JPH09168519A - カテーテル・マッピングのためのシステム及び方法 - Google Patents

カテーテル・マッピングのためのシステム及び方法

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JPH09168519A
JPH09168519A JP8312077A JP31207796A JPH09168519A JP H09168519 A JPH09168519 A JP H09168519A JP 8312077 A JP8312077 A JP 8312077A JP 31207796 A JP31207796 A JP 31207796A JP H09168519 A JPH09168519 A JP H09168519A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 高精度の位置データが得られるカテーテル・
マッピング方式を提供する。 【解決手段】 ３つの交流電流信号を、患者の体内を通
って互いに略々直交する夫々の方向に、マッピング対象
領域（心臓等）を流れるように印加する。カテーテルに
測定電極を装備する。この測定電極を心臓内壁上または
冠静脈ないし冠動脈内に位置付け、カテーテルの先端電
極と基準電極との間の電圧を検出し、検出した電圧信号
は、印加した３つの電流信号に対応した３つの成分を有
する。３つの処理チャネルを用いてそれら３つの成分を
分離してｘ信号、ｙ信号、及びｚ信号を得て、それら信
号から計算によって、体内におけるカテーテル先端の３
次元位置を求める。キャリブレーションのために、検出
信号であるｘ信号、ｙ信号、及びｚ信号と、３次元位置
との間の相関を求める。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、患者の体内におけ
るカテーテル電極の位置をマッピングするためのシステ
ム及び方法に関し、より詳しくは、カテーテル電極の位
置を、自動的にリアルタイムで、しかも１ｃｍより充分
に小さい高い精度をもって、３次元測定することのでき
るシステム及び方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】周知の如く、副房室経路のマッピング即
ち位置特定を行うためには、高精度の位置情報が必要と
される。副房室経路の位置特定を行う場合には、副房室
経路を介した順行性または逆行性の刺激伝達が発生して
いるときに、その経路の心室貫入部位ないし心房貫入部
位の位置を特定すればよい。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】高精度の位置情報が必
要とされるもう１つの具体例を挙げるならば、最初に心
臓マッピングを実行し、それに続いて患者の心室性頻脈
の発生箇所を切除するという、標準的に採用されている
方法がそれに該当する。この方法では、カテーテルを心
房または心室に挿入し、そのカテーテルの先端を心内膜
上のある位置に位置付ける。続いて頻脈を発生させた状
態で、そのカテーテルの先端を様々な位置へ移動させ、
それら複数の位置で夫々に検出される心臓内心電信号の
タイミングを、ＥＣＧ信号と比較する。それら複数の位
置の各々と、その位置に局所活性化が発生する瞬間の時
刻とを、正確に求めて記録することによってはじめて、
正確なマップを作成することができ、そのマップから頻
脈発生中心の位置を特定することができる。そのマップ
の作成（マッピング）が完了したならば、カテーテルの
切除用先端部材が、正確にその頻脈発生中心にくるよう
に、再度の位置合わせをしなければならない。この再度
の位置合わせのためには、カテーテルの先端をある位置
へ移動したときの、或いはその移動中の、カテーテル先
端位置の情報が正確に得られるということが重要であ
る。更にこれも周知の如く、不整脈発生中心を完全に除
去するためには、心臓内の比較的狭い領域の中で切除処
置を何度も反復して実行することがしばしば必要とされ
る。この場合、カテーテルを不整脈発生中心の近傍の少
しずつ離れた複数の位置へ連続して次々と移動させて、
心臓内壁に複数の切除創を形成して行くことになる。複
数の位置に切除創を形成するのは、不整脈発生中心を確
実に完全に除去するためである。これまで、連続して並
んだ複数の切除部位の間の距離についての、高精度で信
頼性の高い情報を得ることは困難であった。
【０００４】心臓医は、カテーテルを用いた種々の血行
力学的及び電気生理学的心臓処置を実行している間、通
常は１平面の、そしてときには２平面のＸ線映像法を利
用して、心臓内におけるカテーテルの位置を判断してい
る。しかしながら、Ｘ線映像法を用いた場合には、非常
に面倒なＸ線映像からの３次元再構成処理を行わない限
り、カテーテルの位置に関する客観性を有する３次元情
報を自動的に得ることはできない。容易に理解されるよ
うに、カテーテルの位置の自動的な測定が行われるなら
ば、それは、カテーテルを用いた種々の介入性処置に大
いに役立つものとなる。
【０００５】カテーテルの３次元位置データを求めるた
めの様々なシステムが公知となっているが、それらシス
テムには、いずれも大きな制約が付随している。例え
ば、磁気を利用したシステムでは、カテーテルの先端に
特別の部材を装着するが、その部材の寸法及び形状のた
めに、この種のシステムは特別な種類のカテーテルにし
か使用できない。様々な用途に極めて多くの種類のカテ
ーテルが使用されていることを考えれば、カテーテルの
種類の如何にかかわらず、そのカテーテルの位置を高精
度で特定することのできるシステム及び方法が得られる
ならば、それは非常に大きな進歩であるといえる。
【０００６】当業界の特許には、カテーテルの位置を特
定することを目的とした装置ないしシステムに関するも
のが多数存在している。それら装置ないしシステムの方
式は極めて多岐にわたっており、例えば、カテーテルの
先端近傍に誘導コイルを取り付けて、そのコイルのリー
ドをカテーテルに沿って引き出して外部の表示装置に接
続したものや、位置を特定すべきカテーテルないし器具
に、磁界の変動に応答する部材を取り付けると共に、磁
界を発生させる外部の移動式磁界発生装置を用いるも
の、弱い磁界を発生するプローブを使用し、位置を特定
すべき装置の透磁性金属材料によってその磁界が乱され
