JPH09510887A - 心臓組織の電気特性を検査するためのシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、３以上の、互いに間隔の空いた電極（３８）を用いて心臓組織の構造を検査するためのシステム及び方法であって、上記３以上の電極（３８）のうち少なくとも２つは、心内膜組織と接して心臓内に位置づけられている。システム及び方法は、選択された電極の組（２２４）の間にある心臓組織の領域に電流を流す。各組の電極の少なくとも一方は、心臓内に位置づけられている。システム及び方法は、少なくとも部分的に組織のインピーダンスの感知に基づいて、電極の組（２０６）の間の組織の電気特性を引き出す。

Description

【発明の詳細な説明】 心臓組織の電気特性を検査するためのシステム発明の技術分野 本発明は、心臓病の治療のために心臓の内部領域をマッピングするシステム及 び方法に関する。発明の背景 医師は、心臓組織の電気的衝撃の伝播を調べて異常な伝導路を突き止める。こ の異常な伝導路は、リズム障害と呼ばれる、特異な生命を脅かすパターンを形成 している。これらの経路を分析するために使用する技術は、一般的に「マッピン グ」と呼ばれ、心臓組織内の領域、つまり病巣を識別する。この病巣には、リズ ム障害を治療するためにアブレーションが施される。 従来の心臓組織マッピング技術は、心臓の心外膜の組織と接触している複数の 電極を使用して、複数のエレクトログラムを取得する。そして、デジタル信号処 理アルゴリズムがエレクトログラムの形態構造を等時性の表示に変換する。この 表示は、心臓組織内の電気的衝撃の伝播を経時的に示すものである。これらの従 来のマッピング技術では、侵襲の開心手術により電極を心臓の外心膜上に配置す る必要がある。 更に、心臓組織内の局所的な電気事象を検出するために使用する従来の外心膜 エレクトログラム処理技術は、複数の形態構造を持つエレクトログラムを解釈で きないことがよくある。このようなエレクトログラムには、例えば、心室頻拍の 発生している心臓をマッピングする際に遭遇することがある。このため、そして その他の理由により、一貫した高精度の病巣識別率は、現在の複数電極を使用し たマッピング技術では達成できていない。 研究者達は、今までに心臓組織の電気抵抗率の心外膜での計測を行っている。 彼らの研究は、梗塞された心臓組織の電気抵抗率が、健康な心臓組織の電気抵抗 率の約半分であることを示している。更に、梗塞された心臓組織と健康な組織の 間の境界域にある虚血組織の電気抵抗率は、健康な心臓組織の電気抵抗率の約３ 分の２であることが示されている。これは、参考文献(Fallertら、”Myocardial Electrical Impedance Mapping of Ischemic Sheep Hearts and Healing Aneur ysms(ひつじの虚血性心臓の心筋の電気インピーダンス・マッピング及び治癒過 程の動脈瘤)”Circulation, Vol．87，No.1、January，1993．p.199-207)にて述 べられている。 この観察済の生理学的現象は、効果的な非侵襲の計測技術と組み合わせること により、従来のマッピング技術より優れた病巣識別率を提供する心臓マッピング ・システム及び手段に役立てることができる。発明の概要 本発明の主要目的は、心臓組織の形態構造を素早く、正確に、そして比較的非 侵襲的な方法で検査する改善されたプローブ及び方法を提供することである。 本発明の一態様は、３つ又はそれ以上の、間隔の空いた電極を使用し、少なく ともこれらのうちの２つが心内膜の組織と接触した心臓内の位置にある、心臓組 織の形態構造を検査するためのシステム及び方法を提供している。このシステム 及び方法は、選択した電極の組の間の心臓組織領域に電流を流す。この際、各組 の少なくとも１つの電極は、心臓内に位置している。この電流の流れにより、シ ステム及び方法は、組になった電極間の組織の電気特性を引き出す。 この電気特性（”Ｅ−特性”と呼ぶ）は、組織の形態構造に直接的な関連を持 つことができる。相対的に低いＥ−特性値は心臓組織が梗塞していることを示し 、比較的高いＥ−特性値は健康な心臓組織を示す。中間のＥ−特性値は、梗塞組 織と健康な組織の間の境界の虚血組織を示す。 本発明のこの態様によると、システムおよび方法は、心臓内の少なくとも２ケ 所の異なる組織のＥ−特性を、心内膜の電極の相対位置を変更することなく獲得 する。 システムおよび方法は、侵襲の手術を行うことなく、相対的に低いＥ−特性値 を持つ領域と相対的に高いＥ−特性値を持つ領域とを区別することができる。 本発明の別の態様は、検査した組織領域の位置に関する、引き出したＥ−特性 を示す表示を生成するシステムおよび方法を提供する。本発明のこの態様は、心 臓組織のＥ−特性をマッピングすることができ、これは組織のアブレーションを 必要とする場所を見つけ出すのに役立つ。 Ｅ−特性の表現方法は、どのように電流が電極の組によって心臓組織に流され るかにより異なる。 電極の組の一方が心臓の外部に位置する中性電極である場合（すなわち、単極 構成）は、Ｅ−特性は組織のインピーダンス（ｏｈｍ）で表される。電極の組の 両方が心臓内に位置する場合（すなわち、双極構成）は、Ｅ−特性は組織の抵抗 率（ｏｈｍ・ｃｍ）で表される。 望ましい実施例では、システム及び方法は、カテーテルが担持する電極を、選 択した静脈又は動脈を通じて心内膜組織に接触させる。システム及び方法は、電 極が担持する信号ワイヤを通じて電流を流し、情報を処理する。電極はマルチプ レクサ／デマルチプレクサ要素に接続でき、少なくともこの要素の一部はカテー テルに担持される。これによりカテーテルが担持する信号ワイヤの数は削減され 、データ獲得システムの信号とノイズの比率を改善することができる。 望ましい実施例では、システム及び方法は、同等の電気特性を持つ各グループ を構造体上の電極の位置に空間的に関連させて３次元空間に表示を作成する。シ ステム及び方法は、構造体上の電極の位置を３次元の座標システムで算出するこ とによって、上記表示を作成する。システム及び方法は、３次元構造体の形に沿 った３次元組織網を形成する、交差する水平線及び垂直線のパターンを生成する 。水平線及び垂直線の交差する点がノードを形成し、電極位置を表すノードが結 び目を形成する。システム及び方法は、連係する電極において引き出された電極 特性値を各結び目に割り当て、各結び目の間を補間して電気特性の補間値を残り のノードに割り当てることにより、電気特性を反映するノードに値を割り当てる 。 システム及び方法は、最大の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第１の しるしを割り当て、最小の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第２のしる しを割り当て、最大及び最小の電気特性値の間の中間の電気特性値を持つ１つ又 は複数のノードに第１及び第２のしるしの間の中間のしるしを割り当てることに より、出力表示を作成する。望ましい実施例では、しるしは対照的な色を表す。 本発明のその他の特徴及び利点は、以下の詳細の説明、図面の説明、更にその 後の請求の範囲で述べられている。図面の簡単な説明 図１は、本発明の特徴に従って心臓組織の形態構造を検査し、マッピングする システムの平面図で、心臓内の一部は断面で示されており、心臓内で使用するた めに展開されている。 図２は、図１で示されたシステムの平面図で、心臓内の一部は断面で示され、 心臓内で使用するために展開中のプロセスを示している。 図３は、図１で示されたシステムに連係するマッピング用プローブおよびプロ セス・コントローラを示している。 図４は、図１に示されるプローブに連係するスプラインを担持する電極の拡大 斜視図である。 図５は、図１に示されるプローブと連係できる電極の代替実施例の断面図で、 図６の線５−５あたりに沿って切断されたものである。 図６は、図１に示されるプローブと連係できるスプラインを担持する電極の代 替実施例の拡大斜視図である。 図６Ａから図６Ｃ、及びそれに連係するカテーテル・チューブは、本発明に従 って電極を担持し、心臓内に展開できる可撓性電極支持体の図である。 図７は、図１に示されるシステムのためのプロセス・コントローラの電流生成 器モジュールおよび切替要素の概略図である。 図８は、単極モードて操作する場合の電流生成器モジュールおよび切替要素の 線図である。 図９は、双極２電極モードで操作する場合の電流生成器モジュールおよび切替 要素の線図である。 図１０は、双極４電極モードで操作する場合の電流生成器モジュールおよび切 替要素の線図である。 図１１及び図１２は、図７から図１０に示される切替要素の詳細部分の略図で ある。 図１３は、図１に示されるシステムのためのプロセス・コントローラの信号プ ロセッサ・モジュールの概略図である。 