルギを印可している時間にわたり同時に検出する ことができる。特に切除される組織の電気生理学的活動は、それが燃焼されてい るときに監視することができる。ＲＦ印可の効能または欠如は、かくして、その エネルギが印可されているときに決定することができる。これら３種類の電気生 理学的監視の何れも以前は成し遂げられていない。 方法 特に、本発明は、心臓内における電気生理学的活性化をマッピングするための 方法である。この方法は、心臓内の所定位置にカテーテルを配置するステップを 有する。前記所定位置に隣接した内部心臓壁に直接隣接または１ｍｍ乃至３ｍｍ 以内で前記心筋層から局部制限された心臓信号のみを検出する。前記カテーテル を配置するステップと前記心筋層内の複数の異なる所定点から前記局部制限され た心臓信号のみを検出するステップを繰り返す。この手段によって心臓内の電気 生理学的活性化の正確で個別のマッピングが達成される。 隣接の心筋層からの前記局部制限された心臓信号のみを検出する前記ステップ は、前記カテーテルにかつ前記心筋層内の前記所定点近くに配置された少なくと も一対の直交電極の前記心臓信号を検出するステップを有する。前記検出するス テップは、前記隣接の心筋層に接触せずに行われる。 前記直交電極の前記心臓信号を検出するステップは、前記直交電極の間で差信 号を発生するために前記直交電極の各々で受信された心臓信号の差を取るステッ プを有する。この差信号は、前記局部制限された心臓の活動を示す。 この方法は、前記隣接の心筋層からの局部制限された心臓信号のみを検出しな がら前記隣接の心筋層を同時に刺激するステップを更に有する。この剌激するス テップは、前記カテーテルの遠隔端に設けられた刺激チップと、この刺激チップ から中央のほうへ１ｍｍないし３ｍｍ離れたリング電極とを介して行われ、前記 同時に検出するステップは、少なくとも一対の直交検出電極によって前記刺激チ ップにもっとも近い前記カテーテル上の位置で行われる。刺激または切除の実際 の場所で、または、この場所から１ｍｍないし３ｍｍ離れた場所で心臓組織は、 同時に検出され、同時に、刺激または切除エネルギが送られる。 他の実施例では、前記検出するステップは、前記カテーテルの長さに沿って長 手方向に配置された前記カテーテルに隣接する複数の位置で行われる。この場合 、前記カテーテルに隣接した前記複数の位置に沿う検出は、対応する複数の直交 電極を介して行われる。 前記複数の直交電極の各々により受信された前記心臓信号は、それらの差を取 られて、前記カテーテルに隣接した対応位置の各々における局部制限信号を示す 対応の複数の相異なる信号を発生する。これらの検出場所の各々で見られる活性 化の一時的なシーケンスは、自然の心臓リズムと心臓のペーシングの両方の期間 に心筋層興奮の広がる方向を反映する。 本方法は、前記カテーテルの所定位置において心筋層の切除のために前記カテ ーテルの前記所定位置で前記カテーテルを介してエネルギを加えるステップを更 に有する。エネルギを加えるこのステップは、前記カテーテルの遠隔端における 切除チップを介して無線周波切除エネルギを加えることにより行われる。前記検 出するステップは、前記検出される組織が、まさにこの切除される組織であると きに切除エネルギを加える前記ステップと同時に行われる。 カテーテル 本発明は、また、心臓内に配置されカテーテル本体を有する、前記心臓内の電 気生理学的活動をマッピングするためのカテエーテルである。少なくとも一対の 直交電極が、前記カテーテル本体の所定位置に配置されている。前記電極は、効 率的動作のために心臓組織に接触する必要はない。前記カテーテルの前記直交電 極の所定位置に隣接した前記心臓壁上の点に隣接またはその点から１ｍｍないし ３ｍｍ以内の心筋層のみで局部制限された心臓活動を示す差信号を発生するため に、前記少なくとも一対の直交電極により受信された心臓信号を受信してこれら の信号どうしの差をとるための回路が設けられている。結果として、カテーテル は、心臓内の電気生理学的活動を個別にかつ正確にマッピングするために設けら れている。 前記カテーテルは、このカテーテルの前記遠隔チップに配置されたカテーテル チップを更に有するものであってもよい。このカテーテルチップは、前記心臓の ペーシングを行うための刺激パルスを送るように構成され、前記直交電極は、刺 激されるまさにこの組織の局部制限された心臓活動を同時に検出する。前記直交 電極は、ペーシング刺激に応答してペーソングされる局部制限された心筋層から の電気生理学的活動の同時の検出のために前記刺激チップに隣接またはそれから １ｍｍないし３ｍｍ以内に配置されている。 前記カテーテルは、前記切除電極と接触して心筋層を根絶するため切除チップ を介してエネルギを加えるように構成された前記カテーテルに配置された切除電 極を更に有する。前記直交電極は、前記切除電極に隣接またはそれから１ｍｍな いし３ｍｍ離して配置されて根絶を受けるまさにこの心筋層の電気生理学的活性 化をこの心筋層の根絶中に同時に検出し、その間に切除エネルギを前記心筋層に 加える。 