ることを利用したもの、更に、様々なタイプの心臓マッ
ピング用プローブ及び電極構造体を組合わせたものなど
がある。しかしながらそれら方式は、いずれも何らかの
理由によって、市場で成功を納めるには至っておらず、
当業界においては、特にカテーテルを用いた切除を伴う
心臓処置に利用することのできるカテーテル・マッピン
グ方法の改善が、依然として強く求められている。
【０００７】
【課題を解決するための手段】当業界における上記要望
に応えるべく、本発明は、位置特定の精度を数ｍｍ程度
までに向上させた、患者の体内の各部位の位置をマッピ
ングするカテーテル・マッピングのためのシステム及び
方法を提供するものである。本発明によれば、患者の体
内を、互いに直交する夫々の方向（ｘ方向、ｙ方向、ｚ
方向）に流れるように、３つの電流信号（ｘ信号、ｙ信
号、ｚ信号）を印加し、また更に、それら電流信号が略
々、例えば心臓等の探索対象領域に流れるようにする。
それら電流信号の各々は、それに直交する方向に流れる
他の２つの電流信号からの識別を可能にする夫々の特性
を有する。体内の探索対象領域へ挿入するカテーテル
は、マッピング電極を先端電極として装備するか、或い
は先端に装備しない場合でも先端近傍に装備し、このマ
ッピング電極を３つの検出チャネルに接続しておく。そ
れら検出チャネルは、夫々に印加される３つの電流信号
によってマッピング電極の位置に誘起される夫々の信号
を検出し、それら検出信号に基づいてマッピング電極の
位置を算出する。また、簡明なキャリブレーション手順
を行えるようにしてあり、このキャリブレーション手順
では、既知の電極間隔で離隔させてカテーテルに装備し
た２つの電極を使用して簡単な測定を３回実行し、それ
によって検出された夫々のｘ信号、ｙ信号、及びｚ信号
と、カテーテルの先端の位置との間の相関を求める。
【０００８】好適な実施の形態では、外部から印加する
電流信号を、互いに直交する方向に流すようにしている
が、それら電流信号が、直交方向から僅かにずれた方向
に流れるようにしても構わない。外部から印加するそれ
ら電流信号は、約２５〜５０ｋＨｚの範囲内の周波数を
有し、約０．１ｍＡ内外の電流レベルを有する、定電流
パルスの形態の電流信号とすることが好ましい。これら
パラメータの値を用いれば、ＥＣＧのピックアップに際
してそれら電流信号が干渉するのを防止する上で有利で
あることが判明しているが、その他の値を使用すること
も可能である。検出されるｘ信号、ｙ信号、及びｚ信号
を、ディジタル・フィルタまたはその他の適当な狭帯域
バンドパス・フィルタを用いて分離する。更に、分離し
た夫々の信号をローパス・フィルタに通すようにしてお
り、このローパス・フィルタは、その遮断周波数を、心
収縮及び患者の呼吸に起因する変動を排除できる周波数
に選定してある。
【０００９】本発明の方式によれば、高精度の３次元位
置データが容易に得られるため、カテーテルの位置を可
視表示する上での多くの点で改善が可能となる。Ｘ線を
用いた従来の方式では、２方向（通常は互いに直交する
２方向）における、２つの別々の映像を提供するだけで
あったのに対して、本発明では３次元情報が得られるた
め、カテーテル先端位置の３次元表示を心臓医に提供す
ることができる。これによって、カテーテルを用いた処
置がより容易に速やかに行え、従って長い間望まれてい
た要望にも応えることができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】これより添付図面を参照しつつ、
本発明の好適な実施の形態について説明して行く。本発
明は基本的に、患者の身体が、また特に図示した具体的
な実施の形態では患者の心臓が、互いに直交した３方向
のポテンショメータの機能を果たすようにしたものであ
る。複数の高周波電流信号源を用いて、比較的小さな電
流を患者の体内に、しかも互いに直交する３方向の夫々
に流すようにしており、それら電流が患者の体内のマッ
ピング対象領域の近傍を流れるようにしている。図１か
ら明らかなように、夫々の電流信号源４０、４１及び４
２に電流信号を発生させて、それら電流信号を３対の電
極対に供給しており、図中にはそれら電極対を模式的
に、電極対ｘ−ｘ’、ｙ−ｙ’、及びｚ−ｚ’として示
した。カテーテル４６が患者の体内に挿入されており、
ここでは説明を具体的なものとするために、このカテー
テル４６の先端部分が、患者の心臓の中に挿入されてい
るものとする。カテーテル４６は、少なくとも２つの電
極を装備したものであり、図にはそれら電極を４７と４
８とで示した。一方の電極４７は、略々カテーテル４６
の先端に取付けられており、この先端電極４７は、心臓
の内壁のマッピング対象領域に接触させて、或いはその
近傍に位置付けるものである。この実施の形態において
は、先端電極４７は、実際にカテーテルの最先端に装備
してもよく、或いは、最先端から幾分後退させた位置に
装備してもよいが、ただし後者の場合でも、カテーテル
４６の先端近傍に装備しておくようにする。他方の電極
４８は、先端電極４７から所定距離Ｄだけ離隔させて配
設してある。図に示したカテーテル電極は以上の２つだ
けであるが、カテーテルに実際に装備する電極の個数
は、３個、４個、或いは５個以上であることもあり、要
は、カテーテルが少なくとも１個の位置検出用の電極
（この電極は、カテーテルの最先端またはその近傍に備
えることが好ましい）を備え、また、所定距離Ｄだけ離
隔させた一対の電極を備えていればよい。この一対の電
極はキャリブレーションのためのものであり、これにつ
いては後に詳述する。ＰＴＣＡカテーテルでは、２個の
電極が先端近傍に配設されていることもあり、またバル
ーンの両側に１個ずつ配設されていることもあるが、そ
れら電極に適切に接続することによって、本発明を実施
するのに適したものとすることができる。
【００１１】第１の実施の形態では、患者の身体に印加
する３つの電気信号を、高周波定電流パルス信号とし、
それらの周波数を互いに少しずつ異ならせている。更に
具体的には、例えば、それら電流パルス信号の電流レベ
ルは約０．１ｍＡとし、ｘ−ｘ’電極対を駆動する電流
信号源ＣＳx は３０ｋＨｚで動作させ、ｙ−ｙ’電極対
を駆動する電流信号源ＣＳy は３１ｋＨｚで動作させ、
ｚ−ｚ’電極対を駆動する電流信号源ＣＳz は３２ｋＨ
ｚで動作させるようにすればよい。別の実施の形態とし
