(57)【要約】電気断層撮影導出の計量のための臨床的応用を開示する。本発明の一側面は、電気断層撮影を介して得られる１つ以上の計量を処理することによって、臨床データを生成するための方法に関する。該方法は、被検体の組織部位に安定的に関連付けられた電極の１つ以上の計量を受信するステップを含み、計量は、電気断層撮影プロセス中に被検体に印加される１つ以上の連続電場に応答して生成される、電極の誘導信号に基づく。加えて、該方法は、計量に基づいて、被検体の内部器官の臨床データを生成するステップを含む。
2011526191.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気断層撮影を介して得られた少なくとも１つの計量を処理することによって、臨床データを生成するための方法であって、
被検体の組織部位に安定的に関連付けられた第１の電極の少なくとも１つの計量を受信することであって、該少なくとも１つの計量は、電気断層撮影プロセス中に該被検体に印加される１つ以上の連続電場に応答して生成される、該電極の誘導信号に基づく、ことと、
該少なくとも１つの計量に基づいて、臨床データを生成することと
を含む、方法。
【請求項２】
前記少なくとも１つの連続電場は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸に沿った３つの直交電場を備える、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記少なくとも１つの計量は、前記電極の前記誘導信号に対応する前記Ｘ軸、前記Ｙ軸、および前記Ｚ軸に沿った変位データに基づき、該少なくとも１つの計量はさらに、前記変位データに関連付けられた時間データに基づく、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記臨床データを生成することは、前記Ｘ軸、前記Ｙ軸、および前記Ｚ軸に沿った前記変位データの任意の２点間の最大距離である、主方向を決定するステップを含む、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記組織部位は、心臓組織部位である、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記臨床データを生成することはさらに、前記変位データおよび前記時間データに基づいて、前記主方向に関連付けられた主速度グラフを表すデータを生成することを含み、該主速度グラフは、収縮期血流速度波、拡張早期血流速度波、および心房収縮速度波を含む、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
心臓の心筋の収縮期性能または収縮能力を決定するように、前記収縮期血流速度波のピーク振幅およびピーク到達時間を分析するステップをさらに含む、請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記収縮期血流速度波の前記ピークの幅を決定するように、該収縮期血流速度波のピークまたは半値全幅のゼロ交差間の幅を測定するステップをさらに含む、請求項６に記載の方法。
【請求項９】
左心室の受動的充填、拡張期性能、および機能不全のうちの少なくとも１つを決定するように、前記拡張早期血流速度波のピーク振幅およびピーク到達時間を分析することをさらに含む、請求項６に記載の方法。
【請求項１０】
心房収縮性能または協調した心房／心室収縮を決定するように、前記心房収縮速度波のピーク振幅およびピーク到達時間を分析することをさらに含む、請求項６に記載の方法。
【請求項１１】
前記心臓の左心室の受動的充填、拡張期性能、または機能不全を決定するように、前記収縮期血流速度波の半値全幅を分析することをさらに含む、請求項６に記載の方法。
【請求項１２】
前記心臓の同期不全または強調した収縮性能を決定するように、前記電極に関連付けられた前記収縮期血流速度波と、前記電気断層撮影に使用される第２の電極の第２の収縮期血流速度波とを比較することをさらに含む、請求項６に記載の方法。
【請求項１３】
電気断層撮影を介して得られた少なくとも１つの計量を処理することによって、臨床データを生成するためのシステムであって、
少なくとも１つの連続電場を生成して、電気断層撮影プロセス中に、該電場を被検体に印加するための、電場発生器モジュールであって、第１の電極は、該被検体の組織部位に安定的に関連付けられる、電場発生器モジュールと、
該少なくとも１つの連続電場に応答して、該電極の誘導信号に基づいて、該電極に関連付けられた該少なくとも１つの計量を生成して転送するための信号処理モジュールと、
該少なくとも１つの計量に基づいて、臨床データを生成するためのデータ分析モジュールと
を備える、システム。
【請求項１４】
前記電極に通信可能に連結されるデバイスをさらに備え、該デバイスは、前記臨床データに基づく再構成のために動作可能である、請求項１３に記載のシステム。
【請求項１５】
電気断層撮影システムのプロセッサによって実行された場合に、該電気断層撮影システムに、電気断層撮影を介して得られた少なくとも１つの計量を処理することによって臨床データを生成する方法を実施させる命令を有する、コンピュータ読み取り可能媒体であって、該方法は、
被検体の組織部位に安定的に関連付けられた第１の電極の少なくとも１つの計量を受信することであって、該少なくとも１つの計量は、電気断層撮影プロセス中に該被検体に印加される１つ以上の連続電場に応答して生成される該電極の誘導信号に基づく、ことと、
該少なくとも１つの計量に基づいて、臨床データを生成することと
を含む、コンピュータ読み取り可能媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
米国特許法第１１９条（ｅ）にしたがって、本出願は、２００８年６月２７日に出願された米国仮特許出願第６１／０７６，５８２号および２００９年３月３０日に出願された米国仮特許出願第６１／１６４，６７９号に対する優先権を主張し、上記出願の開示は、本明細書において参照により援用される。
【背景技術】
【０００２】
（導入）
医学の分野では、診断または治療目的で、組織に関連する特性または特徴の評価が望ましい場合がある。心臓再同期療法（ＣＲＴ）は、超音波技術によって観察されるような心臓組織運動の評価が、しばしば診断および治療目的に採用される、一例であってもよい。
【０００３】
ＣＲＴについて、いくつかの組織特性は、外部測定値を介して近似され得る。一実施例では、経時的な圧力の変化ｄＰ／ｄｔといった血行動態パラメータ等の、種々の組織パラメータを計算するために、体外式超音波の測定値が使用され得る。心臓壁運動を直接的に観察するように、体外式超音波の測定値が使用され得る。組織ドップラー撮像（ＴＤＩ）は、ドップラー効果を利用して組織および／または血流の速度および方向を決定することによって心臓を調べるように、超音波技術を使用するものであり、隔膜、僧帽弁輪、および／または左心室自由壁の変位の経時変化を評価するように、最も頻繁に使用される技術であり得る。
【０００４】
しかしながら、ＴＤＩは、弁機能、心臓の拍出量、または同期指数が測定され得る、体外式超音波検査を介した壁位置の決定に限定されていた。加えて、超音波処置を受けている患者は、典型的には仰臥位で観察され得る。したがって、該処置によって測定される患者の心臓活動は、この１つの位置だけしか反映し得ない。よって、超音波処置は、ランニング中、歩行中等の動的活動中に心臓のパラメータを測定するための、現実的な道具にはなり得ない。
【０００５】
さらに、現在、実質的に自動的に、リアルタイムに、機械で読み取り可能に、および／または連続的に、心臓関連のパラメータを正確に決定するための、いかなる有用な臨床的に利用可能な手段も存在しない。また、自動的でリアルタイムな心臓関連のパラメータの不足の結果として、診断、推論、および／または予測的臨床データを導くための、いかなる正確かつ連続的な手段も存在しない。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００６】