図１４は、図１３に示される信号プロセッサ・モジュールのＥ−特性計算シス テムの概略図である。 図１５は、図１４に示されるシステムから引き出した組織のＥ−特性の絶対値 を、心臓のある領域に関連させて空間的に配置した、理想化された図である。 図１６は、引き出した組織のＥ−特性の各絶対値を等しい値のグループごとに 分けるシステムの操作を示すフローチャートである。 図１７は、図１６で示されたシステムから引き出した等しいＥ−特性値のグル ープを、心臓のある領域に関連させて空間的に配置した代表的表示である。 図１８は、図１で示されたシステムと連係して使用できるコントローラの代替 実施例の線図である。 図１９は、図１８に示されるコントローラが含むペーシング・モジュールの線 図である。 図２０は、図１８に示されるコントローラに連係するホスト処理装置及びエレ クトログラム信号処理モジュールの線図である。 図２１Ａは、エレクトログラムの事象を計算するために使用できる４つの代表 的なエレクトログラムの図である。 図２１Ｂは、図１８に示されるコントローラが処理するエレクトログラム事象 の計算方法を示すフローチャートである。 図２２は、計算されたエレクトログラム事象の同等表示を生成する方法の操作 を示すフローチャートである。 図２３は、代表的な等時性表示である。 図２４は、計算されたエレクトログラム事象の同等伝導表示を生成する方法の 操作を示すフローチャートである。 図２５は、代表的な同等伝導表示である。 図２６は、同等Ｅ−特性値を同等伝導情報と照合するための方法の操作を示す フローチャートである。 図２７は、照合した同等Ｅ−特性値と同等伝導情報の代表的な表示である。 図２８は、図２６で取得した情報に基づいてアブレーションが必要と思われる 場所を検出する方法の操作を示すフローチャートである。 図２９は、アブレーションが必要と思われる場所を識別するしきい値を選択し たあとの、照合した同等Ｅ−特性値及び同等伝導情報の代表的な表示である。 図３０は、図１に示されるシステムと連係して使用されているアブレーション ・プローブの正面図である。 本発明は、その趣旨および重要な特徴から逸脱することなく様々な形態で具体 化できる。本発明の範囲は、添付の請求の範囲で定義されるもので、それ以前の 特定の記述で定義されるものではない。請求と同等の意味及び範囲内に収まる全 ての実施例は、従って請求の範囲に含まれるものとする。発明の詳細な説明 図１から図３は、心臓組織の形態構造を検査するためのシステム１０の構成要 素を示している。図１は、ヒトの心臓内の選択した領域１２の中で展開され、使 用する準備ができているシステム１０を示している。 図１及び図２が示すように、システム１０の展開は侵襲の開心手術を必要とし ない。その代わりに、システム１０は、イントロデューサー１４および外部ガイ ド・シース１６を含み、これらは共に複数電極プローブ１８を、選択した静脈又 は動脈から心臓内の選択した領域１２に導く。図３は、プローブ１８全体を示し ている。 医師は、プローブ１８をプロセス・コントローラ２０（図３参照）と共に使用 して、心臓組織による電流の流れを続けて複数回に渡って測定する。これらの測 定値から、その組織のＥ−特性が引き出される。図示されている望ましい実施例 では、これらの測定値は心臓内の適切なアブレーション場所を見つけ出すことに おいて医師を援助するために使用される。 図１及びその他の図は、一般的に、心臓の左室内に展開されたシステム１０を 示している。もちろん、システム１０は、心臓のその他の領域に展開することも できる。図で示される心臓は、解剖学上正確ではないことも触れておく必要があ る。図では、本発明の特徴を示すため、心臓を概略的に示している， Ｉ．非侵襲のシステム展開 図１が示すように、イントロデューサー１４は、肌を突き通るカニューレ２２ を含んでいる。カニューレ２２は、選択した静脈又は動脈（通常は大腿静脈又は 動脈）へ皮膚を通ってアクセスする。イントロデューサー１４のもう一方の端は 、 従来の止血バルブ２４を含んでいる。 医師は、外部ガイド・シース１６をイントロデューサー１４により、静脈又は 動脈を通じて選択した心室１２へ進める。止血バルブ２４の内側に、外部ガイド ・シース１６が通り抜けているが、それ以外はシース１６の外側表面の回りに付 着し、液体をしっかりと密封している。 ガイド・シース１６は、”ブタのしっぽ”の形をした従来のカテーテルのよう な、あらかじめ曲げられた遠位先端領域２６を含むことが望ましい。あらかじめ 曲げられた遠位先端領域２６は、ガイド・シース１６を心室１２内の位置に配置 する援助を行う。 医師は、プローブ１８を外部シース１６のハンドル２８を使って進める。ハン ドル２８は、第２の従来の止血バルブ３０を含み、この内側にはマッピング・プ ローブ１８の可撓性の本体３２が通り抜けているのを認める。同時に、本体２２ の外側表面の回りに付着し、液体をしっかりと密封している。 プローブ１８の経路を形成するためのイントロデューサー１４およびガイド・ シース１６の展開と使用に関する詳細は、1993年3月16日に出願された係属中の 米国特許出願、第08/033,641号、「心臓のマッピングおよびアブレーション用プ ローブを挿入、展開、安定化させるためのガイド・シースを使用したシステムお よび方法」で述べられている。 II．組織検査プローブ 図１および図３が最も良く示すように、プローブ１８は可撓性のカテーテル本 体３２の近位端に接続するハンドル３４を含んでいる。カテーテル本体３２の遠 位端は、３次元の構造体３６を担持している。図１及び図３では、構造体３６は バスケットの形を形成している。ここで、その他の３次元の構造体を使用できる ことも認識されなければならない。 ３次元のバスケット構造体３６は、電極３８のアレイを担持している。 図１が示すように、バスケット構造体３６は、心室１２内に展開される際、電 極３８を心室１２の心内膜表面に密接に付着させる。 カテーテル本体３２は、外部ガイド・シース１６を通り抜けている。シース１ ６は、カテーテル本体３２の外径より大きい内径を持っている。その結果、シー ス１６は、カテーテル本体３２に沿ってスライドできる。シース・ハンドル２８ は、ユーザーがシース１６をカテーテル本体３２に沿ってスライドさせる援助を 行う。 図２が示すように、シース・ハンドル２８を前方に移動（すなわち、イントロ デューサー１４に向かって）させると、スライド可能なシース１６の遠位端をバ スケット構造体３６上に進める。この位置において、スライド可能なシース１６ はバスケット構造体３６を捕らえて縮ませ、バスケット構造体３６を完全にその 中に収める。 図１が示すように、シース・ハンドル２８を後方に移動させる（すなわち、イ ントロデューサー１４から遠ざける）と、スライド可能なシース１６をバスケッ ト構造体３６から引っ込める。これにより圧迫が取り除かれ、バスケット構造体 ３６が開き、その規定の３次元の形になる。 プローブ１８はまた、スライド式止血シース４０を含むことが望ましい。医師 は、シース４０をバスケット構造体３６の周りにスライドさせ、イントロデュー サー１４を通じて前進する間、バスケット構造体３６を保護する。一旦バスケッ ト構造体３６がガイド・シース１６に入ると、医師は止血シース４０を後方のプ ローブ・ハンドル３４に向けてスライドさせる。シース４０の使用に関する詳細 は、上記の係属中の特許出願で述べられている。 バスケット構造体３６そのものは、様々な方法で組み立てることができる。図 示されている望ましい実施例では（図３参照）、バスケット構造体３６はベース ・メンバ４２及びエンド・キャップ４４を具備している。逼常可撓性のスプライ ン４６は、ベース・メンバ４２及びエンド・キャップ４４の間で、円周に沿って 間隔を空けて広がっている。 図示されている実施例では、８本の直線構成のスプライン４６がバスケット構 造体３６を形成している。しかし、それより多い、又は少ない数のスプライン４ ６を使用することもでき、スプライン４６は異なる形状を取ることもできる。 この配置では、スプライン４６はニチノール合金やシリコンゴムのような、弾 力のある不活性な材料でできていることが望ましい。スプライン４６は、図３に 示すように、弾力のある、張った状態で、ベース・メンバ４２及びエンド・キャ ップ４４の間に接続されている。 図１が示すように、弾性のスプライン４６は、接触する心内膜組織表面の形に 添うように曲がる。図２が示すように、スプライン４６はまた、スライド式シー ス１８の外部からの圧力により、閉じた、密集したまとまりに縮められる。 図示されている実施例（図４参照）ては、各スプライン４６は、８つの電極３ ８を担持している。もちろん、それより多い、又は少ない数の電極３８を使用す ることもできる。 後に記述されるように、システム１０は、単極モード又は双極モードのどちら でも操作できる。バスケット電極３８は、従って、３２組の双極要素又は６４の 単極要素として配置できる。 