本発明は、同様な要素が同様な数字で参照される以下の図面を次に参照するこ とにより更によく理解されよう。 図面の簡単な説明 図１は、一組の直交電極を使用した本発明により使用されるカテーテルの略図 ある。 図２は、複数組の直交電極を使用した本発明により使用されるカテーテルの略 図である。 図３は、特定の心臓の場所からの異常な心臓リズムの組織上の特定の心臓内マ ッピングを示す本発明により作成された実際の人間の心電図である。 図４は、特定の心臓の場所からの緩慢な通路電位の組織上の特定のマッピング を示す本発明により作成された実際の人間の心電図である。 図５は、右の心室流出路におけるペーシングにより刺激される組織の特定の検 出を示す本発明により作成された実際の人間の心電図である。 図６は、本発明により作成された実際の人間の心電図であって、ペーシングに より同時に刺激され、刺激された組織が電気活性化の局部的な分裂によって心室 頻拍を受ける特定の組織検出を示している。 図７は、実際の人間の心電図であって、組織の特定の場所の時間に対する根絶 のプロセスを示し、ＲＦ信号により同時に切除される組織の特定の検出を示して いる。 図８は、本発明により作成された実際の人間の心電図であって、組織が切除さ れるときに、この組織の特定の場所個々の電位図が示されている、ＲＦ信号によ り同時に切除される組織の特定の検出を示している。 図９は、カテーテルが心室から右側の心臓環心房側への移ときに、この組織の 特定の場所が示されている、本発明により作成された実際の人間の心電図である 。 本発明及びその種々の実施例は、以下の詳細な説明を参照することにより更に よく理解できよう。 好適な実施例の詳細な説明 少なくとも一対の直交センサを自体に配置したカテーテルを利用することによ って、人間の心臓内の電気生理学的活性化の正確なマッピングがその心筋層内の 別々の領域について作成される。カテーテルに沿い、このカテーテルの周上で一 定の長手方向の点の所にほぼ配置された２個以上の電極よりなる直交センサは、 信号（複数）を受信して差動増幅器内でその差が取られて心筋層内の所定点にお いて局部制限されたバイオポテンシャルの心臓活動のみを示す信号を発生する。 この直交センサは、カテーテルの刺激チップに隣接配置されてその局所的な心臓 活動の検出ができるようにされ、ペーシング処理中または切除中の無線周波エネ ルギの供給中に刺激チップに隣接または接触している。局部的な心臓活動の検出 は、ペーシングまたは切除の何れかと同時に行われ、刺激または切除されるまさ にこの組織の詳細及び正確な心電図が記録することができるようにしている。カ テーテルの本体に沿って長手方向に配置された複数のこのような直交センサは、 その各間隔が１ｍｍないし５ｍｍであって、検出電極と心臓壁との間の物理的な 接触が生じないか、または、生じ得ない時でも心臓壁の内側の対応の複数の点に おいて局部的な心臓の活性化の同時のマッピングを可能ならしめている。複数の この直交行電極からの活性化シーケンスのマッピングにより、電気活動を伝搬す る方向を決定することができる。 図１は、複数の直交する検出電極１２を組み込んだカテーテル１０の略図であ る。検出電極１２は、刺激チップ１４の後においてカテーテル１０に配置されて いる。図１の実施例において、刺激チップ１４は、約２ｍｍm乃至４ｍｍの長さ １６を有している。切除またはペーシング用の現在公知または将来発明される刺 激チップ１４のどのような構造もまたはエネルギ若しくは信号を心筋層に送る他 の装置も使用することができ、そして、本発明の範囲内にあるとは明らかに考え られる。 検出電極１２は、刺激チップ１４の最後縁２２の後または上に約１ｍｍ乃至３ ｍｍの距離１８離れた所においてカテーテル本体２０の中または上に配置されて いる。刺激チップ１４及び検出電極１２は、カテーテル１０の中の配線に結合さ れて最終的に回路２４に至っている。回路２４の詳細及び特性は、本発明にとっ て大して重要ではないので、刺激チップ１４が刺激パルスまたは切除パルスを発 生する回路２６によって駆動され、そして、検出電極１２が、この検出電極の選 択されたものの間で差信号を発生するために１個以上の差動増幅器28に対をなし て結合されているという点以外の説明は行わない。この差信号は、パルス発生器 ２６またはモニタ３０への入力として提供されて、検出電極１２の２個以上にわ たる差信号の経時変化を生成する。この差信号は、明確に図示してない従来の回 路で、信号の条件付けまたは論理処理のような信号処理をさらに受けて、モニタ ３０で究極的に示されるかまたはパルス発生器２６で使用される信号を発生する ようにしてもよい。 図１の簡略化した実施例においては、２個の直交する検出電極のみが示してあ るが、明らかに、任意の数をカテーテル１０の本体２０の中に配置してもよいで あろうということが考えられる。例えば、３個のこの検出電極１２をカテーテル １０の本体２０の外周の回りに等間隔に離して配置して心臓マッピングのための ２個乃至３個の差信号を提供するようにしてもよい。 