側面は、一例として示されるものであり、同じ参照番号が同じ要素を示す添付図面の図に限定されるものではない。
【０００７】
本発明の側面を以下に詳細に説明し、それらの実施例を添付図面に示す。本発明は、側面とともに説明されるが、本発明をこれらの側面に限定することを意図するものではないことを理解されるであろう。それに対して、本開示は、本発明の精神および範囲に含まれ得る、代替例、変形例、および同等物を対象とすることを意図している。さらに、詳細な説明では、本開示の十分な理解を提供するために、多くの特定の詳細を記述する。しかしながら、当業者には、本開示が、これらの具体的な詳細を伴わずに実行され得ることが明らかになるであろう。他の場合では、本発明の側面を不必要に曖昧にしないように、公知の方法、手順、構成要素、および回路は、詳細に説明されていない。
【０００８】
生理学的パラメータならびに臨床応用のための臨床データを導くためのシステムおよび方法を提供する。例えば、心臓関連のパラメータ、腸関連のパラメータ、泌尿器系関連のパラメータ等の、生理学的パラメータは、例えば、連続場の断層撮影を含む、種々の方法によって生成され得る。臨床データは、種々の方法およびシステムに従って心臓関連のパラメータから導かれ得、以下にその実施例を詳細に論じる。対象のシステムおよび方法は、例えば、機能および他の生理学的計量に基づく診断および推論応用といった、心臓関連の応用等の、種々の異なる臨床応用における用途を見出す。実施例は、左心室硬度（ＬＶ硬度）および心臓サイズ、拡張期機能不全、他の計量の代用、およびその臨床応用の測定値を含む。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】図１は、心臓タイミングデバイスを伴う心臓の断面図である。
【図２Ａ】図２Ａは、例示的な電気断層撮影（ＥＴ）システムを示す。
【図２Ｂ】図２Ｂは、電圧−変位変換係数を較正する例示的なプロセスを示す図である。
【図２Ｃ】図２Ｃは、電極の誘導電圧の変化による電極の変位を測定するための例示的な方法を示す図である。
【図３】図３は、例示的なデータ分析プロセスを示す図である。
【図４−１】図４ａ、ｂおよびｃは、臨床データの二次元のおよび三次元表現を示す。
【図４−２】図４ｄは、図４ｃの主速度グラフの生理学的に有意義な形態を示す図である。
【図５ａ】図５ａ、ｂ、ｃおよびｄは、図４ｄの主速度グラフのＥＴ速度トレースの解釈を示す図である。
【図５ｂ】図５ａ、ｂ、ｃおよびｄは、図４ｄの主速度グラフのＥＴ速度トレースの解釈を示す図である。
【図５ｃ】図５ａ、ｂ、ｃおよびｄは、図４ｄの主速度グラフのＥＴ速度トレースの解釈を示す図である。
【図５ｄ】図５ａ、ｂ、ｃおよびｄは、図４ｄの主速度グラフのＥＴ速度トレースの解釈を示す図である。
【図５ｅ】図５ｅは、心臓の中の２つの異なる組織部位に位置付けられた２つの電極に対する、２つの収縮期血流速度波の対応するピーク到達時間（ＴＴＰ）の差を示す図である。
【図６】図６は、ＥＴから導かれる電極の相対的位置を示す図である。
【図７】図７は、心尖部に向かって僧帽弁輪面に垂直に画定される方向を示す図である。
【図８】図８は、例示的なＥＴ速度トレースの解釈を示す図である。
【図９】図９は、左心室（ＬＶ）ペーシング場所の影響の分析を示す図である。
【図１０】図１０は、ｄＰ／ｄＴ（最高）に対するデータ比較を示す図である。
【図１１】図１１は、ＥＴのＳ−速度振幅対ペーシング構成を示す図である。
【図１２】図１２は、ＥＴのＳ−速度振幅とｄＰ／ｄＴ（最高）データとの間の相関を示す図である。
【図１３ａ】図１３ａは、ＬＶ容積計量に対する代用測定としてのＥＴ変位データを示す図である。
【図１３ｂ】図１３ｂは、ＥＴ変位データの他の例示的なユーティリティを示す図である。
【図１４】図１４は、動物モデルのｄＰ／ｄＴ（最高）計量に対する代用測定としてのＥＴのＳ−速度データを示す図である。
【図１５】図１５は、電気断層撮影中に得られる測定値または計量に基づいて臨床データを生成するための、例示的な方法のプロセスフローチャートである。
【００１０】
本側面の他の特徴は、添付図面および以下の詳細な説明から明らかになるであろう。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
「計量」という用語は、本明細書で使用する場合、例えば、心臓の心臓壁の場所等の組織場所の動作の評価といった、ヒトまたはヒト以外の組織に関連付けられるあらゆる測定、特徴、特性、計算を指す。「組織」という用語は、本明細書で使用する場合、例えば、特定の組織部位、器官等の動物組織の任意の集合体を指す。
【００１２】
連続場の断層撮影では、例えば、電場といった連続場の感知要素は、組織場所に安定的に関連付けられ、感知要素によって感知される連続場の、例えば、変化の特性は、例えば、組織運動の識別および測定といった、評価目的で採用される。連続場の断層撮影、ならびにそれによって導かれるデータに関連する種々の方法およびデバイスは、２００５年１０月６日に出願されたＰＣＴ特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０３６０３５号（ＷＩＰＯ公報第２００６／０４２０３９号）、また、２００７年３月３０日に出願された米国特許第１１／６６４，３４０号（公表米国特許出願第２００８０１８３０７２号）、２００７年３月３０日に出願された米国特許出願第１１／７３１，７８６号（公表米国特許出願第２００８００５８６５６号）、および２００７年３月３０日に出願された米国特許出願第１１／７３１，７２６号に開示されており、本明細書で上述されるそれぞれは、参照することによりその全体が援用される。
【００１３】
本発明の側面は、数種類の連続場を使用して計量を導くことができる。例えば、断層撮影システムは、連続場として、例えば、音響波を使用した、電場、磁場、または圧力場を印加し得る。一般に、所与の周波数で動作する動的な場は、進行波または定常波とすることができる。場は、典型的にはベクトル量であるが、場の大きさは、しばしばスカラー量である。一般性を失うことなく、場の大きさは、次式で表すことができる。
Ｆ０＝Ａ・ｓｉｎ（２π・ｆ・ｔ＋φ）
式中、Ａは、場の振幅であり、ｆは、場が振動する周波数であり、ｔは、時間であり、Φは、位相シフトである。
【００１４】
組織領域がこのような場を受ける時、かつ電極等の感知要素が、例えば、それらと安定的に関連付けられることによって、同じ領域の中に存在する時に、場は、感知要素に信号を誘導することができる。誘導信号は、次式の形態になり得る。
Ｓ＝Ｂ・ｓｉｎ（２π・ｆ’・ｔ＋φ’）
式中、Ｂは、誘導信号の振幅であり、ｆ’は、誘導信号の周波数であり、Φ’は、誘導信号の位相シフトである。ある側面における関心は、変換関数「Ｔ」であり、これは、次の関係式を使用してＳおよびＦ０から決定することができる。Ｓ＝Ｔ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）°Ｆ０。これらの側面では、組織場所の運動は、連続場の変換を検出することによって評価されてもよい。Ｂ、ｆ’、およびΦ’は、場の中の感知要素の場所または運動に依存し得るので、これらの値のうちの１つ以上に基づいて断層撮影を行うことができる。
【００１５】
例えば、交流（ＡＣ）電圧によって駆動される連続電場が組織領域の中に存在する場合、その中の電極上で誘導電圧を検出することが可能である。誘導電圧（ｆ’）の周波数は、電場の周波数と同じである。しかしながら、誘導信号の振幅は、電極の場所によって変動する。誘導電圧を検出することによって、また、信号の振幅を測定することによって、電極の場所ならびに速度を決定することができる。
【００１６】
磁場は、類似した結果を達成することができる。例えば、コイルを通過するＡＣ正弦波電流は、同じ周波数で同様に変化する動的な磁場を生じさせることができる。誘導子コイルを含有する電極がこの磁場の中に存在する時、誘導電流が、誘導子コイルの中で生成される。結果的に、誘導電流を検出することによって、電極の場所を決定することができる。
【００１７】