図示されている望ましい実施例（図４に最も良く示される）では、電極３８は 各スプライン４６に取り付けられ、心内膜組織の表面に最大限接触し、それと同 時に周りの血液プールへの露出を最小化している。心臓組織に接触中に電極３８ が血液に偶然さらされるようなことがあると、Ｅ−特性の測定に望ましくない作 為が生じることになる。これは、血液の抵抗率が心臓組織の抵抗率より約３倍も 低いためである。この作為により、Ｅ−特性の測定値がより低くなることがあり 、それにより健康な組織と梗塞組織との間の望ましい差異が縮められてしまう。 望ましい実施例（図４参照）では、電極３８はスプライン４６の片側のみに付 着し、それは白金又は金でめっきされたステンレス鋼の帯でできている。このス プライン４６の表面は、使用中に心内膜組織に接触する方の表面である。スプラ イン４６の反対面（使用中血液プールに接触する）には、電極は取り付けられな い。 このような配置の代わりに（図５および図６参照）、電極３８はスプライン４ ６全体を包囲するリング形状を取ることもできる。この配置では、使用中に血液 プールに面する電極の後ろ側は非導電性の材料４９で被覆され、電流が血液に流 れるのを防いでいる。 電極表面は、使用中に２０％以上血液プールにさらされるべきではないとされ ている。望ましくは、使用中に電極は５％以上さらされるべきではない。 このような配置の代わりに（図６Ａから図６Ｃ参照）、１つ又はそれ以上の電 極３８は、前述のバスケット構造体ではなく、単一の可撓性電極支持体３００上 に付着させて静脈又は動脈を通じて心室に挿入することができる。支持体３００ は、様々な代替構造を持った可撓性の細長い電極支持体の集まりの実例である。 望ましい図示された実施例では、支持体３００の直径は約１ｍｍから２．５ｍｍ で、長さは約１ｃｍから５ｃｍである。 図６Ａが示すように、支持体３００は、支持体３００を心臓内に誘導するため に使用するカテーテル、チューブ３０２の遠位端に担持されている。ハンドル３ ０４は、カテーテル・チューブ３０２の近位端に接続している。ハンドル３０４ 及びカテーテル・チューブ３０２は、ステアリング機構３０６を担持し、これは 支持体３００を、図６Ａの矢印が示すように、その長さに沿って選択的に曲げる か撓ませる。 ステアリング機構３０６は、様々な形態を取ることができる。図示されている 実施例（図６Ｃ参照）では、ステアリング機構３０６は、外部ステアリング・レ バー３１０の付いた（図６Ａが示すように）回転カム・ホイール３０８を具備し ている。図６Ｃが示すように、カム・ホイール３０８は、左右のステアリング・ ワイヤ３１２の近位端を保持している。ワイヤ３１２は、カテーテル・チューブ ３０２を通り、アブレーション要素支持体３００内の弾性の可撓性ワイヤ、すな わちスプリング（図示省略）の左右側面に接続している。 図６Ａが示すように、ステアリング・レバー３１０を動かすことにより、支持 体３００を通常真っ直ぐの形状（図６Ａ及び図６Ｂの透視線で示されている）か ら通常弧状の曲線（図６Ａ及び図６Ｂの実線で示されている）に撓ませるか曲げ る。この撓みにより、電極３８もまた、心内膜組織の壁がどのような輪郭及び形 状であっても、それに沿って、密接に接触するようになる。 図６Ｂに示すように、電極３８は支持体３００を包囲するリングを形成してい る。この配置において、使用中、血液プールに面する電極３８の裏側は、上記に 示された理由で非導電性の材料４９で被覆されていることが望ましい。このよう にする代わりに、電極３８は、支持体３００の、組織に接触する方の面のみに取 り付けることができ、従って図４に示される直線状のスプライン４６のように、 支持体３００の裏側は電極３８が全くないようになる。 支持体３００が担持する電極３８は、図６Ｂが示すように、制御コントローラ ２０と共に使用し、バスケット構造体が担持する電極と同じように、１つ又はそ れ以上のＥ−特性測定値を計測することができる。支持体３００は、別の心内膜 の場所に続けて移動し、複数のＥ−特性測定値を取得することができ、この測定 値は固定されたバスケット構造体が取得する測定値と同じ方法で処理できる。 要素を担持する可撓性の電極の詳細は、1993年10月15日に出願された、同時係 属中の米国特許出願第08/138,142号、「体内組織に細長い損傷を作成するための システム及び方法」で述べられている。 図示されている実施例(図４及び図６参照)では、銅のような、高伝導性金属で できた信号ワイヤ４７は、各電極４６から延長している（これらの信号ワイヤは 図１１の線図でも示されている）。信号ワイヤ４７は、ベース・メンバ４２を通 って連係するスプライン４６に延長し、カテーテル本体３２内に入っている。不 活性のプラスチック・ラップ４３は、電極３８が突き出ている部分を除き、各ス プライン４６及び電極支持体３００を被覆して信号ワイヤを保護することが望ま しい。 各スプライン４６に対する８本の信号ワイヤ４７は、お互いにねじれ合い、ま とまった束を形成している。８本のまとまった束（図示省略）はまた、マッピン グ・プローブ１８のカテーテル本体３２を通り抜けている。まとまった束は、プ ローブ・ハンドル３４に進入している。 ６４本の信号ワイヤ４７、図３が示すように、プローブ・ハンドル３４内で１ つ又はそれ以上の外部コネクタ４８に接続している。図示されている実施例では 、各コネクタは３２個の端子を具備し、３２本の信号ワイヤに対応している。 代替的な配置では（図示省略）、電極３８はマルチプレクサ／デマルチプレク サ(M/DMIX)ブロック（図示省略）に接続し、カテーテル本体３２が担持する信号 ワイヤの数を削減している。M/DMUXブロックは、可撓性支持体の上に取り付けら れ、カテーテル本体３２の周りを覆う複数チップの集積回路を具備することがで きる。これにより、信号と騒音の比率は改善される。 III．組織のＥ−特性の計測及びマッピング システム１０は、心内膜の組織と接触しているバスケット電極３８を通じて、 選択した方法で電流を流す。これにより、システム１０はバスケット電極３８が 接触している心臓組織領域に関するインピーダンス情報を取得する。システム１ ０は、インピーダンス情報を処理してＥ−特性を引き出し、アブレーション治療 が適切と思われる梗塞組織の領域を医師が見つけ出す援助を行う。 これらの目的のため（図３参照）、システム１０はプロセス・コントローラ２ ０を具備している。プロセス・コントローラ２０は、電流生成器モジュール５０ 及び信号プロセッサ・モジュール５２を具備している。コネクタ４８は、バスケ ット電極３８を生成器モジュール５０及びプロセッサ・モジュール５２の両方に 電気的に結合させる。 Ａ．電流生成器モジュール 生成器モジュール５０は、規定の電流信号を個々のバスケット電極３８に伝え る。 図示された望ましい実施例（図７参照）では、生成器モジュール５０は正弦電 圧信号を生成する発振器５４を具備する。これに連係するインターフェイス５６ は、出力電圧信号の周波数を制御するバス５８及び出力電圧信号の振幅を制御す るバス６０を具備する。インターフェイス５６はまた、ホスト・プロセッサ２０ ６によりプログラムされるが、この詳細は後で説明される。 発振器５４は、電圧から電流への変換器６２を具備する出力ステージを含んで いる。従来の方法で、変換器６２は正弦電圧信号を電流に変換する。 図示されている望ましい実施例では、送られた電流の振幅は約0.1ミリアンペ アから5.0ミリアンペアである。電流の振幅の範囲のうち低いものが、組織と電 極のインターフェイスにおける二重層の、Ｅ−特性の測定に与える影響を抑える のに十分であるものとして選択される。電流の振幅の範囲のうち高いものは、細 動の誘発を避けるために選択される。 電流の周波数範囲は、約５KHzから50KHzである。範囲は、細動の誘発を避け、 同時に梗塞組織と健康な組織の間の差異が生じるように選択される。変換器６２ の出力は、上記の範囲内において、一定の周波数で一定の電流を維持することが できる。このようにする代わりに、インターフェイス５６は、規定の範囲内で、 電流信号の周波数の変調を制御することができる。異なる周波数で電流を送るこ とにより組織のＥ−特性を引き出すと、異なる組織形態構造の差異がより顕著に なる。範囲内における低い方の周波数は、この範囲のより高い方の周波数より、 梗塞組織と健康な組織の間の差異が量的により顕著なＥ−特性を提供することが 認められている。 モジュール５０の電流出力は、切替要素６４により供給経路６８を通じてバス ケット電極３８に供給される。インターフェイス５６は、選択したバスケット電 極３８に、その電極に連係している信号ワイヤを通じて単極モード又は双極モー ドで次々に電流が送られるよう切替要素６４を電子的に設定する。ライン６６は 、切替要素６４用の制御バスを形成している。 図８が示すように、単極モードで操作する場合、生成器モジュール５０への電 流の戻り経路７０は、患者に付着している外部の中性電極７２により提供される 。 双極モードで操作する場合、電流の戻り経路７０は、バスケット構造体３６そ のものが担持する電極により提供される。