また、この複数の差信号の種々の平均値または検出電極１２にもっとも近い心 筋層の組織から局部的な電気信号を示す他の従来の統計学的な大きさを発生する ために上記の複数の差動増幅器からの複数の信号をさらに処理するコンピュータ を有してもよいということも考えられる。 さらに、検出電極１２は、本体２０における単一の周上の円筒型のバンド内に 配置されるように図１においては示したが、検出電極１２は、互い違いにずらし て、即ち、１個の電極が他の電極よりも縁２２からさらに遠くに配置して、空間 において両方とも異なる電極パターンを提供するばかりでなく、より大きな検出 電極１２の配置のために検出電極２０の上にさらに大きな物理的な空間を提供す るようにしてもよい。リング電極１３は、バイポーラ形ペーシングアレイの一部 として設けて使用してもよい。 これに関しては、電極１２は、血液と接触しないように隔離され、検出電極１ ２の全体の形状を増大させずに血液との接触に利用できる表面積を増大させるた めに関節接続の表面を備えるか、または、これと異なり、回路２４への接続また は電気生理学的結合のための種々の電気的な改良点を組み込んでいるか否かは、 本発明にとって二次的な事柄であり、本発明は、刺激チップ１４の近くで、心筋 層の活動の直交電位図を提供するように刺激チップ１４に対して充分接近して配 置されている現在公知のまたは将来発明される任意の種類の直交センサを使用す ることを意図している。このことは、カテーテル１０が局部的な根絶または切除 のために使用される場合に明らかに好都合である。心筋層の異常な場所の信頼性 ある識別は、この異常な組織を消し去るか或いはまた除去するために使用される 装置の近くで行わなければならない。この意味で、明らかに、刺激チップ１４は 、異常な心筋層の除去または切除を行うために根絶または除去のための任意の数 の他の異なる種類の装置により置換してもよい。 図２は、本発明の他の実施例の簡略図であり、検出力テーテル３２は、複数組 の直交電極３４乃至４６と使用されている。図２に示した実施例では、この各組 は、少なくとも２個の電極よりなるものとして示してあり、７個のこのような組 が、カテーテル３２の長さに沿って示してあるが、各組の中の電極の数及びカテ ーテル上の組の数は利用次第で変えることができる。各組の直行電極３４乃至４ ６は、約３ｍｍ乃至５ｍｍの距離４８だけ隣接の組の電極３４乃至４６から離さ れている。カテーテル３２は、心臓内における活性化マッピングのために使用す ることができる操縦可能な心臓カテーテルである。カテーテル３２は、心房また は心室の壁または少なくともこれらに接近して配置されて電気活性化の方向を監 視する。心筋層の組織との直接接触は、必要ではない。複数組の電極３４乃至４ ６からの信号は、各々、別々の線に接続されるか、または、バスに多重化されて 対応する複数の差動増幅器５０に入力される。差動増幅器５０の出力は、信号を 適当に条件づけた後にデジタルバス５２及びコンピュータ５４に提供されてオシ ロスコープまたはプロッタのような従来の出力装置５６によって活性化電圧のオ シログラフマップまたはグラフィックマップを提供する。また、図２の実施例の カテーテルと組み合わせて使用することができる電子装置は取るに足らず、従っ て、完全性を得るためにのみ本明細書では示唆することにする。 図２に示した形状と似た形状で５ｍｍ離した４対の直交電極を備えたカテーテ ルの使用により、人間の心臓の右側心室における１６ミリ秒の差は、心房の側壁 に沿って２ｃｍだけ離して配置し、かつ、位置決めした複数組の直交検出電極の 間で容易に記録することができるということが測定されている。従って、図示の 種類のカテーテルは、異常なリズムが発生する心臓内の場所の局所制限をするた めに臨床電気生理学で使用される特定の有用性を有している。カテーテル電極及 び正常の皮膚接触ＥＫＧの両方により不整脈中に患者から実際に測定された種類 または所定の種類の内の何れかの自然発生的な不整脈の活性化に、心臓の心内膜 面の活性化がほぼ等しく匹敵する心臓内の領域を識別するために、そして、心臓 をマッピングするために使用される。患者の心臓のモデルに対する３次元のこの マッピング及び上記不整脈の活性化に匹敵するということは、図２の実施例の状 況で考えられるように、コンピュータ５０を介して自動化することができる。 心臓がマッピング処理中に刺激されて心臓の機能または不整脈が試験され、一 方、近接場心臓ポテンシャル（ｎｅａｒ ｆｉｅｌｄ ｈｅａｒｔ ｐｏｔｅｎ ｔｉａｌ）の活性化シーケンスが、複数組の直交電極３４乃至４６の各々により 同時に検出されるように、カテーテル３２は、また、刺激チップ５８を備えても よい。ペーシング中または刺激中の同時の検出は、刺激パルスからかなりの信号 のピックアップを有する従来のチップ−リング電極では行えない。局部制限の電 位図の同時の記録は、本発明では、図１の一組の直交電極１２か、図２の実施例 に示した複数組のアレイで完成することができる。 