(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
可動電極を体内に位置する複数電極のアレイ内に誘導するためのシステムにおいて、
可動電極およびアレイの電極のうちの一方を有する放射電極に結合していて、可動電極がアレイ内に位置している間に放射電極を調整して電気エネルギーを放射させる電気エネルギー生成要素と、
可動電極およびアレイの中の電極のうちの他方を有する感知電極に結合していて、感知電極を調整して放射電極が放射した電気エネルギーを感知する感知要素と、
感知要素に結合していて、感知電極が感知した電気エネルギーを分析し、分析結果に基づいてアレイ内の可動電極の位置を識別する出力を生成する処理要素と
を有することを特徴とするシステム。
【請求項２】
心臓内の組織をアブレーションするためのシステムにおいて、
心臓内の組織に接触して心臓組織の電気的活動を感知し、外部の処理システムに接続して感知した電気的活動を分析し、アブレーションを行うことが適切な病巣を見つけ出すための複数電極のアレイと、
外部のアブレーション・エネルギーのソースに接続してアブレーション・エネルギーを組織に放射する、アレイ内で移動できる電極と、
可動電極およびアレイの中の電極のうちの一方を有する放射電極に結合していて、可動電極がアレイの中に位置している間に放射電極を調整して電気エネルギーを放射する電気エネルギー生成要素と、
可動電極およびアレイの電極のうちの他方を有する感知電極に結合していて、感知電極を調整して放射電極が放射した電気エネルギーを感知する感知要素と、
感知要素に結合していて、感知電極が感知した電気エネルギーを分析し、分析結果に基づいてアレイ内の可動電極の位置を識別する出力を生成する処理要素と
を有することを特徴とするシステム。
【請求項３】
請求項１又は２記載のシステムにおいて、電気エネルギー生成要素が放射電極を調整してアレイ内に電界を生成し、感知要素が感知電極でアレイ内の電界の電位を感知し、処理要素がアレイ内の電位の空間的変化を分析して出力を生成することを特徴とするシステム。
【請求項４】
請求項３記載のシステムにおいて、感知要素がアレイ内の電位の位相を感知電極で感知し、処理要素がアレイ内で感知された位相の空間的変化を電気エネルギー生
成要素が生成した電気エネルギーの位相と相関させて分析することにより出力を生成することを特徴とするシステム。
【請求項５】
請求項３記載のシステムにおいて、感知要素がアレイ内の電位の振幅を感知電極で感知し、処理要素がアレイ内の振幅の空間的変化を分析して出力を生成することを特徴とするシステム。
【請求項６】
請求項５記載のシステムにおいて、感知要素がアレイ内の電位の位相を感知電極で感知し、処理要素がアレイ内で感知された位相の空間的変化を 電気エネルギー生成要素が生成した電気エネルギーの位相と相関させて分析することにより出力を生成することを特徴とするシステム。
【請求項７】
請求項１又は２記載のシステムにおいて、電気エネルギー生成要素が放射電極を調整してアレイ内に電界を生成し、感知要素がインピーダンスを 感知し、処理要素がアレイ内のインピーダンスの空間的変化を分析することにより出力を生成することを特徴とするシステム。
【請求項８】
請求項１又は２記載のシステムにおいて、電気エネルギー生成要素が放射電極を調整して電気エネルギーを放射電極が接触している生体組織に注 入し、感知要素が注入された電気エネルギーに対する組織反応を感知電極で感知し、処理要素が感知された組織反応の変化を分析することにより出力を生成することを特徴とするシステム。
【請求項９】
請求項８記載のシステムにおいて、処理要素が感知された組織反応の経時変化を分析することを特徴とするシステム。
【請求項１０】
請求項８記載のシステムにおいて、感知要素が心筋組織の減極を感知電極で感知し、処理要素が感知された組織の減極の経時変化を分析することを特徴とするシステム。
【請求項１１】
請求項１又は２記載のシステムにおいて、電気エネルギー生成要素が放射電極を通じて電気エネルギーのパルスを放射することを特徴とするシステム。