図示されている望ましい実施例では、 双極の戻り電極は、選択した伝播バスケット電極から同じスプラインに沿ってす ぐ真横の電極、又は３つ先の電極になる。最初の環境（図９参照）は、双極２電 極モードと呼ばれる。２番目の環境（図１０参照）は、双極４電極モードと呼ば れる。 切替要素６４の構成は、様々に変化できる。図１１は、１つの望ましい配置を 線図で示している。 図１１は、図示の目的で、スプライン４６を、Ｅ１からＥ７までの７つの隣接 する電極３８と共に示している。各電極Ｅ１からＥ７は、それぞれ独自の信号ワ イヤ（Ｗ１からＷ７）に電気的に結合している。図１１でＥＩとして示されてい る中性電極もまた、独自の信号ワイヤＷＩに電気的に結合している。 この配置において、切替要素６４は、電子スイッチＳＭおよび電子スイッチＳ Ｅ１からＳＥ７を含み、電子スイッチＳＥ１からＳＥ７は、電流生成器を信号ワ イヤＷ１からＷ７に電気的に結合させている。スイッチＳＭは電極Ｅ１からＥ７ の総体的な操作モード（すなわち、単極又は双極）を制御する。スイッチＳＥ１ からＳＥ７は、電極Ｅ１からＥ７までの導電パターンを制御する。 スイッチＳＭ及びＳＥ１からＳＥ７は、電源に電気的に結合している。生成器 モジュール５０の供給経路６８は、スイッチＳＥ１からＳＥ７の導線Ｌ１に電気 的に結合している。生成器モジュール５０の戻り経路７０は、モード選択スイッ チＳＭの中央の導線Ｌ２に電気的に結合している。コネクタ６７は、スイッチＳ Ｍ及びＳＥ１からＳＥ７の導線Ｌ３に電気的に結合している。 選択スイッチＳＥ１からＳＥ７の中央の導線Ｌ２は、電極Ｅ１からＥ７につな がる信号ワイヤＷ１からＷ７に電気的に結合しているため、１つのスイッチＳＥ （Ｎ）は、ただ１つの電極Ｅ（Ｎ）に対応している。 スイッチＳＭの導線Ｌ１は、中性電極ＥＩにつながる信号ワイヤＷＩに電気的 に結合している。 インターフェイス５６は、スイッチＳＭ及びＳＥ１からＳＥ７を、図１２でＡ 、Ｂ、及びＣとして示されている３つの位置の間で電子的に切り替える。 図１２が示すように、位置Ａは、連係するスイッチの導線Ｌ１及びＬ２を電気 的に結合させている。位置Ｃは、連係するスイッチの導線Ｌ２及びＬ３を電気的 に結合させている。位置Ｂは、導線Ｌ１及びＬ３を、連係するスイッチの導線Ｌ ２から電気的に遮断している。 位置Ｂは，電気的なオフの位置に当たる，位置Ａ及びＢは、電気的なオンの位 置に当たる。 スイッチＳＭを位置Ｂに設定することにより、インターフェイス５６は、切替 ネットワーク５４を電子的に不活動の状態にする。 スイッチＳＭを位置Ａに設定することにより、インターフェイス５６は切替要 素を単極モードで操作するように電子的に設定する。スイッチＳＭの中央の導線 Ｌ２は、導線Ｌ１に結合しており、中性電極ＥＩを電流生成器の戻りに電子的に 結合させている。これにより、中性電極ＥＩが、電流の戻り経路として設定され る。 スイッチＳＭを位置Ａに設定している状態で、インターフェイス５６は、個別 の各電極Ｅ１からＥ７に連係するスイッチＳＥ１からＳＥ７を位置Ａに順番に電 子的に設定することにより、電極Ｅ１からＥ７が電流を流すよう選択的に電子的 設定を行う。選択した電極Ｅ１からＥ７がこのように設定されている場合、この 電極は電流生成器の供給に電子的に結合されており、電流を流す。中性電極ＥＩ は、選択された電極Ｅ１からＥ７が順番に流す電流を受け取る。 スイッチＳＭを位置Ｃに設定することにより、インターフェイス５６は、中性 電極ＥＩを電極Ｅ１からＥ７より電子的に遮断する。これにより、切替装置が双 極モードで操作するように設定される。 スイッチＳＭが位置Ｃにある場合、インターフェイス５６は隣り合う電極Ｅ１ からＥ７の極性を、電源、電流シンク、またはそのどちらでもないものの中から 選ぶことで、電子的に変更できる。 選択したスイッチＳＥ１からＳＥ７を位置Ａに設定することにより、インター フェイス５６は、連係する電極Ｅ１からＥ７が電源になるように電子的に設定す る。選択したスイッチＳＥ１からＳＥ７を位置Ｃに設定することにより、インタ ーフェイス５６は、連係する電極Ｅ１からＥ７が電流シンクになるように電子的 に設定する。選択したスイッチＳＥ１からＳＥ７を位置Ｂに設定することにより 、インターフェイス５６は、連係する電極Ｅ１からＥ７を電子的にオフにする。 双極２電極モードでは、インターフェイス５６はまず電極Ｅ１を電源に設定し 、一方ですぐ隣の電極Ｅ２を電流シンクに設定し、残りの電極Ｅ３からＥ７をオ フにする。あらかじめ選択された時間が経過したあと、インターフェイス５６は 、電極Ｅ１をオフにし、電極Ｅ２を電源に設定し、そのすぐ隣の電極Ｅ３を電流 シンクに設定し、残りの電極Ｅ４からＥ７をオフにする。あらかじめ選択された 時間が経過したあと、インターフェイス５６は、電極Ｅ２をオフにし、電極Ｅ３ を電源に設定し、そのすぐ隣の電極Ｅ４を電流シンクに設定し、残りの電極Ｅ１ 、及びＥ５からＥ７をオフにする。インターフェイス５６は、電極Ｅ６およびＥ ７が電源／電流シンクの双極組み合わせ（残りの電極Ｅ１からＥ５はオフ）にな るまでこの定期的シーケンスを反復する。この周期は、所望する場合は繰り返す ことができ、また、１回の周期で終了することもできる。 双極４電極モードでは、インターフェイス５６は、まず電極Ｅ１を電源に設定 し、そこから３番目に並んでいる電極Ｅ４を電流シンクに設定し、残りの電極Ｅ ２、Ｅ３、及びＥ５からＥ７をオフにする。あらかじめ設定された時間が経過し た後、インターフェイス５６は電極Ｅ１をオフにし、電極Ｅ２を電源に設定し、 そこから３番目に並んでいる電極Ｅ５を電流シンクに設定し、残りの電極Ｅ３、 Ｅ４、Ｅ６、およびＥ７をオフにする。あらかじめ設定された時間が経過した後 、インターフェイス５６は電極Ｅ２をオフにし、電極Ｅ３を電源に設定し、そこ から３番目に並んでいる電極Ｅ６を電流シンクに設定し、残りの電極Ｅ１、Ｅ２ 、Ｅ４、Ｅ５、及びＥ７をオフにする。インターフェイス５６は、電極Ｅ４及び Ｅ７が電源／電流シンクの双極組み合わせ（残りの電極Ｅ１からＥ３、Ｅ５、及 びＥ６はオフ）になるまでこの定期的シーケンスを反復する。この周期は、所望 する場合は繰り返すことができ、また、１回の周期で終了することもできる。 望ましい実施例では、各バスケット・スプライン上の電極に対して切替要素６ ４があり、インターフェイス５６が独立して各切替要素を制御している。 Ｂ．組織のＥ−特性の計算 図１３が示すように、信号プロセッサ・モジュール５２は、データ獲得システ ム７４を具備している。電流が選択したバスケット電極から流れている間に、シ ステム７４はバスケット３６上の選択した電極を使用して組織経路の電圧を感知 する。 システム７４が獲得したデータに基づき、ホスト・プロセッサ２０６は以下の ように組織経路のＥ−特性を計算する。 （１）単極モードで操作している場合は、Ｅ−特性は組織経路のインピーダン スになり、以下の等式に基づいて計算される。 経路電圧及び経路電流は、共に実効(RMS)である。 単極モード（図８参照）では、電圧は各伝播電極及び中性電極の間（すなわち 、ＥＩおよびＥ（ｎ）の間で、ｎは電流を流す電極の位置を表す）で計測される 。このモードでホスト・プロセッサ２０６が計算したインピーダンスは、基本的 な心筋組織のインピーダンスを反映するだけでなく、経路にあるその他の組織の 集まりのインピーダンスを含む。このモードで計算されたインピーダンスは、従 って、心筋組織そのものの実際のインピーダンスではない。むしろ、これはスプ ラ イン電極と接触している心筋組織のインピーダンス（すなわちＥ−特性）の差異 の相対的尺度を提供している。 （２）双極モードで操作している場合は、組織のＥ−特性は組織経路の抵抗率 になり、以下のように計算される。 ｋは、寸法定数（ｃｍ）で、この値は、使用する方法（すなわち双極２電極モ ード又は双極４電極モード）及び電極アレイの形状（すなわち電極の大きさ及び 間隔）を考慮している。 通常は、ｋは各電圧感知電極の間の距離で割った電流経路の平均断面積とほと んど等しい。ｋ値の精度は、所望する場合、経験により、又はモデリングにより 更に改善できる。 経路電圧及び経路電流は、共に実効(RMS)である。 双極２電極モードで操作している場合（図９参照）は、電圧は２つの隣接する 電流放出／受け取り電極との間（すなわちＥ（ｎ）及びＥ（ｎ＋１）の間）で計 測される。双極４電極モードで操作している場合（図１０参照）は、電圧は電流 を流す電極及びそれから３つ先の戻り経路電極の間にある２つの隣接する電極の 間（Ｅ（ｎ＋１）及びE（ｎ＋２）の間）で計測される。 どちらかの双極モードにおいてプロセッサ２０６が計算する抵抗率は、スプラ イン電極に接触している心筋組織の実際の抵抗率を反映する。しかし、双極２電 極モードは、双極４電極モードよりも、電極と組織の電気的接触が不良であるた めに起こるような電気的作為が発生しやすくなる。 