最近の調査によれば、本発明による心臓内検出は、非常に個別的であるので、 組織の比較的難治の期間中の刺激が、表面ＥＫＧ（図５及び図６）で見られるよ うに、活性化の前にさえ発生される該組織の局部制限された本物に近いポテンシ ャルを依然として検出するということが分かった。図６に示したように、組織の 難治の期間中の早い時期に刺激が加えられるので、本発明のプローブにより検出 される直交電位図は、ますます破砕される心臓応答を示し、刺激される局部制限 された筋肉における緩慢な興奮速度の遅延が示される。従って、心臓内の異常な 心臓リズムの場所を発見するために、ペーシングマッピングにおいて本発明の検 出プローブを使用することは特に有益である。その理由は、この異常な場所の信 頼性ある確認が、再入に責任のある緩慢な興奮のこれらの領域を識別することが できるという点に基づいているからである。刺激チップのすぐ後での直交電極の 使用により、識別された緩慢な興奮領域は、正常な活性化領域から容易に識別す ることができる。この識別は、続く根絶または切除の段階において利用すること ができる。 心臓切除のための無線周波局部制限ジアテルミは、異常な心臓リズムに責任の ある異常な心臓筋肉でますます使用されつつある。従来のカテーテルの設計では 、切除期間中の切除領域の心筋層の活動を記録することができない。本発明によ る切除チップに近い１ｍｍ乃至３ｍｍ離れた直交電極では、エネルギは、切除を 受けるときに、局部の心筋層組織からなる心臓記録に加えることができる。これ により、直接的な観察結果を局部制限化された信号から作ることができ、医者は 、異常な組織を破壊する場合に切除過程の効率を判断することができる。 カテーテルの電極アレーによる検出は、非常に個別的であるので、隣接組織の 相対な難治期間中の刺激は、表面で見られる活性化の前でさえ発生する局部制限 された本物に近いポテンシャルを示すということが本発明により示された。組織 の難治期間中に刺激が段々早く発生するに従って、直交電位図は、更にいっそう 破砕及び遅延されて、局部的な筋肉における緩慢な興奮の広がりを示す。この発 見は重要である。その理由は、異常な心臓リズムの場所を発見するためのペーソ ングマッピングが再入に責任のある緩慢な興奮領域の発見に依存するからである 。刺激チップのすぐ後に直交電極を使用することによって、緩慢−普通活性化領 域は、局部的な興奮または切除のために弁別可能である。 ここに開示されたカテーテルとその使用方法は、図３乃至図９に示した人間の 心電図にグラフとして示されている。図３は、実際の人間の心電図であり、その 図で、上方の５本線は、従来の表面心電図の時間的な痕跡を表す。痕跡６４は、 図１に示したカテーテルに似たカテーテルから得たものであり、刺激チップのす ぐ後の直交電極は、右側の心室流路に配置されている。痕跡６２は、図２に示し たカテーテルに似たカテーテルの長さに沿って長手方向に配置された３個の別々 の直交電極の場所で検出された信号であり、そのカテーテルのチップは、右側の 心室の頂点に配置されている。痕跡６６乃至７０は、５ｍｍの距離の所の右側の 心室の頂点（ＲＶＡ）にある。痕跡７２と７４は、持続した異常な心臓リズム即 ち心室頻拍の場面中に左の心室に位置決めされた図１の場合のようなカテーテル か ら得られる。痕跡７２は、マッピングカテーテルのチップとリングの間で記録さ れた標準的なバイポーラ心電図である。痕跡７４は、遠隔の刺激チップの後１ｍ ｍの所に配置された一対の直交電極から得られた直交心電図である。左側の心室 におけるカテーレルのチップは、下方の中点の心室間隔壁の近くに位置決めされ ている。 図３の痕跡６６乃至７０を作るために使用されるカテーテルにおける直交電極 の各々は、約５ｍｍ離れて、チップから始まるカテーテルの長さに沿って互いに 等間隔に離隔されていた。このカテーテルは、この異常な心臓リズム中の局部的 な心膜内の活性化のタイミングと、従って、電気活動の広がる方向とを決定する ために右側の心室の流路と左側の心室の流路に位置決めされた二つの他の直交カ テーテルとともに右側の心室の頂点に位置決めされた。直交電極と心臓壁との間 の物理的な接触は、局部的な心内膜の活性化を反映する場合、カテーテルが機能 するために必要ではない。図３から分かるように、ＲＶＯＴの活性化は、ＲＶＡ の記録に比較して極めて遅い。更に、ＲＶＡの活性化は、最も遠い直交電極から 最も近い直交電極まで進む。 左の心室に位置決めされたカテーテルから得られた痕跡は、しかしながら、非 常に意義深い。例えば、図３における参照数字７６により示されたパターンは、 信号が記録される心筋層の全ての他の領域に比較して極めて早く発生する不規則 で破砕された局部的な心臓活動を示す。この破砕された活動は、標準的なチップ −リング記録形状からわずかに識別可能である（痕跡７２）。直交電極は、その 独特の検出特性のために、この領域が持続された不整脈に責任のあるものである ということを示すその破砕された活動を示す。初期の緩慢な伝導場所を反映する 局部的な活動は、この心室の頻拍に責任があり、痕跡７４を受ける電極に対応す る特定の位置においてのみ発生し、そして、他のどのような心臓内の場所におい ても作られる電極記録には現れない。 