て、それら３つの電流信号源の全てを実質的に同一の周
波数で動作させる形態とすることも可能であり、その場
合には、それら電流信号を時間多重することによって、
検出信号のピックアップの際に夫々の信号を識別するこ
とができる。これに関して重要な点は、例えば周波数、
位相、或いは時間等の何らかの特性を、それら３つの印
加信号の各々で異ならせておくことにより、患者の身体
から検出した３つの信号を、夫々ｘ信号、ｙ信号、ｚ信
号として分離できるようにしておくということである。
【００１２】本発明を実施する上では、それら信号の周
波数を２５〜５０ｋＨｚの範囲内の周波数にしておくと
有利であり、なぜならば、この範囲内の周波数であれ
ば、バンドパス特性を有する心臓内心電信号を増幅する
ための増幅回路の通常の上側遮断周波数より十分に大き
な周波数になるからである。この周波数範囲より低い周
波数を用いることも可能であるが、その場合には、全て
の心電信号用の増幅回路に、外部から印加するそれら信
号（外部信号）を排除するように特別に調整したフィル
タ回路を装備することが必要になる。ただし、例えばＰ
ＴＣＡ等のように心臓内心電信号の記録を伴わない処置
技法に本発明を適用する場合には、外部信号源の周波数
を更に低くすることができる。同様に、互いに直交する
方向に流すそれら外部信号の電流レベルは、他の信号の
ピックアップの際に、それら外部信号がノイズとして混
入することを避け得るレベルでありさえすれば、任意の
レベルとすることができる。またそれら外部信号は、皮
膚接触インピーダンスの変動の影響を排除できるという
理由で、電流パルス信号とすることが好ましいが、場合
によっては電圧パルス信号とすることも考えられる。従
って、最適な周波数、それに最適な信号レベルは、具体
的な個々の用途に応じて決まるものである。
【００１３】以下の本発明の説明では、上述の３つの外
部信号が、互いに周波数を異ならせた信号であるものと
し、これより、カテーテル先端位置を判定するための数
学的な基礎について説明して行く。図１に示すように、
本発明にかかる心臓内部のマッピングの方法において
は、先端電極即ちマッピング電極４７を、３つの検出フ
ィルタ５０、５４、５７に接続するようにしており、そ
れら３つの検出フィルタの各々は、３つの電流源の夫々
の周波数のうちの１つだけに対して感度を持つように調
節してある。先端電極４７がどの位置にあるときにも、
この先端電極４７と基準電極Ｒとの間で、互いに直交す
る方向に流れている３つの電流の各々に対して１つずつ
の電圧が検出される。尚、基準電極Ｒは、患者の皮膚に
装着する表面電極（皮膚電極）とすることが好ましい。
患者の身体の応答特性が線形性を有するものと仮定すれ
ば、それら３つの電圧測定値から、患者の体内における
先端電極４７の位置に対応したｘ値、ｙ値、及びｚ値の
組が一意的に定まり、それらは次の式で表される。Ｖx
＝ａｘＶy ＝ｂｙＶz ＝ｃｚ
【００１４】これらの式において、定数ａ、ｂ、ｃは感
度を表す未知数であり、その値を求める必要がある。ま
た、それらの値の単位は、ｍＶ／ｍｍである。本発明の
好適な実施の形態では、キャリブレーションが自動的に
行われるようにするために、即ち、それら３つの定数の
値が自動的に求められるようにするために、既知の電極
間隔（Ｄ、単位はｍｍ）をもって離隔させた２つの電極
を備えたカテーテルを使用するようにしている。それら
２つの電極のうちの一方の電極には、先端電極をあてる
ようにしてもよく、或いは、それら２つの電極の双方を
独立した電極としてもよい。例えば四極形カテーテルを
使用する場合には、後者の方式とすることができる。こ
のキャリブレーションのための構成では、図１に模式的
に示したように、検出すべき電圧の各々に対して、互い
に感度の揃った２組の検出用増幅回路及び信号処理経路
が必要である。上述の２つの電極の各々が、ｘ電流、ｙ
電流、及びｚ電流の夫々に対して１つずつの電圧をピッ
クアップするため、次の式が得られる。Ｖx1＝ａｘ1、
Ｖy1＝ｂｙ1、Ｖz1＝ｃｚ1Ｖx2＝ａｘ2、Ｖy2＝ｂｙ2、
Ｖz2＝ｃｚ2
【００１５】これらの式の中の未知数ａ、ｂ、及びｃの
値を算出するために、測定値ＤＶx＝Ｖx2−Ｖx1と未知
数Ｄｘ＝ｘ2−ｘ1とを使用し、また、測定値ＤＶy ＝Ｖ
y2−Ｖy1と未知数Ｄｙ＝ｙ2−ｙ1とを使用し、更に、測
定値ＤＶz ＝Ｖz2−Ｖz1と未知数Ｄｚ＝ｚ2−ｚ1とを使
用する。そして、ＤＶx ＝ａＤｘ、ＤＶy ＝ｂＤｙ、及
びＤＶz ＝ｃＤｚであることが分かっており、また、Ｄ
x 2＋Ｄy 2＋Ｄz 2＝Ｄ2であることから、次の式が得られ
る。(ΔＶx／ａ)2 ＋ (ΔＶy／ｂ)2 ＋ (ΔＶz／ｃ)2
＝Ｄ2 ＤＶx 、ＤＶy 、及びＤＶz の値は測定値として
得られ、またＤの値は既知であるため、上式から、ａ
2 、ｂ2 、及びｃ2 の値を算出することができる。式を
更に簡単にするために、１／ａ2 ＝Ａ、１／ｂ2 ＝Ｂ、
１／ｃ2 ＝Ｃとおき、また、ＤＶx 2＝Ｘ、ＤＶy 2＝Ｙ、
ＤＶz 2＝Ｚとおくならば、次の簡単な式が得られる。Ａ
Ｘ＋ＢＹ＋ＣＺ＝Ｄ2 この式においてＸ、Ｙ、Ｚは測定
して得られる値であり、Ｄは既知の電極間隔である。従
って、あと必要なことは、この式に代入するための測定
値を式３つ分（３組分）得ることだけであり、それに
は、カテーテルを、心房や心室等の体内の同一領域内
で、３通りの異なった向き（姿勢）にして測定を行えば
よい。ただし、そのためにわざわざカテーテルの向きを
変える操作を行う必要はなく、なぜならば、カテーテル
を用いた処置を実行しているときには、それだけで既
に、カテーテルの操作が心臓内で連続して行われている
からである。また、３通りのカテーテルの向きに対応し
た測定値を、そのカテーテルを用いた処置を開始する前
に予め求めておく必要はなく、なぜならば、先に収集し
た位置データに、後から求めたキャリブレーション値を
用いて補正を施すことができるからである。３通りのカ
テーテルの向きに対応した３組分のデータが得られたな
らば、それらデータによって表される３つの式から成る
連立方程式をＡ、Ｂ、Ｃについて解くことができ、それ
によって、キャリブレーション値ａ、ｂ、ｃを算出する
ことができる。理論的には、Ａ、Ｂ、Ｃの各々の値か
ら、ａ、ｂ、ｃの夫々の解として常に２つずつの値が導
出されるが、それら２つの値のうち正の値を持つ方が正