図１４が示すように、バスケット電極３８が感知した電圧信号は、切替要素６ ４を通じてデータ獲得システム７４に渡される。図１１が示すように、信号調整 要素２２４が、プローブ本体３２へ伝達中に電圧信号に発生する信号と騒音の比 率の変化を修正することが望ましい。 データ獲得システム７４は、マルチプレクサ７６を含み、これはバスケット構 造体３６が担持する各伝播電極Ｅ（ｎ）と連係している電圧を順番に選択し、サ ンプルする。選択した各電流伝播電極Ｅ（ｎ）に対し、マルチプレクサ７６は、 規定の時間、感知電極の間で計測されたアナログ正弦電圧をサンプルする。 サンプル／保持要素８０は、サンブルしたアナログ電圧信号を保存する。保存 された信号は、アナログ・デジタル変換器８２に送られ、そこでサンプルした電 圧信号がデジタル信号に変換される。マルチプレクサ７６は、単一のアナログ・ デジタル変換経路の使用を可能にしている。 デジタル信号は、インターフェイス２２６を通じてホスト・プロセッサ２０６ に送られる。ホスト・プロセッサ２０６は、従来のソート体系に基づいてピーク 電圧を取得し、これから実効値を計算する。ホスト・プロセッサ２０６は、次に 上記のように実効電圧及び実効電流（そして、双極モードては、定数ｋ）を使用 して、Ｅ−特性を計算する。実効電流は、プロセッサ２０６が知っている値であ るが、これは実効電流がインターフェイス５６を通じてプロセッサ２０６により プログラムされているためである（図７参照）。 Ｃ．Ｅ−特性の処理 計算されたＥ−特性値は様々な方法によりシステム１０で処理することができ る。 １つの実施例（図１３参照）では、信号プロセッサ・モジュールは、複数の計 算されたＥ−特性値を絶対項でソートし、電極の相対位置を表す規定の電極の続 き番号に従って並べる手段９０を含む。 手段９０は、以下のように、出力として表（グラフィック表示または印刷され た形式）を作成することができる 表１では、バスケットのスプライン要素はＳ１、Ｓ２、Ｓ３等で表される。各 スプライン要素が担持する電極は、遠位端からＥ１、Ｅ２、Ｅ３等と番号が付け られている。Ｅ−特性値は、抵抗率（ｏｈｍ・ｃｍ）で表される。表される値は 、図示の目的で理想化されたものが与えられている。これに追加して、又は代替 的に、手段９０は、バスケット電極の位置に基づいて計算された抵抗率の絶対値 の相対位置を空間的にマッピングする２次元または３次元の表示を出力として作 成することもできる。 図１５は、表１のデータに基づいたＥ−特性（抵抗率値で表されている）の代 表的な表示を示している。図１５では、円で囲まれた領域Ａは比較的低い組織抵 抗率の領域であり、梗塞した心臓組織を示している。図１５の領域Ｂは、普通の 組織抵抗率の領域で、健康な心臓組織を示している。 信号プロセッサ・モジュール５２はまた、引き出したＥ−特性絶対値を等しい Ｅ−特性値ごとにグループ分けし、電極３８の位置に相対して空間的に配置する 手段９２（図１３参照）を含むことが望ましい。この出力は、Ｅ−特性を解釈し 、アブレーションが適当と思われる、組織のＥ−特性が比較的低い領域を識別す ることにおいて、医師を更に援助することができる。 図１６が示すように、手段９２は、３次元座標システムにおける電極３８の位 置を計算する処理ステップを含んでいる。図示されている望ましい実施例では、 ３次元の球状の座標システムが使用されている。 手段９２は、次に、コンピュータによりバスケットの表面に３次元の組織網を 生成する処理ステップを含んでいる。組織網が交差する点は、ノードと呼ばれる 。ノードの中には、バスケットの電極と重なるものもある。これらは、Ｅ−特性 の値が知られている結び目を表している。 ３次元の組織網の残りのノードのＥ−特性値は、直接的には計測されていない 。しかし、これらの値は、各結び目の既知の値に基づいてそれぞれの残りのノー ドにおいて補間することができる。 この補間を行うための１つの方法は、３次元の立体のスプライン補間を使用し ているが、他の方法も使用することができる。立体スプライン補間プロセスは、 The MathWorks Incorporatedが市販しているMATLAB^TMに取り入れられている。 手段９２は、１つの区別できるしるしを最大Ｅ−特性値（実際の計測値又は補 間値）に割り当て、もう１つの区別できるしるしを最小Ｅ−特性値（同じく、実 際の計測値又は補間値）に割り当てることにより出力表示を作成する。図示され ている望ましい実施例では、区別できるしるしは色又は陰で違いを出している。 手段９２は、線形尺度に基づいて、コンピュータで生成した中間的なしるしを 、計測された、又は補間された中間の値に割り当てる。図示されている望ましい 実施例では、中間的なしるしは２つの対照的な色又は影の間の色合いになる。 手段９２は、３次元の組織網中のノードの位置に基づいて、バスケットの表面 に生成された色の（又は選択したしるしの）マップを描く。手段９２は、従って 、出力として同等Ｅ−特性領域を示す表示を作成する。 図１７は、表１に示された、理想化された図示のためのデータに基づいた、同 等抵抗率領域の代表的表示を示している。 Ｄ．Ｅ−特性及び組織伝導率の照合 図１８は、既に記述されたように、プローブ１８と連係して使用できるプロセ ス・コントローラ２００の別の実施例を示している。 図１８のプロセス・コントローラ２００は、図３のプロセス・コントローラ２ ０と同様に、以前に記述された方法で組織のＥ−特性を引き出し、処理するため の電流生成器モジュール５０及び信号処理モジュール５２を具備している。 更に、図１８のプロセス・コントローラ２００は、心臓を鼓動させ、従来の方 法でエレクトログラムを取得するためのペーシング・モジュール２０２を含んで いる。ベーシング・モジュール２０２は、プローブ・コネクタ４８に電気的に結 合しており、ペーシング信号を１つの電極３８に提供して心臓内の選択した場所 で減極焦点を生成する。バスケット電極３８はまた、エレクトログラムを作成す るために、結果的に発生する電気事象を感知する役目も果たす。 ペーシング・モジュール２０２の操作は、心室頻脈が故意に誘発される（たと えば、プログラムしたペーシングにより）か、又は自然に発生する場合は、必要 ではない。この場合、展開されたバスケット電極３８は、心室頻脈そのものに関 係する電気的事象を感知する。 図１８のプロセス・コントローラ２００は、バスケット電極３８から取得した エレクトログラムの形態構造を処理するための第２の信号処理モジュール２０４ を更に含んでいる。 図１８のプロセス・コントローラ２００はまた、データ獲得システム７４及び エレクトログラム処理モジュール２０４から入力を受け取るホスト・プロセッサ ２０６を含んでいる。プロセッサ２０６は、組織のＥ−特性及びエレクトログラ ムの情報を分析し、照合された、フィルタを通した出力を算出するが、この出力 は更にアブレーション場所の識別率を高めるのに役立てられる。 モジュール２０２、２０４、及び２０６は、様々な方法で構成できる。 図示されている望ましい実施例（図１９参照）では、ペーシング・モジュール ２０２は、ホスト・プロセッサ２０６に結合しているコントローラ・インターフ ェイス２０８を含んでいるが、これについては後で詳細に渡って記述される。コ ントローラ・インターフェイス２０８はまた、パルス生成器２１０及び出力ステ ージ２１２にも結合している。 出力ステージ２１２は、供給経路２２０及び戻り経路２１８により電気的に電 流生成器モジュール５０と同じ切替要素６４に結合している。切替要素６４につ いては既に説明され、図１１で概略的に示されている。図１１の透視線が示すよ うに、ペーシング・モジュール２０２及び電流生成器モジュール５０は切替要素 ６４に接続している。 コントローラ・インターフェイス２０８は、コントロール・バス２１４、２１ ６、及び２１９を含んでいる。バス２１４は、パルス期間制御信号をパルス生成 器２１０に転送する。バス２１６は、パルス振幅制御信号をパルス生成器２１０ に転送する。バス２１９は、切替要素６４用の制御バス経路を形成している。 切替要素６４は、心臓を鼓動させるために使用する場合、ベーシング・モジュ ール２０２が生成した信号を選択したバスケット電極３８に送る。ペーシング・ シーケンスは、ホスト・プロセッサ２０６が制御するインターフェイス２０８に 制御される。 結果的に得られる、バスケット電極３８が感知したエレクトログラム信号もま た、図１１で示され、既に記述されたＥ−特性信号と同じアナログ処理経路で、 切替要素６４を通じてホスト・プロセッサ２０６及び処理モジュール２０４へ、 渡される。 図２０は、ホスト・プロセッサ２０６及びエレクトログラム処理モジュール２ ０４の構成要素を概略的に示している。 ホストの中央処理装置（ＣＰＵ）２０６は、大容量記憶装置２３０及び拡張固 定ＲＡＭブロック２３２と通信する。ユーザー対話インターフェイス２３４もＣ ＰＵ２０６と通信する。 図２０が示すように、対話ユーザー・インターフェイス２３４は、入力装置２ ４４（例えば、キーボード又はマウス）及び出力表示装置２４６（例えば、グラ フィックス表示モニタ又はＣＲＴ）を含んでいる。 