従って、図３に示した電位図は、不整脈が生じる心臓の内部の場所の正確な識 別を可能にするためのカテーテルの方法論及び構造の空間的な特定性を劇的にか つグラフで示す。 図４は、上に記載し、図１に示したカテーテルを使用して得られる他の対象の 実際の人間の心電図である。また、従来の表面心電図は、痕跡６０により示され 、痕跡７６乃至８６は、種々の心臓内電極から得られたものである。痕跡８２と ８４は、右の心臓内の三尖弁の繊維輪に沿って下位及び後方に配置された図１に 示すカテーテルから得られる。痕跡８４のパターン８８は、直交電極から記録さ れ、かつ、この同一のカテーテルのチップ−リングの両極から得られるが同時に 記録された痕跡では見られない非常に大きな振幅の緩慢な通路電位を示す。正常 な通路リズム中に発生する緩慢な通路電位を記録のため提供する領域は、上室の 発作性の頻拍に責任のあるＡＶ節の再入に利用される正確な領域である。パター ン８８は、刺激チップのすぐ後の直交記録により増幅されるそのタイミング及び 個別性のために緩慢な通路電位とみなされる。切除用のＲＦエネルギが刺激チッ プを介してこの領域に加えられたときには、その緩慢な通路は切除され、そして 、患者の不整脈は治癒された。 図４は、かくして、本発明の方法論の空間的な特定性の劇的な表示である。痕 跡84に責任のある電極は、緩慢な通路パターン８８が識別でき、しかも、同一の パターンが痕跡８２に責任のある電極には現れない特に該電極に隣接の心臓組織 を監視する。 図５は、また、上方の四つの痕跡が従来の表面心電図６０である対象の実際の 人間の心電図である。痕跡９０は、図１の設計のカテーテルの剌激チップにすぐ 近い電極から得られた直交心電図である。この場合、カテーテルは、右側の心室 の流出路（ＲＶＯＴ）に配置された。痕跡９２は、このカテーテルのチップを介 して送られたペーシングパルス用のマーカに対応する痕跡である。波形１００に より示された刺激パルスは、波形１０２により表示されている以前は決して観察 されなかった局部制限応答を発生する。波形１０２は、パターン104として表面 リードの痕跡９４の心筋層内で後で見られる心臓組織の伝ぱん応答の前に、及び 、パターン１０６として他の表面心電図６０で、発生する。従って、図５は、本 発明のカテーテルとその使用方法論が、如何にして、まさしくその組織からの伝 ぱん応答が見られる前に刺激される実際の組織の活性化を反映する極めて局部的 な応答を示すことができるかを示すグラフである。 図６は、痕跡６０に反映された表面心電図及び痕跡１０８に示された剌激パル スを示す、ペーシングを受けた他の患者からの実際の人間の心電図である。残り の痕跡１１０乃至１２０は、種々の心臓内電極から得られた信号である。痕跡１ １０乃至１１４は、右側心房の付加物から記録されたものである。痕跡１１６は 、心臓の右側の心室の頂点に且つ心室のペーシングに使用される刺激チップにす ぐ接近して位置決めされた直交電極対で受信された信号である。初めて見られる ものは、心室頻拍のような不整脈に責任のある緩慢な破砕心筋層の活性化の種類 を示す空間的に明確な局部制限された電気生理学的活動である。ペーソングスパ イク１２０は、段々短くなる時間間隔で、カテーテルチップに送られるものとし て示してある。心臓内の検出及び刺激された場所は、カテーテルチップから約１ ｍｍ離れた痕跡１１６で示してある。痕跡１１６は、ペーシングされた組織が段 々難治性になる時期に発生するペーシング刺激に応答する一連の早すぎたビート を示す。また、初めて見られるものは、検出場所における刺激ビートの伝ぱんよ り前に発生するパターン１２２である。局部組織が刺激に対してますます難治性 になるに従って、その刺激された組織から記録された局部的な近距離場の心電図 は、パターン１２２の期間に徐々に延長することによって描かれたますます無秩 序の破砕された応答を示す。従って、図６は、心蔵がその正確な場所からペーシ ングされると同時に、その特定の心臓の場所における局部的な応答性の電気生理 学的活動を明確に識別するための本発明の能力の明確な表示である。 図７は、また、正常な表面心電図６０を有する実際の人間の心電図である。標 準的な手段により記録されたこの一束の心電図は、痕跡１２４と１２６を示す。 直交電極信号は、痕跡１２８乃至１３４と１３８で示してあり、ＲＦ切除信号は 、痕跡１３６で示してある。痕跡１３８で明確な信号痕跡を発生する電極は、図 １に示したカテーテルに似たカテーテルの切除チップから約１ｍｍ離して位置決 めされている。図７は、切除が心臓においてばかりでなく、切除エネルギを実際 に受けた組織から同時に発生している間に局部制限された心臓の活動を明確に描 くことができるということを示している。図７は、局部化された組織の破壊によ り不整脈の治癒がもたらされる心室頻拍の場面中に発生するＲＦ切除を示す。取 られる痕跡１３８を与える電極は、切除されるまさにその組織を検出し、そして 、心電図パターン１４０の破砕を示す。心室頻拍の規則的な伝ぱん波形は、パタ ー ン１４２により示してある。