音響波に基づく圧力場も、感知要素の動作の測定を容易にすることができる。超音波は、組織領域に方向付けられる。超音波は、組織を通して容易に伝搬することができる。組織内を移動する感知要素は、ドップラー周波数シフトを伴う超音波を受信し得る。その結果、ドップラー周波数シフトの量または音響エネルギーの到着時間を測定することによって、電極の運動の方向および速度を決定することができる。
【００１８】
連続場の断層撮影は、誘導信号の振幅、周波数、および位相シフトの測定に基づくことができる。外部場が電場または磁場である時は、代表的な側面では、誘導信号の振幅が、考慮すべき主な特性である。外部場が圧力場である時は、代表的な側面では、誘導信号の周波数が、考慮すべき主な特性である。
【００１９】
当該の発明のさらなる説明では、最初に、例えば、電気断層撮影方法を介して導かれる心臓関連のパラメータ等の、連続断層撮影プロセスから導かれるデータの側面をより詳細に概説する。次に、計量から導かれる、あるいはそれに関連する臨床データを、より詳細に説明する。次に、心臓関連のパラメータおよび臨床データの誘導の例示的な実施例、およびその有用性を提供する。
【００２０】
本発明の種々の側面は、電気断層撮影等の断層撮影の方法および／またはシステムに関連する。例えば、上記に説明されるような電気断層撮影の方法およびシステムを使用して得られる電気断層撮影のデータは、所望に応じて、例えば、データが採用されている特定の応用に依存して、未処理で、または処理されて採用されてもよい。特定の側面では、例えば、多電極リードといった電極を心臓の中に配置することができる。例えば、血液温度、心拍数、血圧、同期性データを含む運動データ、ならびに薬物治療コンプライアンスといった、関心の心臓パラメータを測定するように採用することができる受信器に、電極が接続されてもよい。得られたデータは、受信器の中に記憶されてもよい。さらに、特定の側面では、１つ以上の電極、例えば、同じ心臓リード上の１つ以上の電極または異なる心臓リード上の１つ以上の電極の動作を評価することができる。
【００２１】
図１は、本発明の一側面による心臓タイミングデバイスを伴う心臓の断面図を提供する。心臓タイミングデバイスは、例えば、ペースメーカ１０６と、右心室電極リード１０９と、右心房電極リード１０８と、左心室心静脈リード１０７とを含み得る。また、右心室外側壁１０２、心室間隔膜壁１０３、心尖部１０５、および左心室心静脈１０４も示されている。当業者は、ペースメーカ１０６に加えて、例えば、体外式デバイス、外部回路、内部回路等の、種々のデバイスを採用してもよいことを理解されるであろう。
【００２２】
左心室心静脈リード１０７は、リード本体と、例えば、近位電極１１０、遠位電極１１１、および遠位電極１１２といった１つ以上の電極とを備える。遠位電極１１１および１１２は、左心室心静脈に位置付けられて、心臓のこの領域に関する領域的収縮情報を提供する。複数の遠位電極を有することによって、ＣＲＴおよび／または他の治療に最適な電極場所の選択ができるようになる。近位電極１１０は、心底の中の上大静脈１０１の中に位置付けられる。この心底の場所は、基本的に不動であり、したがって、心臓壁運動感知システムのための固定基準点のうちの１つとして使用することができる。
【００２３】
左心室心静脈リード１０７は、リード本体にはシリコーンまたはポリウレタン、および電極１１０、１１１、１１２に接続される編み紐状の導体にはＭＰ３５Ｎ等の、心臓リード用の標準的な材料で構築されてもよい。電極１１０、１１１、および１１２は、例えば、プラチナが９０％でイリジウムが１０％のＰｔ−Ｉｒ合金といった、種々の材料から構築されてもよい。代替として、これらのデバイス構成要素は、例えば、次の公表米国特許出願公開で説明されているもの等の多重システムといった、種々のシステムによって左心室心静脈リード１０７の近位端に接続することができる。第２００４０２５４４８３号、名称「Ｍｅｔｈｏｄｓ  ａｎｄ  ｓｙｓｔｅｍｓ  ｆｏｒ  ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  ｃａｒｄｉａｃ  ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」；第２００４０２２０６３７号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｆｏｒ  ｅｎｈａｎｃｉｎｇ  ｃａｒｄｉａｃ  ｐａｃｉｎｇ」；第２００４０２１５０４９号、名称「Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｒｅｍｏｔｅ  ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ  ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ」；および第２００４０１９３０２１号、名称「「Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  ａｎｄ  ｔｒｅａｔｉｎｇ  ｈｅｍｏｄｙｎａｍｉｃ  ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」、これらの開示は、参照することにより本明細書に援用される。左心室心静脈リード１０７の近位端は、ペースメーカ１０６に接続される。
【００２４】
左心室心静脈リード１０７は、導入器、ガイドカテーテル、ガイドワイヤ、および／またはスタイレットを含む、標準的な心臓リード配置デバイスを使用して、心臓の中に配置される。簡潔には、導入器は、鎖骨静脈に配置される。ガイドカテーテルは、導入器を通して配置され、右心房の中の冠状静脈洞の位置を見つけるように使用される。次いで、左心室心静脈の位置を見つけるように、ガイドワイヤが使用される。左心室心静脈リード１０７は、ガイドワイヤの上を左心室心静脈１０４の中に摺動して、ＣＲＴに最適な場所が見つかるまで試験される。
【００２５】
右心室電極リード１０９は、心臓の右心室の中に配置され、その端部に能動固定螺旋１１６を備える。能動固定螺旋１１６は、心中隔に埋め込まれる。図１では、右心室電極リード１０９には、複数の電極１１３、１１４、および１１５が提供される。右心室電極リード１０９の遠位先端部には、心室間隔膜壁１０３または中隔の中にねじ込まれる、能動固定螺旋１１６が提供される。
【００２６】
右心室電極リード１０９は、心臓の右心室リードに対する典型的な配置手順に類似した手順で、心臓の中に配置される。右心室電極リード１０９は、導入器、ガイドカテーテル、ガイドワイヤ、および／またはスタイレットを含む、標準的な心臓リードデバイスを使用して、心臓の中に配置される。右心室電極リード１０９は、鎖骨静脈に挿入されて、上大静脈１０１を通り、右心房を通って右心室の中に降りていく。右心室電極リード１０９は、右心室電極リード１０９を固定して、取付部位を囲む心臓の特徴領域の動作タイミング情報を得るための、臨床医が決定した、臨床的に最適であり、かつ運搬上実用的である場所の中に、蛍光透視の下で位置付けられる。蛍光透視の下で、能動固定螺旋１１６は、右心室電極リード１０９を中隔上に固定するように、心臓組織の中を進行させられてねじ込まれる。
【００２７】
右心室電極リード１０９が中隔上に固定されると、右心室電極リード１０９は、中隔の領域的動作および／または変形に対するタイミングデータを提供する。右心室電極リード１０９に沿ってより近位に位置付けられる電極１１５は、心臓のそれらの領域の領域的動作に関するタイミングデータを提供する。例を挙げると、右心室から右心房に架かる房室（ＡＶ）弁の近くに位置する電極１１５は、弁の開閉に関するタイミングデータを提供する。電極１１３は、心底の上大静脈１０１の中に位置付けられる。この心底の場所は、基本的に不動であり、したがって、心臓壁運動感知システムのための固定基準点のうちの１つとして使用することができる。
【００２８】