ＣＰＵ２０６はまた、以前に記述されたように、電流生成器モジュール５０、 並びにシステム７４のペーシング・モジュール２０２及びそのインターフェイス ２２６とも通信する。このようにして、ＣＰＵ２０６は、システム１０に対する 総体的な制御機能を調和させる。 図２０が示すように、エレクトログラム処理モジュール２０４は、インターフ ェイス２２６を通じてアナログ・デジタル変換器８２のデジタル出力を受け取る バス２３５及びバス・アービタ２３６を含んでいる。バス・アービタ２３６は、 １つ又はそれ以上のデジタル信号プロセッサ２３８へのデジタル・エレクトログ ラム形態構造信号の送信許可を与え、このデジタル信号プロセッサ２３８はまた 、処理モジュール２０４の一部を形成し、ＣＰＵ２０６とも通信を行う。 図示されている望ましい実施例は、同時に作動する４つの信号プロセッサ２３ ８を使用しているが、異なる数のプロセッサ２３８を使用することもできる。Ｎ がバスケット電極の合計数で、Ｍがプロセッサ２３８の数とすると、各プロセッ サ２３８は単極モードのＮ／Ｍ電極からの信号、及び双極２電極モード又は双極 ４電極モードのＮ／（２Ｍ）電極からの信号を処理する役割を果たす。 データ処理の速度を増加させるために、各プロセッサ２３８は固定ＲＡＭブロ ック２４０を含んでいる。データはリアルタイムで処理され、ブロック２４０に 保存される。 信号プロセッサ２３８は、以下のように、エレクトログラム信号を処理する様 々な手段を具備している。 （ｉ）最も早い減極事象を検出する手段。 （ii）エレクトログラムの取得方法に応じてエレクトログラム信号から減極波 面の等時性又は等遅れマップを形成する手段で、このマップは医師が観察できる よう表示装置２４６に表示することができる。 （iii）エレクトログラム信号から同等伝導マップを形成する手段で、このマ ップも医師が観察できるよう表示装置２４６に表示することができる。 ＣＰＵ２０６は、以下のようにエレクトログラム信号及びＥ−特性信号を処理 するための追加の手段を使用する。 （iv）同等伝導マップを同等Ｅ−特性マップと照合する手段で、この照合結果 は医師が観察できるよう表示装置２４６に表示することができる。 （ｖ）（iv）の照合された出力結果に基づいて、アブレーションが必要と思わ れる場所を見つけ出す手段。 （ｉ）最も早い減極事象の識別 図２１Ｂは、早い減極事象を検出するための手段２５０を示している。 ＣＰＵ２０６は、対話ユーザー・インターフェイス２３４の表示装置２４６上 にエレクトログラム（図２１Ａ）を示す。表示２４６を分析したあと、医師は、 従来のエレクトログラムのうなりを群発させる目的で、基準時間を手動で選択す ることができる。医師は、この際、マウス又はキーボード装置２４４を使用する ことができる。 心室頻脈が故意に誘発される場合又はそれが自然に発生している場合は、各電 極３８が心室頻脈のエレクトログラムを感知した際、エレクトログラムのうなり は伝播時間を計算するために基準時間に対応して群発する。選択された群の全て のうなりの中から、医師は各電極３８に対し、最も早い減極事象を手動で選択す る。対話インターフェイス２３４は、医師が選択した事象をホストＣＰＵ２０６ に送信し、そこで計算された伝播時間の行列が作成される。 心臓がモジュール２０２により鼓動されている場合は、うなりは各エレクトロ グラムの活性化の遅れを計算するために、基準時間に対応して群発する。活性化 の遅れはペーシング・パルス及び最も早い減極事象との間で計測される。選択さ れた群の全てのうなりの中から、医師は各電極３８に対し、最も早い減極事象を 手動で選択する。この状況において、上記の場合と同様に、対話インターフェイ ス２３４は、医師が選択した事象をホストＣＰＵ２０６に送信し、そこで計算さ れた活性化の遅れの行列が作成される。 図２１Ａは、心臓で発生している心室頻脈の４つの代表的エレクトログラムを 示している。図２１Ａは、うなりを群発させる目的で選択された基準時間、及び 図示の目的で選択された早い減極事象を示している。これから、伝播時間ｔ₁、 ｔ₂，ｔ₃，及びｔ₄は、減極事象の時間と各エレクトログラムの基準時間との差 異として計算できる。 （ii）等時性又は等遅れの表示の作成 図２２は、伝播時間の等時性表示（心室頻脈が誘発されるか自然に発生する場 合）又は活性化時間の等遅れ表示（モジュール２０２を使用して心臓を鼓動させ る場合）を作成する手段２５２を示している。記述の便宜を図るため、これらの 表示は以下では“計算されたエレクトログラム事象”と呼ばれる。 手段２５２は、同等Ｅ−特性表示を作成するための手段９２（図１６参照）と 一般的に同じ処理ステップをたどる。 手段２５２は、球状の座標システムにおける電極の位置を計算する処理ステッ プを含んでいる。 手段２５２は、次に、コンピュータによりバスケットの表面に３次元の組織網 を生成する。組織網が交差するところの点は、ノードと呼ばれる。ノードの中に は、バスケット上の電極と重なるものがある。これらは、計算されたエレクトロ グラムの事象の値が既知であるところの結び目を表す。 ３次元の組織網の残りのノードに対する計算されたエレクトログラム事象の値 は直接には計測されていない。しかし、これらの値は各結び目における既知の値 に基づいてそれぞれの残りのノードで補間することができる。 以前の場合と同じように、３次元の立体スプライン補間を使用することができ るが、その他の方法も使用できる。 手段２５２は、１つの色を計算されたエレクトログラムの事象の最大値（実際 に計測されたもの又は補間されたもの）に割り当て、別の色を計算されたエレク トログラムの事象の最小値（同じく、実際に計測されたもの又は補間されたもの ）に割り当てることにより、装置２４６上に出力表示を作成する。コンピュータ で生成された２つの色の間の中間の色合いは、ホストＣＰＵ２０６により、線形 尺度に基づいて中間の計測値及び補間値に割り当てられる。 手段２５２は、３次元の組織網のノードの位置に基づいて、バスケットの表面 に生成された色のマップを描く。 図２３は、この処理手段に従って生成された代表的な表示を示している。ＣＰ Ｕ２０６は、医師が観察できるようにこの表示を表示装置２４６上に生成する。 アブレーションが必要と思われる場所は、色合いが急激に変化している領域で 識別できる。図２３の領域Ａは、そのような領域を示している。 うなりを群発させるために使用したエレクトログラムが、誘発された、または 自然に発生した心室頻拍を示している場合は、結果として得られる表示は検査し た組織領域の等時性マップとなる。うなりを群発させるために使用したエレクト ログラムが鼓動させた心臓に基づいている場合は、表示は検査した組織領域の同 等遅れマップとなる。 （iii）同等伝導表示の作成 図２４は、計算されたエレクトログラム事象の同等伝導表示を作成するための 手段２５４を示している。 同等伝導表示は、等時性表示又は同等遅れ表示よりも速く、アブレーションの 必要と思われる場所である遅い伝導領域を識別することができる。同等伝導表示 は、医師による主観的解釈が要求される度合いがより少なく、これは、遅い伝導 領域が、等時性又は同等遅れ表示よりもはるかに大きな差異を示すためである。 手段２５４は、上記の手段２５２と同様の入力を受け取り、ほとんど同様の処 理ステップに従う。手段２５４は、球状座標システムの電極の位置を計算し、次 にバスケットの表面に３次元の組織網を生成する。手段２５４は、結び目の場所 の既知の値に基づいて、ノードに対する計算されたエレクトログラム事象を補間 する。 以前に記述された手段２５２と異なり、手段２５４は、計算されたエレクトロ グラム事象の空間的勾配の度合いの逆数を計算する。この逆数の空間的勾配は、 検査した組織内における心臓の信号の伝導値を表す。 この処理ステップを行うために、手段２５４は最初に組織網の各ノードに対し て計算された空間的勾配のエレクトログラムを算出する。この計算方法は、広く 知られている。 次に、手段２５４は、例えば、既知の３次元ベクトル分析を使用して、空間的 勾配の度合いを計算する。次に、手段２５４は、伝導値を表す、勾配の逆数を計 算する。 手段２５４は、あらかじめ決定されたしきい値より大きい全ての度合いを取り 除き、度合いをしきい値と等しくする。この処理ステップは、数学的近似プロセ ス中に発生しうる不正確な値による影響を削減する。 伝導の計算（すなわち、伝播速度）は、伝播時間が処理される場合に対して例 示できる。伝播時間の活性化遅れを差し引くことにより、鼓動させた心臓から取 得したデータに対する伝導値を計算することができる。 図２５に示される３次元の組織網上の任意の点の位置は、方位角φ及び仰角δ により与えられる。その基礎的表面の半径は、１つに正規化される。伝導値は、 等式（１）で定義される。 組織網の表面の半径が１つであるものとすると、伝播時間の空間的勾配は以下 のように求めることができる。 