しい解である。
【００１６】実際には、このシステムは、完璧な一様性
を備えたものとはならないことがあり、その場合には、
測定値の組が絶対的に正しい値にはならない。しかしな
がらこのことは、正確な測定値を得る上で根本的に問題
となることではなく、なぜならば、カテーテルを用いた
処置を行っている間中、上述の計算が自動的に連続して
実行され、その計算結果が平均値が取られるようにして
おくことができるからである。即ち、カテーテルの操作
を行っている間、キャリブレーションのための測定及び
計算が何度でも反復して実行され、その平均値が取られ
るようにしておけばよく、そうすれば、非常に精度の高
い真正の位置特定を可能にする平均値が得られる。ま
た、本発明によれば、処置対象の心房ないし心室内の複
数の領域の夫々に対応したキャリブレーション定数（即
ち感度）を算出することが容易である。このことは、測
定値が高度の線形性を示さない場合に利点となり得る。
処置対象の心房ないし心室内の複数の領域の夫々に対応
したキャリブレーション定数を計算するようにすれば、
算出される相対位置が、マッピング及びそれに続く切除
処置を行うという医療用途に適した高い信頼性を有する
ものとなる。
【００１７】キャリブレーションを実行することなく、
単に「おおよそ」感度を推定しただけで、カテーテルを
用いた処置を実行することも可能であり、この「おおよ
そ」感度の推定は、例えば患者の体重や胸郭の大きさに
基づいて行うことができる。これに関して、１つの心房
ないし心室内の全領域のマッピングが必要とされること
は滅多にないということに注意されたい。即ち、マッピ
ング及びそれに続く切除処置は、通常、１つの心房ない
し心室の全領域のうちの、不整脈がそこから発生してい
る一部領域だけを対象として実行される、マッピングの
対象領域がその心室ないし心房の一部領域のみに限局さ
れる場合には、測定値の線形性は、より良好なものとな
る。
【００１８】本発明の別の実施の形態として、心臓内の
２つの電極を使用することなくキャリブレーションを行
えるようにしたものがあり、即ちこの実施の形態では、
心臓のある特定の寸法を推定することにより、マッピン
グ電極上の電圧Ｖx 、Ｖy 、及びＶz を測定するだけ
で、キャリブレーションを行えるようにしている。例え
ばカテーテルを左心室へ入れるときには、そのカテーテ
ルを操作して、下行大動脈、大動脈弓、及び大動脈弁を
経由して左心室へ入れることになる。患者を仰向けに横
臥させた状態では、下行大動脈と大動脈弁との高低差は
約５ｃｍになる。また、大動脈弁から左心室尖までの距
離は１０ｃｍに非常に近い値であることが知られてい
る。これらの距離の概略的な数字を使用して、また、そ
れら部位における電圧を測定することによって、システ
ムが「効き始めた」ときの、即ち解剖学的にいえばカテ
ーテル電極が然るべき位置に位置付けられた状態での、
感度キャリブレーション値が得られる。これによって、
正常状態の左心室内でカテーテルを位置付けることがで
きる。また、左右の心房や右心室の中でも、同じ技法を
用いて信頼性の高い位置データを得ることができる。
【００１９】再び図１について説明する。カテーテル４
６は、図示の如く先端電極４７を備えており、このカテ
ーテル４６を操作して、先端電極４７を心房ないし心室
内の適当な位置へ位置付ける。患者の身体の表面に装着
した基準電極Ｒにはリードが接続しており、このリード
によって基準電位が付与されている。位置測定を行うた
めには、先端電極４７と基準電極Ｒとの間で検出される
電圧を、スイッチ・マトリクス４９を介して３つのフィ
ルタ５０、５４、５７の各々へ接続する。それらフィル
タは、ディジタル・フィルタまたはその他の適当な狭帯
域バンドパス・フィルタであり、３つの電流信号源４
０、４１、４２の夫々が発生する信号をピックアップす
ることができるように設計したものである。３つの電流
信号源４０、４１、４２は、参照符号４４でまとめて示
した複数のクロック回路の夫々によって駆動されてお
り、それらクロック回路は、周波数がｆx 、ｆy 、及び
ｆz の基本タイミング信号を発生している。それらクロ
ック信号は、夫々の電流信号源を駆動すると同時に、夫
々ｘフィルタ５７、ｙフィルタ５４、及びｚフィルタ５
０へも供給されていて、図２の（ａ）に点Ｖ1 及びＶ2
で示したように検出信号を時間サンプリングするために
用いられている。それらフィルタ５０、５４、５７の各
出力は、夫々に対応した増幅回路５１、５５、５８を通
過するように接続されており、また更にローパス・フィ
ルタ５２、５６、５９を通過するように接続されてい
る。それらローパス・フィルタは、その遮断周波数を約
０．１Ｈｚに選定してあり、各増幅回路から入力する信
号に含まれているそれより高い周波数の変動を排除す
る。この変動排除は、心収縮及び患者の呼吸に起因する
問題の発生を回避することを目的として行うものであ
る。そのためには、それらローパス・フィルタの時定数
を、５〜１０秒の範囲内の長い時定数とすることが好ま
しく、それによって心収縮ないし呼吸に伴う移動の影響
を排除することができる。ただし、用途によっては、心
収縮ないし呼吸に伴う移動に関する情報が有用なことも
あるため、それらローパス・フィルタを装備するか否か
は任意である。
【００２０】図２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、心収縮
及び呼吸が検出信号（ｘ信号、ｙ信号、及びｚ信号）に
及ぼす影響と、それらの影響がフィルタによってどのよ
うに排除されるかを説明した図である。図２において、
（ａ）は心電図と呼吸信号とを示している。（ｂ）に示
したのは、正のピーク及び負のピークでサンプリングし
て検出した信号であり、この検出した３０ｋＨｚのパル
ス信号から、その正部分と負部分との差に対応した信号
を取り出す。検出した信号の振幅には、呼吸及び心収縮
に起因する変動成分が含まれており、そのため、取り出
される信号は、図２の（ｃ）に示した信号Ｖc のように
なる。この信号の変動成分がローパス・フィルタによっ
て除去される結果、図２の（ｃ）に電圧信号Ｖで示した
ような、正確な位置信号が得られる。
【００２１】図１に示した３つの信号チャネルから得ら
れるｘ出力、ｙ出力、及びｚ出力はコンピュータ６５ま
たはそれと同等の機能を有する装置に接続され、そこで