右心室電極リード１０９は、典型的に、心腔の形状に合致する容量を伴う軟性可撓リードとして製造される。本心臓タイミングデバイスの本側面の唯一の固定点は、右心室電極リード１０９を心中隔に取り付けている、能動固定螺旋１１６である。右心房電極リード１０８は、能動固定螺旋１１８を使用して右心房の中に配置される、電極１１７を備える。右心房のペーシングおよび動作検知の両方を提供するように、例えば、遠位先端部といった、電極１１７が使用される。上記に説明される構成は、例示的なものに過ぎない。当業者は、種々の電極リード、電極、および／または配置構成が可能であることを認識されるであろう。
【００２９】
図２Ａは、本発明の一側面による例示的な電気断層撮影（ＥＴ）システムを示す。図２Ａでは、電気断層撮影システムは、電場発生器モジュール２０２と、１つ以上の電極２０４Ａ〜Ｆと、信号処理モジュール２０６と、データ分析モジュール２０８とを備える。該システムは、既存のペースメーカ２１０と並列に機能してもよい。
【００３０】
電場発生器モジュール２０２は、電気断層撮影プロセス中に、例えば、任意の配向に１つ以上の連続電場を生成して、それらを被検体（例えば、患者）に印加する。電極２０４Ａ〜Ｆは、例えば、被検体の心臓２１２の右心房（ＲＡ）、左心室（ＬＶ）、および／または右心室（ＲＶ）といった、内部器官内の複数の組織部位上に安定的に位置付けられる。一側面では、例えば、ｖｘ、ｖｙ、ｖｚ等の連続電場は、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸に沿って３つの直交電場を備える。
【００３１】
図２Ａでは、ＡＣ電圧は、被検体の体の外部または内部に存在してもよい、例えば、Ｘ＋、Ｘ−といった、一対の駆動電極を通して、ｘ方向にｖｘを生成するように印加される。同様に、ｖｙおよびｖｚは、それぞれ、例えば、Ｙ＋、Ｙ−といった、一対の駆動電極を通してｙ方向に、および、例えば、Ｚ＋、Ｚ−といった、一対の駆動電極を通してｚ方向に生成される。ｖｘ、ｖｙ、およびｖｚのそれぞれは、異なる周波数で動作してもよい。その結果、例えば、電圧といった３つの誘導信号が、電極２０４Ａ〜Ｆのそれぞれに存在してもよい。各誘導信号はまた、例えば、ｖｘ、ｖｙ、ｖｚ、等の各方向の電場の周波数に対応する、異なる周波数を有する。電極２０４Ａ〜Ｆによって誘導される信号は、例えば、正駆動電極に近い高正電圧から、負駆動電極に近い高負電圧まで、それらが電場を介して移動するにつれて変化し得ることを理解されたい。したがって、信号処理モジュール２０６を使用して３つの誘導信号を検出することによって、電極２０４Ａ〜Ｆの場所を、三次元空間の中で決定することができる。
【００３２】
加えて、信号処理モジュール２０６は、連続電場に応答して、電極２０４Ａ〜Ｆによって誘導および転送された信号２１６に基づいて、電極２０４Ａ〜Ｆに関連付けられた１つ以上の計量２１４を生成して転送する。一側面では、計量２１４は、電極２０４Ａ〜Ｆおよび／またはそれらのそれぞれの時間データの変位データを含み得る。図２Ａに示されるように、電極２０４Ａ〜Ｆから信号処理モジュール２０６に信号を転送するように、リード２１８が使用される。一側面では、電極２０４Ａ〜Ｆに関連付けられた無線送信器および／またはリード２１８が、図２のＥＴシステムの中に実装されている場合、誘導信号２１６は、信号処理モジュール２０６に無線で転送され得る。
【００３３】
例えば、受信器として統合された、信号処理モジュール２０６が、２つ以上の電極について、Ｘ、Ｙ、およびＺ方向からのデータを同時に処理するのに十分なチャネルまたは計算能力を有しない場合、多重化が必要になり得る。時間多重化は、信号処理モジュール２０６が、電極２０４Ａ〜Ｆの間を切り替えることを必要とする。例えば、信号処理モジュール２０６は、右心室遠位電極に１ミリ秒間注目し、次いで、左心室遠位電極に１ミリ秒間注目するように切り替えてもよい。同様に、周波数多重化は、結果として、異なる周波数の通信幹線に同時に注目することになり得る。
【００３４】
加えて、電極２２０は、基準ポートとして使用されてもよく、接地等の外部電圧基準点２２２に連結してもよい。次いで、例えば、ＰＣ、ラップトップ等のコンピュータ上で実行可能であるアプリケーションであってもよい、データ分析モジュール２０８が、計量２１４に基づいて、臨床データ２２４を生成する。
【００３５】
図２Ａに示されるように、ペースメーカ２１０は、電気断層撮影プロセスが行われる間に、規則的なペーシング信号を電極２０４Ａ〜Ｆに送信することができる。このような同時の動作は、ペーシング信号として短パルスが使用され、一方で、駆動電圧として明確な周波数を伴う一定の正弦波信号が使用される場合に可能になり得る。一側面では、データ分析モジュール２０８は、臨床データ２２４に基づいてペースメーカ２１０の動作を最適化するための、構成パラメータを生成し得る。次いで、ペースメーカ２１０は、その動作を最適化するように再構成され得る。本明細書で説明されるシステムは、ペースメーカ２１０を伴わずに動作可能であることを理解されたい。
【００３６】
一側面では、被検体の心電図（ＥＣＧ）データ２２６は、誘導信号２１６の分析を支援して、例えば、心臓の心収縮の開始を識別するように、計量２１４と並列に信号処理モジュールで処理され得る。
【００３７】
他の内部器官および／またはシステムに関して類似した動作を行うように、図２に示されるシステムを使用することができ、例えば、内臓器官は、副腎、虫垂、膀胱、脳、眼、胆嚢、腸、腎臓、肝臓、肺、食道、卵巣、膵臓、副甲状腺、垂体、前立腺、脾臓、胃、精巣、胸腺、甲状腺、子宮、静脈等のうちの１つとすることができる。また、電場発生器モジュール２０２、信号処理モジュール２０６、およびデータ分析モジュール２０８は、統合化することができ、および／または単一デバイスの中に、または個々のデバイスの組み合わせとして実装できることを理解されたい。例えば、ＥＴ信号処理デバイス、および信号処理モジュール２０６によって行われる計量微分は、ペースメーカ２１０の中で生じることができ、またはＥＴ信号処理は、リード２１８のうちのいずれか１つの（例えば、信号処理モジュール２０６を含有する）チップ上で生じることができる。
【００３８】
図２Ｂは、本発明の一側面による、電圧−変位変換係数を較正する例示的なプロセスを示す。電圧−変位変換係数は、ｍｍ／ｍＶの単位で、電圧変化に対する変位の比率に基づき得る。したがって、図２ＡのＥＴシステムの電場の中の電極の運動による電圧の変化は、変換係数を使用して変位データに変換することができる。例示的な一実装例では、変換係数を得るように、導線上の電極間間隔を使用することができる。これは、導線上の隣接する電極間の電圧差を測定することによって行うことができる。次いで、電極間間隔の知識、または２本の隣接する電極間の距離の設定によって、変換係数を計算することができる。
【００３９】
図２Ｂに示されるように、３つ以上の独立した電極、例えば、４つの電極を伴う導線２３０の場合、変換係数を決定するように、１つ以上の電場によって誘導される電圧が使用され得る。例えば、第１の電極２３２および第２の電極２３４の場所を知ることで、Ｘ軸変位データ２３６、Ｙ軸変位データ２３８、および／またはＺ軸変位データ２４０が得られ得る。次いで、第１の電極２３２および第２の電極２３４で測定されたそれぞれの変位データおよび誘導電圧を使用して、ｘ、ｙ、およびｚ方向の電場に対する変換係数が、それぞれ得られ得る。すなわち、ｘ方向の電場に対する電圧−変位変換係数は、Ｘ軸変位データ２３６を（Ｖｘ１−Ｖｘ２）で割ることによって得ることができる。同様に、ｙ方向の電場に対する電圧−変位変換係数は、Ｙ軸変位データ２３８を（Ｖｙ１−Ｖｙ２）で割ることによって得ることができ、また、ｚ方向の電場に対する電圧−変位変換係数は、Ｚ軸変位データ２４０を（Ｖｚ１−Ｖｚ２）で割ることによって得ることができる。したがって、図２Ｂに示されるプロセスで得られた較正された電圧−変位変換係数を使用して、変位した電極のより正確な測定値を得るように、較正プロセスを使用することができる。
【００４０】