Φ及びΔは、それぞれ方位角及び仰角の方向を定義する球状座標システムの単位 ベクトルである。 従って、伝導値は等式（３）を使用して計算できる。 これは、実際には空間的勾配の度合いの逆数である。伝導値が近似される場合、 等式（３）の導関数は、第一導関数を概算するのに適している任意の数値方法で 計算できる。 手段２５４は、１つの色をしきい値の伝導値（すなわち、最大許容値）に割り 当て、別の色を最小伝導値に割り当てることにより表示を作成する。コンピュー タで生成された色合いは、前に説明されたように、線形尺度に基づいて、中間値 に割り当てられる。 手段２５４は、３次元組織網のノードの位置に基づいて、バスケットの表面に 生成された色のマップを描く。 図２５は、上記の方法に従い、図２３に示される等時性表示と同じデータを使 用して生成された代表的同等伝導表示を示している。ＣＰＵ２０６は、医師が観 察できるように、この表示を表示装置２４６上に生成する。 図２５の領域Ａは、遅い伝導領域を示し、これは通常図２３で急速に色合いが 変化している位置（領域Ａ）と同じ場所に現れる。図２５は、同等伝導表示が提 供する領域を示しているが、図２３の等時性表示と比較するとさらに顕著な差異 が認められる。従って、同等伝導表示は、アブレーションが必要と思われる場所 をより確かに識別することができる。 （iv）同等伝導及び同等Ｅ−特性の照合 図２６は、分析した心臓組織に対して同等伝導を同等Ｅ−特性と照合させる手 段２５６を示している。 手段２５６は、既に説明されたものと同じ方法で、３次元組織網のノードにお けるＥ−特性値を獲得する。次に、手段２５６は、これらのＥ−特性値を0.0か ら1.0までの一連の数値に正規化する。数値1.0は、最小のＥ−特性絶対値に割り 当てられ、数値0.0は、最大のＥ−特性絶対値に割り当てられる。最小及び最大 絶対値の間のＥ−特性値は、最小及び最大値の間の線形尺度上の割り当て数値に なる。 手段２５６はまた、既に説明された方法で、３次元の組織網のノードにおける 計算されたエレクトログラム事象の値を獲得する。手段２５６は、以前に説明さ れた方法で計算されたエレクトログラム事象の空間的勾配の度合いの逆値を計算 し、検査した組織内の心臓信号の伝播値を獲得する。 手段２５６は、次にこれらの伝導値を0.0から1.0までの一連の数値に正規化す る。数値1.0は、最小の伝導絶対値に割り当てられ、数値0.0は、伝導しきい値に 割り当てられる。上記のように、最小及び最大絶対値の間の伝導値は、最小及び 最大値の間の線形尺度上の割り当て数値になる。 手段２５６は、次に既知の数学的計算技術を使用して、２次元の照合フィルタ ・プロセスを、正規化したＥ−特性データをテンプレートとして使用する正規化 した伝導データに割り当て、またその反対を行う。このようにする代わりに、２ 次元の交差相関を、正規化されたＥ−特性及び伝導に適用することもできる。 この明細書で使用されるように、”照合”は、２次元の照合フィルタ、２次元の 交差相関、及び同様のデジタル信号処理技術を含む。 照合されたフィルタ・プロセスから取得した値は、各値を最大絶対値で割るこ とにより正規化される。正規化の後、値は0.0及び1.0の間の範囲に収まる。 手段２５６は、１つの色を最大の正規化され照合されたフィルタ値に割り当て 、別の色を最小の正規化され照合されたフィルタ値に割り当てることにより表示 を作成する。コンピュータで生成された色合いは、上記のように、線形尺度に基 づいて中間値に割り当てられる。 手段２５６は、３次元組織網のノードの位置に基づいて、バスケットの表面に 生成された色のマップを描く。 図２７は、上記の方法に従って処理された代表的な表示を示している。ＣＰＵ ２０６は、医師が観察できるように、この表示を表示装置２４６上に生成する。 表示は、正規化された同等伝導値を正規化された同等Ｅ−特性値と照合するが 、実際には、これはエレクトログラムを組織のＥ−特性と照合することになる。 この照合により、梗塞組織の領域と健康な組織の領域との間の差異が更にはっき りとしたものになる。 この情報は、アブレーションが必要と思われる場所を識別するために更に処理 を追加し、識別率を最大化することができる。 （ｖ）アブレーションが必要と思われる場所の識別 図２８は、手段２５６が生成した、正規化された伝導値及び正規化されたＥ− 特性値を照合した出力に基づいてアブレーションが必要と思われる場所を識別す るための手段２５８を示している。 手段２５８は、しきい値を選択する。しきい値より上の照合出力値を持つ組織 領域は、アブレーションが必要と思われる場所を構成している。最適なしきい値 は、経験に基づいた研究又はモデリングにより求めることができる。任意のデー タの集まりに対するしきい値はまた、医師の専門的判断にも依存する。 図２９は、上記の方法に従って処理された代表的な表示を示している。図２９ では、0.8のしきい値が図示の目的で使用されている。0.8のしきい値より大きい 値は1.0に設定され、0.8と等しいかそれより小さい値は0.0に設定されている。 ＣＰＵ２０６は、医師が観察できるように、この表示を表示装置２４６上に生成 する。 図２９は、黒の領域と、アブレーションが必要と思われる場所（領域Ａ）であ る白い領域の顕著な差異を示している。 Ｅ．組織のアブレーション 使用される出力の形式がどのようなものであれ、医師は、バスケット電極３８ から獲得した１つ又はそれ以上の出力を分析し、アブレーション効果があると思 われる場所を見つけ出す。 医師は、この時点でバスケット電極３８が見つけた心筋組織領域をアブレーシ ョンするステップを行うことができる。医師は、電極を使用して心筋組織を熱で 破壊するか、組織を加熱又は冷却することによりこの結果を達成することができ る。このようにする代わりに、医師は心筋組織を破壊する化学物質を注入するこ ともできる。医師は、同様に、心筋組織を破壊するためのその他の手段を使用す ることもできる。 図示されている実施例（図３０参照）では、外部から操縦できるアブレーショ ン・プローブ１００がバスケット構造体３６と連係して展開している。 本発明の様々な特徴は、以下の請求の範囲で述べられる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．組織を検査するためのシステムにおいて、 少なくとも３つの、間隔の空いた電極と、 電極のうち少なくとも２つを心臓組織の領域と接触するように位置づける手段 と、 １つのモードでは、第１の電極の組の間にある心臓組織の領域を通る第１の経 路に電流を流し、別のモードでは、第２の電極の組の間にある領域の心臓組織を 通る第２の経路に電流を流すための生成器手段と、 少なくとも部分的には、第１及び第２の経路にある組織のインピーダンスの感 知に基づいて組織の電気特性を引き出し、引き出された電気特性を同等の電気特 性値のグループごとに分ける手段を含む手段と、 を有することを特徴とするシステム。 ２．心臓内で組織を検査するためのシステムにおいて、 少なくとも３つの、間隔の空いた電極と、 電極のうち少なくとも２つを心臓内で心内膜組織と接触するように位置づける 手段と、 １つのモードでは、少なくとも１つが心臓内にある電極の第１の組の間にある 心臓組織の領域を通る第１の経路に電流を流し、別のモードでは、少なくとも１ つが心臓内にある電極の第２の組の間にある心臓組織の領域を通る第２の経路に 、第１の組の電極の位置を大幅に変更することなく電流を流すための生成器手段 と、 少なくとも部分的には、第１及び第２の経路にある組織のインピーダンスの感 知に基づいて組織の電気特性を引き出し、引き出された電気特性を同等の電気特 性値のグループごとに分ける手段を含む手段と、 を有することを特徴とするシステム。 ３．請求項１又は請求項２記載のシステムにおいて、 同等の特性値を持つ各グループを第１及び第２の経路の位置に空間的に関連さ せて出力する手段 を更に含むことを特徴とするシステム。 ４．請求項１又は請求項２記載のシステムにおいて、 組織の電気特性を引き出す手段が、第１及び第２の経路の組織抵抗率を引き出 し、 引き出された電気特性をグループ分けする手段が、引き出された組織抵抗率を 同等の組織抵抗率のグループごとに 分けることを特徴とするシステム。 ５．請求項３記載のシステムにおいて、 同等の組織電気特性値を持つ各グループを第１及び第２の経路の位置に空間的 に関連させて出力する手段 を更に含むことを特徴とするシステム。 ６．請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置付け手段が少なくとも２つの電極と心内膜組織の間に基本的に同時で連続 的な接触 を形成することを特徴とするシステム。 ７．請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置付け手段が少なくとも２つの電極と心内膜組織の間に基本的に同時で連続 的な接触を形成し、 残りの電極のうちの少なくとも１つが心臓の外側に位置する電極 であることを特徴とするシステム。 ８．請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置付け手段が全ての電極と心内膜組織の間に基本的に同時で連続的な接触を 形成することを特徴とするシステム。 ９．請求項１又は２記載のシステムにおいて、 位置決め手段が少なくとも２つの電極を担持する遠位端を持つカテーテル・チ ューブ を有することを特徴とするシステム。 １０．請求項９記載のシステムにおいて、 カテーテル・チューブに担持され、カテーテル・チューブが担持する少なくと も２つの電極に電気的に結合しているマルチプレクサ／デマルチプレクサ を更に含むことを特徴とするシステム。 １１．請求項１又は２記載のシステムにおいて、 心臓内の心筋組織をアブレーションするエネルギーを放射する手段 を更に含むことを特徴とするシステム。 １２．心臓の組織を検査するシステムにおいて、 構造体と、 構造体が担持し、選択した位置の心内膜組織に接触させるための間隔の空いた 電極のアレイと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経路に電流を流す手段と 、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピーダンスの感知に基づ いて複数の経路にある組織の電気特性を引き出し、引き出された電気特性を同等 の電気特性値のグループごとに分ける手段を含む手段と、 同等の電気特性を持つ各グループを構造体上の電極の位置に空間的に関連させ て表示する出力を作成する手段と を含むことを特徴とするシステム。 １３．心臓の組織を検査するシステムにおいて、 ３次元の構造体と、 構造体が担持し、選択した位置の心内膜組織と接触させるための、間隔の空い た電極のアレイと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経路に電流を流す手段と 、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織抵抗率の感知に基づいて複数の 経路にある組織の電気特性を引き出し、引き出された組織の抵抗率を同等の組織 抵抗率値を持つグルーブごとに分ける手段を含む手段と、 同等の組織抵抗率を持つ各グループを構造体上の電極の位置に空間的に関連さ せて３次元空間に作成し表示する手段と を含むことを特徴とするシステム。 １４．請求項１２又は１３記載のシステムにおいて、 電流を流す手段が構造体の位置を大幅に変更することなく複数の経路に電流を 流すことを特徴とするシステム。 １５．請求項１２又は１３記載のシステムにおいて、 出力が印刷された形式であることを特徴とするシステム。 １６．請求項１２又は１３記載のシステムにおいて、 出力がグラフィックス・ディスプレイ・モニタに 表示されることを特徴とするシステム。 １７．心臓の組織を検査するシステムにおいて、 ３次元の構造体と、 構造体が担持し、選択した位置の心内膜組織と接触させるための、間隔の空い た電極のアレイと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経路に電流を流す手段と 、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピーダンスの感知に基づ いて複数の経路にある組織の電気特性を引き出す手段と、 同等の電気特性を持つ各グループを構造体上の電極の位置に空間的に関連させ て３次元空間に出力を作成する手段を有し、この作成手段において、 構造体上の電極の位置を３次元の座標システムで算出する第１の手段と、 ３次元構造体の形に沿った３次元組織網を形成する、交差する水平線及び垂直 線のパターンを生成し、水平線及び垂直線の交差する点が、結び目となる電極位 置を表すノードを形成している第２の手段と、 連係する電極において引き出された電極特性値を各結び目に割り当て、各結び 目の間を補間して電気特性の補間値を残りのノードに割り当てることにより、電 気特性を反映するノードに値を割り当てる第３の手段と、 最大の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第１のしるしを割り当て、最 小の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第２のしるしを割り当て、最大及 び最小の電気特性値の間の中間の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第１ 及び第２のしるしの間の中間のしるしを割り当てることにより出力表示を作成す る第４の手段と を含むことを特徴とするシステム。 １８．請求項１７記載のシステムにおいて、 しるしが対照的な色を表すことを特徴とするシステム。 １９．心臓の組織を検査するための方法において、 間隔の空いた電極のアレイを所望の位置の心内膜組織の領域に接触させて位置 づけるステップと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経路に電流を流すステッ プと、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピーダンスの感知に基づ いて、複数の経路にある組織の電気特性を引き出すステップと、 引き出した電気特性を同等の電気特性値のグループごとに分けるステップと を有することを特徴とする方法。 ２０．請求項１９記載の方法において、 同等の特性値を持つ各グループを電極の位置に空間的に関連させて出力するス テップ を更に含むことを特徴とする方法。 ２１．請求項１９記載の方法において、 組織の電気特性を引き出すステップが複数経路の組織抵抗率を引き出し、 引き出された電気特性をグループ分けするステップが引き出された組織抵抗率 を同等の組織抵抗率のグループごとに 分けることを特徴とする方法。 ２２．請求項２１記載の方法において、 同等の組織抵抗率を持つ各グループを電極の位置に空間的に関連させて出力す るステップを 更に含むことを特徴とする方法。 ２３．心臓の組織を検査するための方法において、 間隔の空いた３次元の電極のアレイを所望の位置の心内膜組織の領域に接触さ せて位置づけるステップと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経路に電流を流すステッ プと、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピーダンスの感知に基づ いて、複数の経路にある組織の電気特性を引き出すステップと、 引き出した電気特性を同等の電気特性値のグルーブごとに分けるステップと、 同等の特性値を持つ各グループを電極の位置に空間的に関連させて３次元で出 力するステップと を有することを特徴とする方法。 ２４．請求項２３記載の方法において、 組織の電気特性を引き出すステップが、複数経路の組織抵抗率を引き出し、 引き出された電気特性をグループ分けするステップが、引き出された組織抵抗 率を同等の組織抵抗率のグループに分け、 出力のステップが、同等の組織抵抗率を持つ各グループを電極の位置に空間的 に関連させて３次元表示で出力を 行うことを特徴とする方法。 ２５．心臓の組織を検査するための方法において、 間隔の空いた電極のアレイを担持する３次元の構造体を、所望の位置の心内膜 組織の領域に接触させて位置づけるステップと、 間隔の空いた電極から、心臓組織の領域を通る複数の経路に電流を流すステッ プと、 少なくとも部分的には、複数の経路にある組織のインピーダンスの感知に基づ いて、複数の経路にある組織の電気特性を引き出すステップと、 同等の電気特性を持つ各グループの３次元の表示を構造体上の電極の位置に空 間的に関連させて作成するステップとを有し、この表示を、 構造体上の電極の位置を３次元座標システムで算出し、 ３次元構造体の形に沿った３次元組織網を形成する、交差する水平線及び垂直 線のパターンを生成し、水平線及び垂直線の交差する点が、結び目となる電極位 置を表すノードを形成し、 連係する電極において引き出された電極特性値を各結び目に割り当て、各結び 目の間を補間して電気特性の補間値を残りのノードに割り当てることにより、電 気特性を反映するノードに値を割り当て、 最大の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第１のしるしを割り当て、最 小の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第２のしるしを割り当て、最大お 及び最小の電気特性値の間の中間の電気特性値を持つ１つ又は複数のノードに第 １及び第２のしるしの間の中間のしるしを割り当てることにより出力表示を作成 することにより 作成することを特徴とする方法。 ２６．請求項２５記載の方法において、しるしが対照的な色を表すことを特徴と する方法。