各々の３次元位置の算出が行われる。その出力は更に、
例えばディスプレイ装置６６等の、垂直方向のリアルタ
イムのディスプレイが可能な適当な出力装置に供給され
る。また、後に詳述するが、後刻ディスプレイを再生で
きるように位置データを格納しておくようにしてもよ
い。
【００２２】再び図１について説明する。キャリブレー
ションの実行中は、カテーテル４６に取り付けたキャリ
ブレーション用の電極対の各電極を、一対のｚ処理チャ
ネルと、一対のｙ処理チャネルと、一対のｘ処理チャネ
ルとに接続しておく。これによって、それら電極からの
２つの信号が、２つのｚフィルタ５０、５０’と、２つ
のｙフィルタ５４、５４’と、２つのｘフィルタ５７、
５７’とに入力することになる。それらフィルタは、Ｄ
Ｖx 信号、ＤＶy 信号、及びＤＶz 信号を生成させるた
めに、高度に特性を揃えてある。位置測定の実行中と同
様に、ブロック４４からの複数のクロック信号が、それ
ら６個のフィルタの夫々へ供給されており、それによっ
て、一対のｘ信号、一対のｙ信号、及び一対のｚ信号の
夫々に対して、ディジタル・フィルタによる処理が施さ
れるようにしている。それら６つの信号は、増幅回路５
１、５１’；５５、５５’；５８、５８’によって増幅
された後に、ローパス・フィルタ５２、５２’；５６、
５６’；５９、５９’を通される。ｘ信号、ｙ信号、及
びｚ信号から成るそれら３対の信号は、続いてコンピュ
ータ６５へ供給され、そこで先に説明した計算が実行さ
れて、定数ａ、ｂ、ｃが求められる。ここに説明したよ
うに２組のチャネル増幅回路及びフィルタを用いるので
はなく、それらを１組だけを使用する形態とすることも
可能であり、その場合には、１つのチャネル入力部へ、
上述の２つの電極を交互に接続するようにすればよい。
２つの信号の処理が同一のチャネルで行われるため、増
幅等が全く同一に行われ、従って精度も向上する。
【００２３】次に図３を参照して、本発明の実施に際し
て実行される主要なステップの幾つかについて説明す
る。ブロック７０では、図１に模式図で示したように、
複数の定電流の電流信号を、患者の体内を互いに直交す
る方向に流れるようにして、患者に印加する。既述の如
くそれら電流信号は、その周波数を夫々約３０ｋＨｚ、
約３１ｋＨｚ、及び約３２ｋＨｚとし、その電流レベル
を０．１ｍＡとした信号とすることが好ましい。周波数
を更に幾分低くしてもよいが、ただし周波数を低くする
と、電流レベルを高くした場合と同様に、ＥＣＧの連続
的な検出においてそれら電流信号がピックアップされて
しまうおそれが高くなるという不都合が生じる。この観
点からは、より高い周波数とすることが好ましく、そう
したものも本発明の範囲に含まれるが、ただしその場合
には、より正確に動作する電子回路が必要になる。７２
に示したのは、カテーテルを挿入してその先端をマッピ
ング対象領域に入れるステップである。いうまでもな
く、このカテーテル挿入ステップは、直交電流信号を印
加するステップより先に実行してもよい。７４に示した
のは、システムのキャリブレーションを実行するステッ
プであり、このステップでは定数ａ、ｂ、及びｃの値を
求める。既述の如く、このキャリブレーションのステッ
プは、位置データの収集と並行して実行することができ
る。７６では、カテーテルの先端を処置対象位置へ移動
する。カテーテルを用いて行う処置が、切除処置を伴う
ものである場合には、ここで検出動作を実行して、例え
ば不整脈発生中心の位置等の、心臓に関するデータの収
集を行う。このデータ収集のための技法としては、様々
な技法が当業界において周知となっている。続いて、先
に説明した計算を実行して位置情報を導出し、そして、
こうして検出した情報及び位置を格納し、及び／また
は、それらに基づいてマップの作成を行う。図示のフロ
ーチャートから分かるように、このブロック７６のステ
ップは、医師の意向次第で何度でも反復して実行され
る。従って、カテーテルの先端を次々と何箇所もの位置
へ移動させることができ、その際に、以上の手順に従っ
てそれら位置の全てが特定されて自動的にマッピングが
行われる。次にブロック７８では、新たな領域への移動
に伴ってキャリブレーションの再実行が必要にもしくは
望ましくなったか否かが判定される。既述の如く、カテ
ーテルの先端を大きく移動させたときにはキャリブレー
ションの再実行が必要になることがあり、そのような場
合には処理の流れは７４へ戻る。この場合のキャリブレ
ーションのステップも、カテーテルの先端の移動、検
出、位置特定、及びマッピングのステップと並行して実
行することができる。マッピングが完了したならば、処
理の流れは８０へ進み、切除処置を実行する。このステ
ップでは、先に求めたマッピング情報に基づいて、カテ
ーテルの先端の位置付けを行い、即ち、カテーテルの先
端を移動させた上でその移動後の位置の特定を行い、そ
れによって、マッピングによって判明した所望の位置に
カテーテルの先端が移動していることが確認されたなら
ば、切除処置を実行して、不整脈の発生原因部位を切除
する。周知の如く、切除処置を実行するための好適な方
法は、心臓組織へ高周波電力パルスを所定の時間（例え
ば数分間）に亙って印加するというものである。典型的
な切除処置では直径が約１ｃｍの切除創が形成される。
本発明によれば、先に求めたマッピング・データに基づ
いて、また、カテーテルの先端の正確な位置を識別する
ことによって、不整脈発生中心の近傍の何箇所もの部位
で切除処置を反復して実行することができる。
【００２４】次に図４について説明すると、同図は、カ
テーテルを用いた心臓への処置の実行中に行われた電気
的な位置特定、即ち位置の測定の具体例を示した図であ
る。周波数が１０ｋＨｚでパルス高さが０．１ｍＡの電
流パルスを、患者の胸部を通って、互いに直交する３方
向の夫々に電流が流れるように供給した。図４の添書き
に記したように、ｘ方向は左から右へ、ｙ方向は頭部か
ら下肢へ、そしてｚ方向は、胸部正面から背面へ向かう
方向である。それらｘ、ｙ、ｚ方向の各々について、キ
ャリブレーションを施したＸ線映像によってカテーテル
の先端の正確な位置を測定し（横軸、単位はｃｍ）、そ
れら正確な位置を、５倍に増幅した測定電位（縦軸、単
位はｍＶ）に対してプロットした。ここでは、カテーテ
ルの先端を、患者の体内の４箇所の位置に定位した。そ
れら４箇所の位置は、右心房高位付属器の中、房室束