図２Ｃは、本発明の一側面による、電極２５６の誘導電圧の変化（例えば、電圧変化２５２）による電極２５６の変位２５０を測定するための、例示的な方法を示す。図２Ｃでは、Ｔ１での電極２５６は、電場による電極２５６の誘導電圧Ｖ１をＴ１で測定した時の、第１のモーメントを指す。同様に、Ｔ２での電極２５６は、電場による電極２５６の誘導電圧Ｖ２をＴ２で測定した時の、第２のモーメントを指す。加えて、変換係数２５４および２つの誘導電圧Ｖ１およびＶ２としてグラフの傾斜を使用すると、２つの異なる事例Ｔ１とＴ２との間の電極２５６の変位２５０（Ｄ２−Ｄ１）を得ることができる。
【００４１】
変位２５０を計算するために、電気断層撮影システムを構成する必要がある。例示的な一側面では、電場発生器モジュール２０２は、場を平衡化する必要があるが、ここで、場の平衡化は、電場を電極に集中するために、正および負の駆動電極の強度を調整するプロセスを指す。被検体の胴体の均一で理想的なモデルでは、印加電場は、各駆動電極からの距離によって直線的に変動し得、正および負の駆動電極の間の中間点でゼロボルトを交差することを理解されたい。しかしながら、実際には、電場は、電気断層撮影プロセス中に電場がそこを通って進行する被検体の体の器官の、組織の不均一性、流体容積の変動等により、非線形であり得、および／または歪まされ得る。したがって、場の平衡化は、例えば、Ｔ１での電極２５６といった、電極での測定または誘導電圧がゼロに近づくように、正および負電極の駆動強度を調整するように実行され得る。これは、電場が心臓に集中していることを示し得る。
【００４２】
別の例示的な側面では、振幅の平衡化は、理想的な電場発生器における、以降の誘導電圧の利得を増加させるように正および負電極の駆動強度を増大させるプロセスであり得、利得は、２つの駆動電極の、例えば、Ｖ＋−Ｖ−といった、全体的な駆動強度、ならびにそれらの間の距離によって決定され得る。したがって、全体的な駆動強度および距離は、最適な利得を得て、一方で誘導電圧の飽和を回避するように増大され得る。これは、測定電圧の中にいかなる飽和も存在しないことを確実にしながら、段階的な様式で駆動強度を増大することによって達成され得る。
【００４３】
さらに別の例示的な側面では、位相平衡化は、信号処理モジュール２０６で受信される最も大きいピークツーピーク振幅信号をもたらす、図２の電場発生器モジュール２０２によって生成される駆動信号に対する位相の選択を指し、ここで、信号は、振幅変調（ＡＭ）正弦波信号である。信号処理モジュール２０６でＡＭ信号を復調するように、信号の周波数および位相を決定する必要があるので、位相は、種々の位相を反復処理して、位相の変化に対応する変調信号を比較することによって選択することができる。よって、最も大きいピークツーピーク振幅を伴う信号をもたらす位相が選択され得る。位相平衡化は、電気断層撮影システムがデジタルシステムに基づく場合、または直交復調、例えば、９０度分離された２つの位相でのＡＭ復調が行われる場合は、必ずしも必要ではない。
【００４４】
さらに、周波数掃引は、無ノイズまたは低帯域内ノイズの周波数帯域に対する周波数帯域を走査するプロセスを指し得る。該プロセスは、例えば、ほぼ無干渉の周波数といった、特定の周波数を選択するように使用され得る。干渉は、例えば、患者監視装置、他の医療用具、外部ソース等からのノイズを含み得る。これは、例えば、いかなる電場も印加せずに電極からのデータを調査し、次いで、比較的低いスペクトル電極を伴う領域に対する周波数スペクトルに注目することによって行うことができる。これらの領域が識別されると、最も低いノイズ領域に対応するように駆動電極の周波数が設定される。さらに、ペースパルスブランキングは、ペースメーカからの送達刺激パルスによるアーチファクトを除去するプロセスを指し得、ここで、パルスは、しばしば、幅は狭いが大きい振幅のスパイクを生じることによって、駆動信号を歪ませる。
【００４５】
図３は、本発明の一側面による例示的なデータ分析プロセスを示す。データ分析プロセスは、例えば、図２Ａのデータ分析モジュール２０８といったアプリケーションによって実装され得ることを理解されたい。ステップ３０２で、ｘ、ｙ、およびｚ軸における、例えば、２０４Ａ〜Ｆといった、各電極からの計量２１４は、それぞれのデータチャネルを介して受信され得る。ステップ３０４で、例えば、Ｘ軸３０２ａに沿った変位データ、Ｙ軸３０２ｂに沿った変位データ、およびＺ軸３０２ｃに沿った変位データといった計量、およびそれらのそれぞれの時間データは、呼吸作用等の低次変動を除去するように処理され得る。呼吸作用は、例えば、呼吸サイクルによって変化して、得られる電気断層撮影（ＥＴ）信号に大きい振幅変動を生じさせ得る、胸部インピーダンスを含む。ステップ３０４で、呼吸位相を推定して、信号の低次変動を除去するように、一般的な線形モデリング技術を使用してもよい。付加的な技術は、中央値フィルタリング、低次多項式の適合、または高域フィルタリングを含む。心臓の性能および動作は、呼吸によって変調させることができる。したがって、呼吸位相の知識は、異なる呼吸状態全体の導出計量の比較を可能にする。
【００４６】
ステップ３０６で、不要な生理学的周波数を除去するように、低減通過フィルタを適用してもよい。ステップ３０８で、組み合わせたｘ、ｙ、およびｚ軸のデータセットから、例えば、電極の最大変位の三次元方向といった、主方向を計算することができる。電極の速度および加速度は、それぞれ、主方向に沿って測定した変位から計算することができる。
【００４７】
ステップ３１０で、個々の心収縮の開始を識別するように、心電図（ＥＣＧ）データを、計量または変位データと並行して使用することができる。ステップ３１２で、ＱＲＳ群のピークを検出するように、Ｑ、Ｒ、およびＳ波を含む心電図の一部分であり、相互に心室脱分極を表す、Ｒ波検出を使用してもよい。ステップ３１４で、Ｒ−Ｒ間隔の変動に関連するＥＴデータの変調の影響を最小化するように、２つの連続するＲ波またはＲ−Ｒ間隔で表される、指定の狭拍動内間隔の範囲内での拍動を使用してもよい。ステップ３１８で平均変位、ステップ３２０で平均速度、および／またはステップ３２２で平均加速度の、ＥＴの軌跡を生成するように、ステップ３１６で、関心の拍動の時間的場所に関する情報を使用してもよい。
【００４８】
一側面では、関心の心臓パラメータ等の、関心の１つ以上の生理学的パラメータを決定するように、データは、単独で、または、例えば、ｐＨセンサ、圧力センサ、温度センサ等の他の種類の生理学的センサから得られるデータ等の、非電気断層撮影（ＥＴ）データと組み合わせて採用され得る。
【００４９】
このアプローチを使用して測定される心臓性能のパラメータは、直接的および間接的に測定することができる。直接的に測定することができるパラメータの例には、心室内および心室間同期性の両方の測定値を含む心臓壁運動、収縮期および拡張期の両方の心筋の位置、速度、および加速度の測定値、収縮期僧帽弁輪のピーク速度を含む収縮期および拡張期の両方の僧帽弁輪の位置、速度、および加速度の測定値、左心室拡張終期容積および径、左心室収縮末期容積および径、駆出率、１回拍出量、心拍出量、歪み速度、電極間距離、心拍の変動、およびＱＲＳ持続時間が挙げられるが、これに限定されない。間接的に測定することができるパラメータには、ｄＰ／ｄｔ（収縮性の代用）、ｄＰ／ｄｔ（最高）、ならびに僧帽弁流、僧帽弁逆流、１回拍出量、および心拍出量を含む流れの計算測定値が挙げられるが、これに限定されない。
【００５０】
心臓病患者の管理に有益である他のパラメータには、経胸郭インピーダンス、心臓捕捉閾値、横隔神経捕捉閾値、温度、呼吸速度、活動レベル、ヘマトクリット値、心音、および睡眠時無呼吸決定が挙げられるが、これに限定されない。
【００５１】
一側面では、生理学的または心臓パラメータを得るように、流量センサ、温度センサ、圧力センサ、加速度計、マイクロホン等の付加的なセンサが使用され得る。例えば、臨床データを生成するといった、心臓性能を評価するように、本方法で得られる未処理データ、および処理データの両方を表示および使用することができる。
【００５２】