この心室頻拍に責任のある心筋層がＲＦエネルギに より破壊されるに従って、波形１４０は、組織切除を示す進行性の破砕及び伝導 遅延を示す。伝導遅延がほぼ３５０ミリ秒にまで拡大されると、不整脈は終わり 、そして、実際にはもはや誘導可能ではなくなった。 かくして、心室頻拍を生じる異常な組織は、ＲＦエネルギの印加より前には正 確に空間的に識別されたばかりでなく、更に、切除期間中に、切除エネルギの伝 導変化量及びその効能は同時に監視される。更に、何らかの理由で、電気生理学 的心臓異常を除去するために切除が効果的でない場合、手術は、不必要な心臓組 織の根絶が起こる前に早く終了することができる。図７に示した現象は、上記の 技術の本適用前に人間の心臓内で決して記録されはしなかった。 図８は、発作性の再入可能な上室頻拍のための切除期間中に得られる実際の人 間の心電図である。痕跡１５０の発生電極により心臓の電気生理学的活動が受信 された図７に示した直交電極に似て、チップ電極に１ｍｍのところに接近して直 交電極が位置決めされている。痕跡１５０は、切除される組織から記録された緩 慢な伝導の通路領域から得られた電位図である。この痕跡は、また、高強度、高 周波ＲＦの切除エネルギが、切除場所に送られている間に心臓の任意の場所にお いて別々の電位図をも示す能力を明確に示している。 図９は、切除処理中に取られた更に他の実際の人間の心電図であり（ＲＦ切除 信号は、明確化のために省略されている）、これは、更に、本発明の空間的な特 定の特性を示す。ここでは、電極チップにすぐ接近した直交電極は、痕跡１５６ を発生する。記録中に、カテーテルは、心房と心室との間の弁の輪の心室側から 心房側に偶然移動した。痕跡１５６では、図９の左手側で、パターンが大きな心 室スパイク１６２と小さな心房パルス１６４により支配されているということが 示し得る。痕跡１５６に責任のある電極が弁輪を介して心房側に移動するに従っ て、パターンは、徐々に変化して大きな心室信号１６２がより小さくなり、そし て、心房信号１６４が更に目だつようになり、結局、右側の心室の信号を越える に至った。 この種のパターン認識は、例えば、切除のように、心臓弁の近くで組織に関し て電気生理学的処理が行われているときに非常に重要となった。図９で示した移 動は、おそらく、５ｍｍより少なく、そして、標準的な透視手段では検出できな かった。この種のカテーテルの移動は、おそらく、脈打つ心臓内の正規の環境下 でしばしば起こる。この場合、カテーテルは、その心臓内の殆ど何れの所にも、 特に、開閉弁に隣接して配置された。カテーテルチップが、その弁輪の心室また は心房の側に実際にあるか否かを知ることは、しかしながら、ＲＦ切除中に重要 なことである。信号がＲＦ切除中に認識できるように、この信号を識別すること 考慮しているのは、本方法論のみである。 多くの変形及び変更は、本発明の主旨及び範囲から逸脱せずに当業者によりな し得よう。従って、図示の実施例は、例示のためにのみ記載したものであり、以 下の請求の範囲により定義される本発明を制限するものと理解すべきではない。 以下の請求の範囲は、従って、文字どおり記載した要素の組み合わせのみばかり でなく、実質的に同一の結果を得るために実質的に同一の方法で実質的に同一の 機能を行わせるための全ての等価要素をも含有すると読まれるべきである。請求 の範囲は、従って、上に特に図示し記載したこと、概念的に等価なこと、更に、 本発明の本質的な思想を本質的に組み込むことを含むと理解すべきである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁶ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ Ａ６１Ｂ 5/0492 17/38 7507−4Ｃ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．心臓内の心筋層の所定点に隣接した位置にカテーテルを配置するステップ と、 前記心筋層に必ずしも接触せずに前記所定点に隣接の約１ｍｍ乃至３ｍｍ内で 前記心筋層から局部制限された心臓信号のみを検出するステップと、 前記心臓内の電気生理学的活性化の正確かつ個別のマッピングが達成されるよ うに、前記カテーテルを配置するステップと前記心筋層内の複数の異なる所定点 から前記局部制限された心臓信号のみを検出するステップを繰り返すことを特徴 とする心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 ２．隣接の心筋層からの前記局部制限された心臓信号のみを検出する前記ステ ップは、前記カテーテルにかつ前記心筋層内の前記所定点近くに配置された少な くとも一対の直交電極の前記心臓信号を検出するステップを有することを特徴と する請求項１記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 ３．