上、左心室内の僧帽弁輪の近傍、それに冠状静脈洞の中
である。それら４つの位置のうちの１つを基準とし、縦
軸と横軸との交点に示した。この図から、ｘ、ｙ、ｚの
いずれの方向にも良好な線形性が存在することが見て取
れる。従来は、位置特定の精度として、数ｃｍ以下の精
度を得ることは非常に困難であった。本発明によれば、
その精度は１ｍｍ以下であり、実際にどれほどまでの精
度が得られるかは、呼吸及び心収縮に伴う移動によって
誘起される変動をフィルタでどの程度にまで排除できる
かにかかっている。このように位置特定の精度が高いこ
とによって、切除処置が大いに改善される。なぜなら
ば、従来は初期マッピングを行った後にも大抵の場合、
医師は、切除処置を実行する部位へ戻る際に、微調整即
ち再マッピングを実行せねばならなかったからである。
本発明の技法を用いれば、医師は速やかに主要切除部位
へ戻ることができ、切除電極の位置を再定位して、狙っ
た位置に正確に切除創を生成し、不整脈を効果的に治療
ないし抑制することができる。
【００２５】既述の如く、この好適な実施の形態におい
ては、基準電極を皮膚の表面の適当な部位に装着するよ
うにしているため、処置の実行中に基準電極がずれてし
まうおそれが小さいという利点が得られる。ただし、こ
の構成にも短所があり、それは、心収縮及び呼吸によっ
て誘起される信号振幅の変動が比較的大きいということ
である。別法として、静止カテーテルの電極の１つを、
体内のある領域、例えば心臓の中に入れて、基準電極と
して用いるという方法がある。基準電極をマッピング電
極とは別の心房ないし心室内に配置することによって、
ずれが比較的発生し難くなり、呼吸及び心収縮の影響が
低減されるという利点が得られる。この場合、呼吸及び
心収縮の影響が低減されるのは、マッピング電極がどの
位置にあっても、呼吸ないし心収縮によってマッピング
電極と基準電極との両方が同時に移動されるからであ
る。しかしながら、このようにした場合でも、基準電極
として使用しているそのカテーテル電極が、時にはずれ
てしまうことがあり、もしそうなったならば、それまで
に求めた測定値が殆ど無用のものとなってしまう。
【００２６】本発明の更に別の実施の形態として、心収
縮及び呼吸によって殆ど影響を受けることのない信頼性
の高い基準電極が求められているという問題に対処した
ものがあり、この実施の形態では、信号源を接続する電
極を基準電極として兼用すると共に、信号源が発生する
夫々の信号を、先に開示したように時間多重するように
している。例えば、信号源として、周波数が９０ｋＨｚ
のパルス信号を発生するものを使用し、連続するパルス
のうちの１つを先ずｘ−ｘ’電極対に接続し、その次の
パルスをｙ−ｙ’電極対に接続し、その次のパルスをｚ
−ｚ’電極対に接続するというようにして、各々の電極
対から夫々に３０ｋＨｚの信号を送出させるようにす
る。この場合、検出電圧の分離は、周波数にはよらず、
タイミングによって、周知の方式で行う。３つの信号の
うちの１つの検出が行われているときには、他の２対の
電極対は別の用途に使用できる状態にあり、従ってそれ
ら電極対を基準電極として使用することができる。例え
ば、ｘ方向またはｙ方向の測定を行っているときには、
ｚ電極とｚ’電極とを互いに接続してそれら２つの電極
を基準電極として使用し、ｚ方向の測定を行っていると
きには、ｙ電極とｙ’電極とを互いに接続してそれら２
つの電極を基準電極として使用すればよい。この構成の
利点は、実効電極位置が患者の身体の略々中心に、従っ
て心臓の近くにくること、それに、それら電極が皮膚電
極であるため、ずれるおそれが小さいことである。
【００２７】信号源電極のうちには心臓の近くの皮膚に
装着されるものもあるため、マッピング位置がそのよう
な一対の皮膚電極にかなり近接することもあり得る。こ
の場合、その一対の電極によって形成される電界の等電
位面の湾曲がかなり大きいことから、そのマッピング位
置がそれら一対の電極の略々中間に位置している場合を
除いて、僅かながら誤差が導入されることになる。しか
しながら、この種の誤差は、それら一対の電極の間にお
けるマッピング電極の位置を算出して適当な数学的補正
を施すことによって、消滅させることができる。尚、マ
ッピング電極の概略位置をチェックするには、ｚ−ｚ’
電極対上のｙ電圧をマッピング電極上のｙ電圧と比較
し、ｙ−ｙ’電極対上のｚ電圧をマッピング電極上のｚ
電圧と比較し、そしてｙ−ｙ’電極対上、及び／また
は、ｚ−ｚ’電極対上のｘ電圧をマッピング電極上のｘ
電圧と比較すればよい。
【００２８】本発明のシステム及び方法は、多くの重要
な医療技術に適用可能である。重要な用途の１つは、上
で説明したように、例えば心室性頻脈（ＶＴ）等の、頻
脈の発生中心、即ち頻脈の出発部位を特定するという用
途である。周知の如く、カテーテルを用いて行うこの種
の処置においては、ＶＴが発生しているときの皮膚表面
ＥＣＧを計測し、それを、心室内の様々な位置において
先端電極で計測した心臓内ＥＣＧと比較する。そして公
知の様々な技法を用いて、ＶＴの出発部位の位置を特定
することができる。更に、本発明にかかる３次元の位置
特定を実行することによって、夫々のペーシング部位
と、それらペーシング部位の各々に対応した、そのペー
シングによって惹起されるＥＣＧとＶＴによって発生す
るＥＣＧとの相関に基づいて、両者の間に最良の相関が
得られるような最良のペーシング部位を予測することも
できる。
【００２９】本発明の範囲に含まれる更に別の具体例と
して、例えば、本発明のシステム及び方法は、冠動脈狭
窄の３次元映像の作成にも利用することができる。それ
を行うためには、エコー・チップ・データを３次元デー
タと組合わせるようにすればよい。それには、１本のカ
テーテルの先端にエコー・チップを装備すると共に、そ
の先端近傍に寸法情報を得るための２個の電極を装備す
る。そして、エコー・チップ・データと３次元データと
を組合わせることによって、冠動脈狭窄の位置を特定す
るための正確な３次元マップを作成することができる。
【００３０】本発明の更に別の用途の一例として、ステ
ントの定位を挙げることができる。本発明に従って３次
元情報を得ることによって、先に探索したカテーテル位
置を正確に特定し直すことができ、それによって、例え
ばＰＣＴＡを施した部位や、血管内エコー画像を作成し
た部位に、正確にステントを定位することができる。ま