一側面では、複数のパラメータが測定され得る。さらに、該パラメータから複数の臨床データが導かれ得る。このようなパラメータは、２００７年５月３０日に出願された米国特許出願第１１／７３１，７８６号、名称「Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ」（公表米国特許出願第２００８００５８６５６号）に詳細に論じられており、参照することによりその全体が本願明細書に援用される。
【００５３】
図４ａ、４ｂ、および４ｃは、本発明の種々の側面による臨床データの二次元のおよび三次元表現を示す。図４ａに示されるように、例えば、４０２、４０４、４０６、および４０８といった、電極動作の三次元（３Ｄ）表現を生成するように、例えば、３つの基準方向ＲＶＤ  Ｘ、ＲＶＤ  Ｙ、ＲＶＤ  Ｚのそれぞれの中の中隔尖の近くに配置された右心室遠位電極（ＲＶＤ）、ＥＣＧまたはＥＫＧ、および時間または時間データといった、基準方向のそれぞれからの個々のＥＴ変位データを使用することができる。
【００５４】
図４ａでは、例えば、３つの心臓サイクルといった、２つ以上の心臓サイクルからの電気断層撮影データを相互に平均するように、時間平均化および／または拍動平均化が使用され得る。全ての心臓収縮に対して、Ｓ−速度振幅といったＥＴ計量を導くことができるが、例えば、臨床医といったユーザにＥＴ計量を報告する前に、より高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を作成するように、複数のサイクルを相互に平均することができる。ＥＣＧと組み合わせて、各心臓サイクルの開始および終了は、ＥＣＧの形態に注目することによって識別され得る。次いで、心臓動作は、ペーシングの場所およびタイミングの組み合わせといった、所与のペーシング構成について、１０〜３０秒間にわたってＥＴで測定され得る。この間に、心拍を基準にして計量を生成することができ、またはデータを、最初に複数の心拍にわたって平均して、医師に提示することができる。臨床医または自動システムは、２つ以上のペーシング構成について、生成された計量を比較して最良の構成を決定することができる。例えば、状態１は、例えば、３０ｍｓのＡＶ（房室）遅延を伴うＲＡ、ＲＶ、またはＬＶペーシングが、８ｍ／秒のＳ−速度振幅を有し、一方で、状態２は、例えば、１２０ｍｓのＡＶ遅延を伴うＲＡ、ＲＶ、またはＬＶペーシングが、１２ｍ／秒のＳ−速度振幅を有する。臨床医は、例えば、この心臓の収縮性能に関する計量に基づいて、状態２を選択してもよい。
【００５５】
図４ｂに示される電極動作の３Ｄ表現は、心臓サイクルの関数であり、典型的に楕円形の経路４１０となる。楕円の長軸に沿った動作は、主方向４１２と称され、最大変位の方向に対応する。主方向および分化リードのベクトルに沿ったＸ、Ｙ、およびＺ変位の投影は、図４ｃに示されるように、電極の導出主速度をもたらす。例えば、電極が取り付けられた組織部位の動作といった、電極運動を説明するように、非線形Ｘ、Ｙ、および／またはＺ変位データのそれぞれ、またはそれらのあらゆる組み合わせを使用できることを理解されたい。したがって、Ｘ、Ｙ、およびＺ変位の投影は、特定の動作モードおよび経路を調査するように、あらゆる面または軸に行うことができる。
【００５６】
図４ｄは、本発明の一側面による、図４ｃの主速度グラフの生理学的に有意義な形態を示す。主速度グラフは、収縮期（Ｓ）血流速度波４１６と、拡張早期（Ｅ）血流速度波４１８と、心房（Ａ）収縮速度波４２０とを含む。主速度グラフは、ＥＣＧのＲ波４１４のピークまたは左心室（ＬＶ）収縮期間の開始から始まる。主速度の形態は、収縮期血流速度波４１６の初期の正ピーク、拡張早期血流速度波４１８の負ピーク、および心房収縮速度波４２０の負ピークを伴う、生理学的解釈を有する。例えば、４１６、４１８、および４２０といった、これらの３つの関心の形態的な点は、僧帽弁輪の代表的な組織ドップラー撮像（ＴＤＩ）のＳ、Ｅ、およびＡ波に類似し得る。
【００５７】
図５ａ〜５ｄは、本発明の種々の側面による、図４ｄのＥＴ速度トレースの解釈を示す。図５ａには、ピーク振幅５０４、および収縮期血流速度波４１６のピーク到達時間５０２が示されている。ピーク振幅５０４およびピーク到達時間５０２は、収縮期性能および心筋の収縮能力の指標として利用され得る。この計量の臨床的有用性の一例は、ペーシング治療の最適化に関する。心臓再同期療法（ＣＲＴ）では、患者のうちのほぼ３０％は反応を示さず、反応を示した者のうちの多くが最適な治療を受けていない。最適なペーシング構成を決定するように、ＥＴ計量を使用することができる。例えば、ピーク振幅５０４は、ＲＡ、ＲＶ、およびＬＶの電極位置の組み合わせ、ならびにＡＶ遅延、ＶＶ（心室間）遅延といった相対的なタイミングを含むことができる、種々のペーシング構成の下で測定することができる。
【００５８】
ピーク振幅５０４および収縮期血流速度波４１６のピーク到達時間５０２は、ＬＶの潜在的な心筋の収縮性能を反映するので、最適なペーシング治療を決定するように、この測定を使用することができる。ＥＴを介したペーシング治療の最適化によって、より大きい割合の患者がＣＲＴの利益を享受し得る。さらに、ピーク振幅５０４およびピーク到達時間５０２は、例えば、ＬＶのｄＰ／ｄＴ（最高）の代理測定として利用され得る。さらに、ピーク振幅５０４およびピーク到達時間５０２は、例えば、ＴＤＩのＳ−速度の代理測定として利用され得る。ＬＶのｄＰ／ｄｔ（最高）およびＴＤＩのＳ−速度は、これまで、心筋の収縮性能を反映するように示されてきており、最適なペーシング治療を決定するように、上記に説明されるものと類似した様式で利用することができる。
【００５９】
図５ｂには、ピーク振幅５０８、および拡張早期血流速度波４１８のピーク到達時間５０６が示されている。ピーク振幅５０８およびピーク到達時間５０６は、例えば、ＬＶの受動的充填、および拡張期性能、ならびに機能不全の指標として利用され得る。拡張期性能は、疾病状態の重要な指標である。拡張期性能の悪化は、しばしば、陰性の肥大型心臓リモデリングの主要な指標である。拡張期機能不全の結果として生じる増大したＬＶ硬度およびサイズは、心不全の進行の特徴である。したがって、拡張期性能の測定は、心不全の進行を理解するために、ならびに最適な拡張期性能に対してペーシングおよび薬物治療を最適化するために重要である。さらに、ピーク振幅５０８およびピーク到達時間５０６は、例えば、ＬＶのｄＰ／ｄＴ（最低）、ＴＤＩのＥ−速度ＬＶ、拡張終期の圧力−容積関係、およびＬＶ硬度の代理測定として利用され得る。
【００６０】
図５ｃには、心房収縮速度波４２０のピーク振幅５１２およびピーク到達時間５１０が示されている。ピーク振幅５１２およびピーク到達時間５１０は、心房収縮性能および協調的な心房／心室収縮の指標として利用され得る。低下した心房収縮性能は、左心房または僧帽弁の増大した拡張終期ＬＶ圧力および硬度、または例えば、心房細動、僧帽弁逆流等の疾病の進行を反映することができる。したがって、ピーク振幅５１２およびピーク到達時間５１０は、疾病の進行を理解するために、および疾病管理に対するペーシングおよび薬物治療を最適化するために有用であり得る。さらに、ピーク振幅５１２およびピーク到達時間５１０は、例えば、ＴＤＩのＡ−速度、ＬＡのｄＰ／ｄＴ（最高）、およびＬＶ圧力の代理測定として利用され得る。
【００６１】
図５ｄには、半値全幅５１４または収縮期血流速度波４１６のアスペクト比が示されている。半値全幅５１４は、例えば、ＬＶの受動的充填、および拡張期性能、ならびに機能不全の指標として利用され得る。さらに、半値全幅５１４は、例えば、ＬＶのｄＰ／ｄＴ（最低）、ＴＤＩのＥ−速度、ＬＶ拡張終期の圧力−容積関係、およびＬＶ硬度の代理測定として利用され得る。拡張期性能に関連する計量は、疾病状態を決定して最適なペーシングおよび薬物治療を推進するように、上記に説明されるように使用することができる。
【００６２】
ＥＴデータの中の弁イベントの直接観察は、臨床医が、心臓サイクルの相対的なタイミングをより正確に決定できるようにする。例えば、駆出期に対する代理測定は、Ｓ−速度ピークの幅に注目することによって導くことができ、ここで、幅は、Ｓ−速度ピークまたは半値全幅５１４のゼロ交差間の時間を測定することによって得ることができる。駆出期は、左心室（ＬＶ）の中の血液が駆出される、大動脈弁の開放と大動脈弁の閉鎖との間の時間であることを理解されたい。駆出期が短いほど、心臓の収縮がより効率的かつ有効である。この計量は、同様に、他の計量を導くためにも使用され、ペーシング構成を調整することによって最小化され得る。