前記検出するステップは、前記隣接の心筋層に接触せずに行われることを 特徴とする請求項１記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方 法。 ４．前記検出するステップは、前記隣接の心筋層に接触せずに行われることを 特徴とする請求項２記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方 法。 ５．前記直交電極の前記心臓信号を検出する前記ステップは、前記直交電極の 間で差信号を発生するために前記直交電極の各々で受信された心臓信号の差を取 るステップを有し、この差信号は、前記局部制限された心臓の活動を示すことを 特徴とする請求項２記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方 法。 ６．刺激されるまさにその心筋層を検出することを含む、前記隣接の心筋層か らの局部制限された心臓信号のみを検出する前記ステップを行いながら、前記隣 接の心筋層を同時に刺激するステップを更に有することを特徴とする請求項１記 載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 ７．前記刺激するステップは、前記カテーテルの遠隔端に設けられた刺激チッ プとこの刺激チップから近くのリング電極とを介して行われ、前記同時に検出す るステップは、少なくとも一対の直交検出電極によって前記刺激チップの近くの 前記心筋層内の点で行われることを特徴とする請求項６記載の心臓の心筋層内の 電気生理学的活性化のマッピング方法。 ８．前記検出するステップは、前記刺激チップから約１ｍｍ乃至５ｍｍ離れた 前記心筋層内の前記点において前記直交電極により行われることを特徴とする請 求項７記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 ９．前記検出するステップは、前記カテーテルの長さに沿って長手方向に隣接 する前記心筋層内の複数の点で行われることを特徴とする請求項１記載の心臓の 心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 １０．前記検出するステップは、前記隣接心筋層に接触せずに行われることを 特徴とする請求項９記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方 法。 １１．前記カテーテルに隣接して長手方向に配置された前記心筋層内の前記複 数の点に沿って検出するステップは、前記カテーテルに沿って前記心筋層内の前 記対応点の各々における局部化制限された信号を示す複数の差信号を発生するた めに、対応の複数の直交電極により検出するステップと、前記複数の直交電極の 各々により受信された前記心臓信号の差を取るステップとを有することを特徴と する請求項９記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 １２．前記他の所定点において心筋層の切除のために他の所定点に前記カテー テルを介してエネルギを同時に加えるステップを更に有することを特徴とする請 求項１記載の心臓の心筋層内の電気生理学的活性化のマッピング方法。 １３．エネルギを加える前記ステップは、前記カテーテルの遠隔端における切 除チップを介して無線周波切除エネルギを加えることにより行われることを特徴 とする請求項１２記載のマッピング方法。 １４．前記心筋層内の前記所定点での前記検出するステップは、切除される前 記心筋層内の前記同一の所定点において切除エネルギを加える前記ステップと同 時に行われることを特徴とする請求項１２記載の心臓の心筋層内の電気生理学的 活性化のマッピング方法。 １５．人間の心臓内に配置されて遠隔端を有するカテーテル本体、 前記カテーテル本体に配置されて前記心筋層内の所定点から約１ｍｍ乃至３ｍ ｍ内の前記心筋層内の局部制限化領域からのみ心電信号を受信するための少なく とも一対の直交電極、及び、 前記所定点から約１ｍｍ乃至３ｍｍ内にのみ局部制限された心臓活動を示す電 気グラフィック信号を発生するために前記少なくとも一対の直交電極により受信 された心臓信号どうしの差をとるための回路手段を有し、 カテーテルが前記心筋層内において特に空間的に電気生理学的活動をマッピン グするために設けられていることを特徴とする人間の心臓内の心筋層の電気生理 学的活動をマッピングするためのカテーテル。 １６．前記カテーテルの前記遠隔端に配置されたカテーテルチップ電極を有し 、このカテーテルチップ電極は、前記心臓のペーシングを行うための刺激パルス を送るためのものであり、前記直交電極と前記回路手段は、前記所定点から約１ ｍｍ内でのみ局部制限された心臓活動を示す前記電気グラフィック信号を発生す るために前記局部制限された心臓活動のみを同時に検出することを特徴とする請 求項１５記載の人間の心臓内の心筋層の電気生理学的活動をマッピングするため のカテーテル。 １７．