た、３次元的位置付けを伴わない用途でも、２次元位置
データや、更には１次元位置データを得るために、この
技法を同様に利用することも可能である。
【００３１】以上の説明においては、互いに直交する方
向の複数の信号を用いるものとして本発明を説明した。
それら信号の方向は、厳密に直交する方向であることを
必ずしも必要としないが、ただし、略々直交する方向と
することが好ましい。それら信号の方向どうしの間の角
度が、厳密に直交する角度からずれていても、それら角
度が３次元的であって、それら角度の値が分かってさえ
いれば、数学的補正を施すことによって、正確な直交か
らのずれの影響を補償することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】カテーテル・マッピング及びそれに関連した処
置を実行するために用いる本発明にかかるシステムの主
要構成要素を示したブロック図である。
【図２】（ａ）は、正常な心電図（上側の曲線）と呼吸
を表す信号（下側の曲線）とを図示して相対的な周波数
を示したグラフ、（ｂ）は、検出した位置信号を図示し
て心収縮及び患者の呼吸のためにその信号に生じた変動
を示したグラフ、（ｃ）は、検出した位置信号からフィ
ルタによって高周波成分を除去したが、ただし心収縮及
び呼吸のために生じた変動はまだ残っている信号（Ｖ
ｃ）と、更にフィルタによって低周波成分も除去した信
号（Ｖ）とを示したグラフである。
【図３】本発明にかかるカテーテル・マッピング及び切
除の処置における主要なステップを示したフローチャー
トである。
【図４】本発明に従って得られた３次元位置データを示
したグラフである。
【符号の説明】
４０、４１、４２ 電流信号源４６ カテーテル４７
マッピング電極（先端電極）４８ 電極５０、５０’、
５４、５４’、５７、５７’ ディジタル・フィルタ５
１、５１’、５５、５５’、５８、５８’ 増幅回路５
２、５２’、５６、５６’、５９、５９’ ローパス・
フィルタｘ、ｘ’、ｙ、ｙ’、ｚ、ｚ’ 信号源電極Ｒ
基準電極

Claims (28)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者の体内の位置の３次元測定の方法に
    おいて、（ａ）患者の体内を、略々ｘ方向、ｙ方向、及
    びｚ方向に対応した夫々の方向に流れるように、夫々に
    ３次元交流電流信号を印加する、電流信号印加ステップ
    と、（ｂ）マッピング電極と少なくとも１つの他の電極
    とを備えたカテーテルを患者の体内に挿入する、カテー
    テル挿入ステップと、（ｃ）前記マッピング電極におけ
    る複数の測定値と、患者の体内のｘ位置、ｙ位置、及び
    ｚ位置との相関を表す複数の相関因子を求める、相関因
    子導出ステップと、（ｄ）患者の体内の複数の位置にお
    いて、前記３次元電流信号の各々に関して前記カテーテ
    ルの前記マッピング電極で検出される検出信号を測定す
    る、検出信号測定ステップと、（ｅ）前記相関因数を用
    いて、前記カテーテルの前記マッピング電極の複数の位
    置の各々に対応した３次元のｘ位置、ｙ位置、及びｚ位
    置を求める、位置導出ステップと、（ｆ）それら複数の
    ３次元位置を表す位置データを出力する、位置データ出
    力ステップと、を含んでいることを特徴とする方法。
  2. 【請求項２】 前記電流信号の夫々を互いに異なった夫
    々の周波数で発生させるステップを含んでいることを特
    徴とする請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 前記電流信号の夫々を時間多重するステ
    ップを含んでいることを特徴とする請求項１記載の方
    法。
  4. 【請求項４】 前記夫々の周波数が約２５〜５０ｋＨｚ
    の範囲内の周波数であることを特徴とする請求項２記載
    の方法。
  5. 【請求項５】 前記電流信号印加ステップにおいて、電
    流レベルが約０．１ｍＡ以下の定電流パルスを印加する
    ことを特徴とする請求項４記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記検出信号にフィルタ処理を施して心
    収縮及び患者の呼吸に起因する成分を除去するステップ
    を含んでいることを特徴とする請求項１記載の方法。
  7. 【請求項７】 前記出力情報を用いて３次元位置データ
    のマッピングを行うステップを含んでいることを特徴と
    する請求項１記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記位置信号を検出した位置において併
    せて前記相関因子を求めることを特徴とする請求項１記
    載の方法。
  9. 【請求項９】 前記カテーテルが、所定距離Ｄだけ離隔
    させた２個の電極を備えており、前記相関因子導出ステ
    ップが、前記２つの電極から、前記ｘ信号、前記ｙ信
    号、及び前記ｚ信号の各々に対応した検出信号を得るス
    テップを含んでいることを特徴とする請求項１記載の方
    法。
  10. 【請求項１０】 処理装置をリアルタイムで使用して３
    次元位置である前記ｘ位置、前記ｙ位置、及び前記ｚ位
    置を求めるステップと、それによって求められた位置を
    表すデータをディスプレイ上に視覚表示するステップと
    を含んでいることを特徴とする請求項１記載の方法。
  11. 【請求項１１】 前記カテーテルを操作して患者の体内
    の複数の位置に位置付けるステップと、それら複数の位
    置の各々の３次元位置を表す視覚表示を出力するステッ
    プとを含んでいることを特徴とする請求項１記載の方
    法。
  12. 【請求項１２】 前記カテーテルを患者の心臓へ挿入す
    るステップと、前記求めた３次元位置の各々に対応した
    局所活性化データを求めるステップと、前記局所活性化
    データ及び前記位置データを格納するステップとを含ん
    でいることを特徴とする請求項１記載の方法。
  13. 【請求項１３】 前記格納した位置に対応した心臓内の
    少なくとも１つの位置を選択するステップと、前記カテ