【００６３】
加えて、等容性収縮間隔は、僧帽弁が閉鎖している時間、および／または大動脈弁がいつ開放するのかを指し得る。これは、心筋が収縮して、左心室（ＬＶ）の圧力が増加し始める時間であり得る。これは、心臓のＥＣＧデータからのＲ波タイミングに関する情報を、ＥＴデータからのＳ−速度の開始時間と連結することによって導くことができる。
【００６４】
図５ｅは、本発明の一側面による、心臓の中の２つの異なる組織部位上に位置付けられた２つの電極に対する２つの収縮期（Ｓ）速度波の、対応するピーク到達時間（ＴＴＰ）５２０の差を示す。一側面では、第１の電極は、ＬＶ自由壁に位置付けられ、一方で、第２の電極は、右心室（ＲＶ）中隔に位置付けられ得る。したがって、ピーク到達時間（ＴＴＰ）５２０の差は、第１の電極５１６に基づく収縮期血流速度波と、第２の電極５１８に基づく収縮期血流速度波とを比較することによって得られ得る。一側面では、差５２０は、例えば、心臓の同期不全および協調的な収縮性能の指標として利用され得る。心臓の同期不全は、しばしば、心不全の進行に対する推進機構であると考えられる。さらに、ＣＲＴとの同期不全を低減することは、心不全患者のＬＶの陽性リモデリングに至ることが分かっている。非協調的収縮は、患者に対する減少した収縮性能およびより不十分な生活の質をもたらす。同期不全のＥＴ計量の使用で決定されるような最適なペーシング治療を通して同期不全を低減することによって、可能なＬＶの陽性リモデリングに加えて、収縮性能を急速に増大し得る。
【００６５】
心臓の同期性を定量化するように、２つ以上の場所からＥＴ導出速度の形態的な特徴の相対的タイミングを使用することができる。心臓の種々の領域（例えば、ＬＶリード、ＲＶリード等）からのＳ−速度のピーク到達時間が類似している場合、これは協調的な同期心収縮を示すことができる。収縮期および拡張期の同期性は、それぞれ、ＳおよびＥ−速度に対する複数の電極から導かれたピーク到達時間の標準偏差を使用して計算することができる。一応用では、臨床医は、Ｓ−速度に対する最小のピーク到達時間の標準偏差を有する、ペーシング構成を選択することによって、同期性を最大化することを試みてもよい。
【００６６】
図６は、本発明の一側面による、電気断層撮影から導かれる電極の相対的位置を示す。図６では、電極（センサ）ＣＳ１〜ＣＳ４を有する複数センサリード、右心室近位電極（ＲＶＰ）、および右心室遠位電極（ＲＶＤ）、ならびにセンサ６０４とセンサ動作経路６０６との間の想像上のリンクが示されている。ＥＴから導かれる電極の相対的位置は、例えば、ＬＶの容積および寸法といった、容積および寸法の計算を行うことができるようにする。ＲＶＰが左心室尖部に接近するにつれて、心底の冠状静脈洞電極および尖部のＲＶＤによって概説される容積の計算は、ＬＶ容積の測定を提供することができる。他の関心の心室の容積を測定するように、同じまたは他の電極を採用した類似した方法を使用することができる。電極のうちのいくつか、またはその全てによって画定される容積または距離の変化を検出することによって、様々な異なる心臓機能パラメータが決定され得る。
【００６７】
ＬＶ寸法は、心不全の進行の有用な測定を提供し得る。例えば、ＬＶサイズは、陰性の肥大型リモデリングおよび心不全の悪化を反映する。したがって、ＬＶ寸法の測定値は、患者の心不全の進行を診断および監視する際に重要である。例えば、拡張終期容積は、心不全の進行を反映する。ＬＶのコンプライアンスを説明するように、拡張終期の圧力−容積関係も使用され、その値は、拡張期心不全を理解するために重要である。この種類のフィードバックは、介護者が、心臓病の進行を理解し、それに応じてその治療を調整できるようにし得る。ＥＴ速度は、あらゆる方向に投影される可能性がある。加えて、ＬＶ性能の評価のために、ＥＴの導出容積測定値を、例えば、超音波、ＣＴ、ＭＲＩ、コンダクタンスカテーテルといった、他の導出容積測定値に同様に使用することができる。
【００６８】
図７は、本発明の一側面による、心臓７０８の尖部７０６に向かって僧帽弁輪面７０４に対して垂直に画定される方向７０２を示す。解剖学的に重要な方向で速度を測定する能力は、収縮期および拡張期性能の特徴付けに重要であり得る。
【００６９】
図８は、本発明の一側面による、例示的なＥＴ速度トレースの解釈を示す。収縮期血流速度またはＳ波（Ｓ）、拡張早期またはＥ波（Ｅ）、および心房収縮またはＡ波（Ａ）は、比較することができ、比較関係から臨床推論を引き出すことができる。臨床推論は、例えば、拡張期機能不全の推論を含む。拡張期機能不全は、ＬＶの、左心房（ＬＡ）から含酸素血液を有効に充填する能力の低下に関連する。能力の障害は、減少した左心室（ＬＶ）の心拍出量および陰性の肥大型リモデリングをもたらし得る。増大したＬＶ硬度は、悪化した拡張期機能不全の特徴である。
【００７０】
例えば、８０２に示されるように、ＥおよびＡの構成は、正常な拡張期機能を示し得る。Ｅ−速度の減少およびＡ−速度の増大、したがって、ＥＴデータの正常な関係からのＥ／Ａ比の変化は、様々な種類の機能不全の早期指標になり得、例えば、Ｅ／Ａ比の変化は、８０４に示されるように、弛緩の障害を示し得る。８０６にあるように、Ｅ−速度だけの減少は、擬似正常な機能性を示し得る。８０８に示されるように、Ｅ−速度およびおよびの両方の減少は、限定的な機能性を示し得る。本発明の側面によって提供されるように、拡張期機能不全の早期指摘は、臨床医が、機能不全を最適に治療するように、ペーシングまたは他の治療を調整できるようにする。
【００７１】
図９は、本発明の一側面による、ＬＶペーシング場所の影響の分析を示す。人体研究からのデータが、種々のデータを分析に提供したことを理解されたい。ＬＶペーシング場所の影響に関する分析的結論、ｄＰ／ｄＴ（最高）に対する比較、およびＥＴのＳ−速度振幅とｄＰ／ｄＴ（最高）との間の強い相関が含まれる。
【００７２】
より具体的には、人体研究では、ＥＴ速度は、中隔ＲＶに取り付けられた標準的なＲＶ電極から定量化された。例えば、基線１および基線２といった基線曲線９０２は、両心室ペーシングを伴わない特徴的な動作を反映し、一方で、ペーシングされた波形は、例えば、ＬＶ双極といった双極か、またはＬＶペーシングリード９０４用の単極構成のいずれかでの両心室ペーシングからのものである。ペーシングを伴うＳ−速度の増大およびピーク到達時間（ＴＴＰ）の減少は、基線曲線９０２に関して増大した収縮性能を反映する。ｄＰ／ｄＴ（最高）の代理測定として、心臓性能を評価し、かつペーシング治療の最適化を推進するように、Ｓ−速度のピーク、およびＴＴＰを使用することができる。
【００７３】
図１０および１１は、本発明の一側面による、ｄＰ／ｄＴ対ペーシング構成、およびＥＴのＳ−速度振幅対ペーシング構成を示す。図１０および１１に示されるように、ｄＰ／ｄＴ（最高）は、以下の様態のペーシング構成で変化する。
（１）ＡＶ遅延が低ければ高いｄＰ／ｄＴ（最高）をもたらす、
（２）全てのＡＶ設定で、ＲＶだけのペーシングは、性能を低下させた、
（３）遠位ＬＶの電極のＢｉＶペーシングは、向上した心臓性能をもたらす、および
（４）最高および最低ペーシング構成間には、ほぼ２０％の差がある。
【００７４】
図１２は、本発明の一側面による、ＥＴのＳ−速度振幅１２０６とｄＰ／ｄＴ（最高）データ１２０４との間の相関を示す。一実施例では、ヒトの臨床研究の結果が示され、そこでは、種々の両心室ペーシング構成に対するＥＴ速度計量のＳ−速度振幅１２０６が導かれている。ペーシング構成は、例えば、プログラムされた心房心室（ＡＶ）遅延と、ＬＶペーシング部位とを含む。ＬＶペーシング部位は、一時的な、カスタマイズしたＣａｒｄｉｍａカテーテルの（７．５〜１５ｍｍ離間した）４つの遠位電極からのペーシングを含む。同時のＬＶ圧力測定は、ＬＶ圧力カテーテルの導入を伴って行われる。ペーシング構成全体のｄＰ／ｄＴ（最高）１２０４の変調を図１２に示し、そのパターンは、ＥＴのＳ−速度振幅１２０６に反映される。結果として生じる比較は、ＥＴが心臓性能を正確に捕捉できるという断定を支援する、高い相関を生じる。