前記直交電極は、前記刺激するカテーテルチップ電極に隣接して配置さ れて、刺激される前記心筋層内の前記まさしくその同一の所定点において電気生 理学的活動を同時に検出することを特徴とする請求項１６記載の人間の心臓内の 心筋層の電気生理学的活動をマッピングするためのカテーテル。 １８．前記直交電極は、前記刺激するカテーテルチップ電極から１ｍｍ乃至５ ｍｍの範囲内に配置されていることを特徴とする請求項１７記載の人間の心臓内 の心筋層の電気生理学的活動をマッピングするためのカテーテル。 １９．前記カテーテルに配置されて前記切除電極と接触して心筋層を根絶する ため前記切除電極を介してエネルギを加えるように構成された切除電極を更に有 することを特徴とする請求項１５記載の人間の心臓内の心筋層の電気生理学的活 動をマッピングするためのカテーテル。 ２０．前記直交電極は、前記切除電極に隣接配置されて前記同一の心筋層の電 気生理学的活性化をこの心筋層の根絶中に同時に検出することを特徴とする請求 項１９記載の人間の心臓内の心筋層の電気生理学的活動をマッピングするための カテーテル。 ２１．前記直交電極の内の最も接近したものは、前記切除電極から１ｍｍ乃至 ５ｍｍの範囲内に配置されていることを特徴とする請求項２０記載の人間の心臓 内の心筋層の電気生理学的活動をマッピングするためのカテーテル。 ２２．人間の心臓内に配置されるカテーテル本体、 前記カテーテル本体に配置されて、前記心筋層内の所定点に１ｍｍ乃至３ｍｍ 内で隣接して心筋層においてのみ局部制限された心臓活動を検出するための少な くとも一対の直交電極、 前記少なくとも一対の直交電極に接続されて、前記心筋層内における前記所定 点から１ｍｍ乃至３ｍｍ内においてのみ局部制限された心臓の活動のみを示す電 気グラフィック信号を発生するために前記少なくとも一対の直交電極により検出 される心臓信号どうしの差をとるための手段、及び 前記カテーテルの前記遠隔端に配置されて、前記心臓のペーシングのための刺 激パルスを供給するためのカテーテルチップ電極を有し、 前記直交電極と前記心臓信号どうしの差をとる手段とは、前記カテーテルチッ プ電極への前記刺激パルスの供給中に前記局部制限された心臓活動を同時に検出 するように構成され、 前記カテーテルは、前記所定点に直接隣接した心筋層からのみ局部制限された 心臓信号に応答して前記心臓へ剌激を供給するようにしてあることを特徴とする 人間の心臓のペーシングのために心筋層を刺激するカテーテル。 ２３．前記直交電極のうちの最も接近したものは、前記カテーテルチップ電極 から１ｍｍ乃至５ｍｍ内に配置されてることを特徴とする請求項２２記載の人間 の心臓のペーシングのために心筋層を刺激するカテーテル。 ２４．人間の心臓内に配置されるカテーテル本体、 前記カテーテル本体に配置されて、前記心筋層内の所定点に１ｍｍ乃至３ｍｍ 内で隣接して心筋層においてのみ局部制限された心臓活動を検出するための少な くとも一対の直交電極、 前記少なくとも一対の直交電極に接続されて、前記心筋層内における前記所定 点から１ｍｍ乃至３ｍｍ内においてのみ局部制限された心臓の活動のみを示す電 気グラフィック信号を発生するために前記少なくとも一対の直交電極により検出 される心臓信号どうしの差をとるための手段、及び 前記カテーテルに配置された切除電極を有し、この切除電極は、この切除電極 と接触した心筋層を根絶するために前記切除電極を介してエネルギを加えるよう にされ、 前記直交電極は、前記切除電極に隣接配置され、前記直交電極と前記心臓信号 どうしの差を取る手段とは、前記切除電極と接触した前記心筋層が根絶されてい る間に前記所定点において前記心筋層の前記局部制限された心臓活動を同時に検 出するように構成され、 前記カテーテルは、心筋層の特定の点からの局部制限された心臓信号に応答し て前記心臓内の選択された心筋層を切除するために設けられていることを特徴と する人間の心臓の心筋層を切除するカテーテル。 ２５．前記直交電極のうち最も接近したものは、前記切除電極から１ｍｍ乃至 ５ｍｍ内に配置されてることを特徴とする請求項２４記載の人間の心臓の心筋層 を切除するカテーテル。 ２６．人間の心臓内に配置されるカテーテル本体、 前記カテーテル本体に配置されて、前記心臓の心筋層内の複数の点に約１ｍｍ 乃至３ｍｍ内で隣接して前記心筋層からのみ局部制限された心臓活動を検出する ための前記複数の点に対応する複数の直交電極対であって、前記直交電極対の各 々が約５ｍｍ以下だけ隣接の直交電極対から離れ、各直交電極対が前記心筋層内 の前記複数の点の内の異なる点を示す識別可能な信号を受信するようにした複数 の直交電極対、及び 前記複数の所定点に隣接した心筋層においてのみ局部制限された心臓活動のみ を示す電気グラフィック信号を発生するために前記複数の直交電極により受信さ れた心臓信号どうしの差をとるための手段を有し、この差をとるための手段は、 前記複数の直交電極に接続され、 これにより、前記カテーテルは、前記複数の所定点にすぐ隣接した心筋層から の局部制限された心臓信号にのみ応答して前記心臓をマッピングするために設け られていることを特徴とする人間の心臓内の心筋層の電気生理学的活動をマッピ ングするカテーテル。