    ーテルの先端を操作してその選択した位置に位置付ける
    ステップと、心臓のその選択した位置における切除処置
    を実行するステップとを含んでいることを特徴とする請
    求項１２記載の方法。
  14. 【請求項１４】 患者の心臓内の各部位の位置をマッピ
    ングするためのカテーテル・マッピング方法において、
    患者の体内を通って互いに略々直交する夫々の方向に流
    れる３つの電流信号であって、その各々が他の２つの電
    流信号から識別可能な夫々の特性を有する３つの電流信
    号を印加する、電流信号印加ステップと、検出電極を備
    えたカテーテルを、該検出電極が患者の心臓内の所与の
    位置にくるように位置付ける、カテーテル位置付けステ
    ップと、前記検出電極で前記３つの電流信号の各々を検
    出し、それら３つの検出信号を前記夫々の特性に基づい
    て分離する、検出及び分離ステップと、前記３つの検出
    信号から前記検出電極の位置を求める、位置導出ステッ
    プと、前記カテーテル位置付けステップ、前記検出及び
    分離ステップ、及び前記位置導出ステップを、患者の心
    臓内の複数の位置で反復して実行するステップと、求め
    た複数の位置に対応したデータを出力するステップと、
    を含んでいることを特徴とするカテーテル・マッピング
    方法。
  15. 【請求項１５】 患者の心臓内の複数の位置に関して前
    記３つの検出信号にキャリブレーションを施し、それに
    よってそれら３つの検出信号の各々とそれに対応したｘ
    位置、ｙ位置、ないしｚ位置との間の夫々の関係を求め
    る、キャリブレーション・ステップを含んでいることを
    特徴とする請求項１４記載のカテーテル・マッピング方
    法。
  16. 【請求項１６】 前記位置導出ステップにおいて、前記
    求めた夫々の関係を利用することを特徴とする請求項１
    ５記載のカテーテル・マッピング方法。
  17. 【請求項１７】 前記カテーテルが、所定距離だけ離隔
    させた２つの電極から成る電極対を備えており、前記キ
    ャリブレーション・ステップが、互いに略々直交する方
    向に流される前記３つの電流信号によって、少なくとも
    ３つの異なった位置ないし姿勢にある前記電極対の各々
    の電極に誘起される信号を測定するステップを含んでい
    ることを特徴とする請求項１４記載のカテーテル・マッ
    ピング方法。
  18. 【請求項１８】 互いに略々直交する方向に流される前
    記３つの電流信号の各々が定電流パルス信号であること
    を特徴とする請求項１４記載のカテーテル・マッピング
    方法。
  19. 【請求項１９】 互いに略々直交する方向に流される前
    記３つの電流信号の各々を約１０ｋＨｚ以上の周波数の
    信号として供給するステップを含んでいることを特徴と
    する請求項１８記載のカテーテル・マッピング方法。
  20. 【請求項２０】 前記３つの電流信号を、互いに周波数
    の異なる信号として発生させるステップを含んでおり、
    前記特性が周波数であることを特徴とする請求項１４記
    載のカテーテル・マッピング方法。
  21. 【請求項２１】 前記３つの電流信号を、互いに時間多
    重した信号として発生させるステップを含んでおり、前
    記特性が時間であることを特徴とする請求項１４記載の
    カテーテル・マッピング方法。
  22. 【請求項２２】 患者の体内の各部位の位置をマッピン
    グするカテーテル・マッピングを実行するために用いる
    システムにおいて、少なくとも１つの交流電流信号を患
    者に印加するための外部信号手段と、少なくとも１つの
    マッピング電極を備え、患者の体内へ挿入して操作する
    ことによって複数の部位に位置付けるようにしたカテー
    テルと、前記マッピング電極に接続しており、該マッピ
    ング電極が体内の複数の部位の夫々に位置付けられたと
    きに、前記少なくとも１つの交流電流信号を検出し、そ
    の検出した信号に処理を施すことによって、該マッピン
    グ電極の位置を表す位置信号を導出する、位置特定手段
    と、前記位置信号から、前記交流電流信号の検出位置の
    各々を算出する、位置算出手段と、算出した夫々の位置
    に対応したデータを出力する出力手段と、を備えたこと
    を特徴とするシステム。
  23. 【請求項２３】 前記カテーテルが、所定距離Ｄだけ離
    隔させた２つの電極から成る電極対を備えており、前記
    システムが更に、前記電極対からキャリブレーション信
    号を検出する手段と、該キャリブレーション信号からキ
    ャリブレーション因子を導出するキャリブレーション手
    段とを備えており、前記位置算出手段が、前記位置信号
    と前記キャリブレーション信号とから前記位置を算出す
    る手段を含んでいることを特徴とする請求項２２記載の
    システム。
  24. 【請求項２４】 前記出力手段が、前記カテーテルを操
    作して位置付けた各部位におけるカテーテル位置を表す
    ３次元表示を提供するビデオ手段を備えていることを特
    徴とする請求項２２記載のシステム。
  25. 【請求項２５】 前記位置特定手段が基準電極を含んで
    いることを特徴とする請求項２２記載のシステム。
  26. 【請求項２６】 前記基準電極が皮膚電極であることを
    特徴とする請求項２５記載のシステム。
  27. 【請求項２７】 前記外部信号手段が、互いに略々直交
    する夫々の方向に流す３つの交流電流信号を印加する交
    流電流信号印加手段と、３対の皮膚電極対と、前記３つ
    の交流電流信号を時間多重する時間多重手段とを備えて
    おり、前記基準電極が、前記３対の皮膚電極対のうちか
    ら選択された電極対から成ることを特徴とする請求項２
    ５記載のシステム。
  28. 【請求項２８】 前記マッピング電極が先端電極である
    ことを特徴とする請求項２７記載のシステム。
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