【００７５】
一実施例では、図１３ａに示されるように、本発明の一側面によれば、ＥＴ変位データ１３０２は、ＬＶ容積計量１３０４のための代理測定であり得る。ＥＴ変位データ１３０２は、例えば、駆出率、ＬＶ硬度、およびＬＶ室サイズの測定に利用され得る。これらの測定値は、疾病の進行、ならびにペーシングおよび薬物治療の影響を理解する際に有用である。フィードバックループでは、最適な治療を推進するように、それらを使用することができる。さらに、心不全の治療に使用される、例えば、ドブタミン、陽性変力物質等の薬物投与による変調の影響が測定された。
【００７６】
別の実施例では、図１３ｂに示されるように、ＥＴ主変位１３０６のピーク変位１３０８およびピーク到達時間１３１０は、心筋壁収縮の程度を説明し得、また、心筋の収縮期性能および収縮能力の測定を提供し得る。したがって、計量は、ＬＶのｄＰ／ｄＴ（最高）、ＴＤＩのＳ−速度、および／または心臓壁の歪み測定の代理測定として使用されてもよい。加えて、ＬＶの受動的充填、拡張期性能、および機能不全を測定するように、ＥＴ主変位１３１２の下降セグメントの、例えば、時定数といった、傾斜１３１４が使用されてもよい。したがって、計量は、ＬＶのｄＰ／ｄＴ（最高）およびＴＤＩのＳ−速度の代理測定として使用されてもよい。さらに、ＥＴの主変位１３１６の上昇セグメントの傾斜１３１８は、ＬＶの受動的充填、拡張期性能、および機能不全の測定に使用されてもよい。したがって、計量は、ＬＶのｄＰ／ｄＴ（最低）、ＴＤＩのＥ−速度、ＬＶ拡張終期の圧力−容積関係、およびＬＶ硬度の代理測定として使用することができる。
【００７７】
一実施例では、図１４に示されるように、本発明の一側面によれば、ＥＴのＳ−速度データ１４０２は、動物モデルでのｄＰ／ｄＴ（最高）の計量１４０４のための代理測定であり得る。より具体的には、ＥＴのＳ−速度１４０２のピーク振幅１４０６およびピーク到達時間（ＴＴＰ）は、動物モデルのｄＰ／ｄＴ（最高）と良好に相関する。ｄＰ／ｄＴ（最高）は、心筋の収縮期性能の絶対基準的な測定であるので、ピーク振幅１４０６およびＴＴＰは、例えば、潜在的な心臓収縮期性能の評価に利用され得る。
【００７８】
図１５は、本発明の一側面による、電気断層撮影中に得られる測定値または計量に基づいて臨床データを生成するための、例示的なプロセスのプロセスフローチャートである。動作１５０２では、被検体の内部器官内の組織部位に安定的に関連付けられた１つ以上の計量が受信され、ここで、計量は、電気断層撮影プロセス中に被検体に印加された１つ以上の連続電場に応答して生成される、電極の誘導信号に基づく。動作１５０４では、計量に基づいて、被検体の内部器官の臨床データが生成される。動作１５０６では、臨床データに基づいて、電極に連結された器官に対する増補デバイスが最適に構成される。例示的な一実装例では、対象となる内部臓器が心臓である時、増補デバイスは、ペースメーカであり得る。
【００７９】
当該の発明の１つ以上の側面は、当該の方法またはコンピュータシステムを実装するための、そこに記憶されたプログラミングを有するコンピュータ読み取り可能媒体の形態であり得る。コンピュータ読み取り可能媒体は、例えば、コンピュータディスクもしくはＣＤ、フロッピディスク、磁気「ハードカード」、サーバ、または電子的、磁気的、光学的、もしくは他の手段によって記憶されるデータ等を含有することができる他の媒体コンピュータ読み取り可能媒体であってもよい。したがって、当該の方法を実行するためのステップを実施する記憶プログラミングは、例えば、コンピュータネットワーク、サーバ、もしくは、例えば、インターネットといった、他のインターフェース接続、または他の中継手段を使用することによる実行のために、プロセッサに転送または通信されてもよい。
【００８０】
より具体的には、コンピュータが読み取り可能な媒体は、当該の方法を実行するためのアルゴリズムを実施する、内臓プログラムを含んでもよい。したがって、このような内臓アルゴリズムは、例えば、当該の方法を行うように埋め込み型医療機器を動作させることによって、当該の方法を実行するように構成される、あるいは実行することができる。当該のアルゴリズムおよび関連するプロセッサはまた、適切な調整を実装することができてもよい。ある側面における特定の関心は、そのようなコンピュータが読み取り可能な媒体でロードされ、よってシステムが当該の方法を実行するよう構成される、システムである。
【００８１】
開示された側面の上記の説明は、あらゆる当業者が本発明を作製または使用することを可能にするために提供される。これらの側面に対する種々の変更は、当業者には容易に明らかになるであろうし、また本明細書で定義された一般的な原理は、本発明の精神前は範囲から逸脱することなく、他の側面に適用されてもよい。したがって、本開示は、本明細書で示される側面に限定することを意図するものではなく、本明細書で開示される原理および特徴と合致する最大の範囲に一致すべきものである。
【００８２】
本発明は、心臓運動評価の側面に関してある程度まで例証したものであるが、本発明は、そのように限定されるものではない。本発明は、様々な異なる組織場所の運動の評価に、容易に適合することができる。組織場所は、概して、例えば、被検体の身体の定義された場所または部分であり、多くの側面では、器官等の身体構造の定義された場所または部分、すなわち範囲または領域であり、代表的な側面では、身体構造は、例えば、副腎、虫垂、心臓、膀胱、脳、眼、胆嚢、腸、腎臓、肝臓、肺、食道、卵巣、膵臓、副甲状腺、下垂体、前立腺、脾臓、胃、精巣、胸腺、甲状腺、子宮、および静脈等の、内部器官等の、内部身体構造および／または組織である。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図３】
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【図７】
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【図８】
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【図４−１】
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【図４−２】
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【図５ａ】
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【図５ｂ】
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【図５ｃ】
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【図５ｄ】
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【図５ｅ】
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【図６】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３ａ】
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【図１３ｂ】
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【図１４】
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【図１５】
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【国際調査報告】
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