【請求項１２】
請求項１又は２記載のシステムにおいて、電気エネルギー生成要素が放射電極を通じて規定の波形で電気エネルギーを放射することを特徴とするシステム。
【請求項１３】
請求項１又は２記載のシステムにおいて、処理要素に結合し、アレイの中の可動電極の位置を継続的に識別する出力をリアルタイム形式で提供するディスプレイ要素を更に含むことを特徴とするシステム。
【請求項１４】
心臓内で組織をアブレーションするためのシステムにおいて、
心臓内の組織に接触して心臓組織の電気的活動を感知し、外部処理システムに接続して感知した電気的活動を分析し、アブレーションを行うことが適切な病巣を識別するための複数電極のアレイと、
複数電極のうち少なくとも３つの電極上に、又はそれらに隣接して配置される受信超音波変換器と、
アレイ内で移動でき、アブレーション・エネルギーの外部ソースに接続してアブレーション・エネルギーを組織に放射するための電極と、
可動電極上又はそれに隣接する放射超音波変換器と、
可動電極上の放射変換器に結合し、可動電極がアレイ内に位置している間に放射変換器が放射した超音波エネルギーのパルスを送信するための超音波生成器と、
受信変換器に結合し、放射変換器が放射した超音波エネルギーの受信を経時的に感知する超音波受信器と、
感知要素に結合し、放射変換器による超音波エネルギー・パルスの放射と各受信変換器が感知した超音波パルスの受信の間の時間遅延を分析し、この時間差に 基づいて、可動電極と各受信変換器に連係している複数電極との間の距離で示す出力を生成する処理要素とを有することを特徴とするシステム。
【請求項１５】
請求項１又は２に記載のシステムにおいて、複数の電極のアレイは、内部空間を形成するバスケット形状になっており、処理要素は、感知電極が感知した電気エネルギーを分析し、分析結果に基づいて内部空間内の可動電極の位置を識別する出力を生成する、システム。
【請求項１６】
請求項１又は２に記載のシステムにおいて、出力は、３次元である内部空間内の可動電極の位置を識別する、システム。
【請求項１７】
請求項１又は２に記載のシステムにおいて、放射電極は、可動電極およびアレイ中の複数の電極の各々のうちの一方を含み、感知電極は、可動電極およびアレイ中の複数の電極の各々のうちの他方を含み、出力は、アレイの複数電極に相対して可動電極の位置を識別する、システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般的に診断又は治療用の電極要素を体内の内部領域に誘導又は位置づけるためのシステム及び方法に関する。更に具体的には、本発明は、診断又は治療用の電極要素を心臓病の治療のために心臓内に誘導又は位置づける操作に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医師は、今日の医療処置において、カテーテルを使用して診断及び治療目的のために体内の内部領域へアクセスしている。医師にとって、カテーテルを体内に正確に位置付けて所望の組織の位置と接触させることは重要なことである。
【０００３】
カテーテルを正確に制御する必要性は、心臓内から心筋組織をアブレーションする際に、特に重要となる。このような処置はアブレーション治療と呼ばれ、心臓のリズム障害の治療に使用されている。
【０００４】
この処置中、医師はカテーテルを主要な静脈又は動脈から治療する心臓の内部領域に誘導する。医師は次に、更にステアリング機構を操作し、カテーテルの遠位端が把持している電極を心臓組織と直接接触させる。医師は、電極から心筋組織を通じて中性電極（単極電極の配置）又は近隣の電極（双極電極の配置）にエネルギーを送り、組織をアブレーションする。
【０００５】
心臓組織のアブレーションの前に、医師は心臓組織の電気インパルスの伝播を検査して異常な伝導性の経路を見つけ出し、アブレーションする不整脈病巣を識別することがよくある。これらの経路を分析し、病巣を見つけ出すために使用する技術は通常「マッピング」と呼ばれている。
【０００６】
従来の心臓組織のマッピング技術は、心臓組織に接触している複数電極を使用して複数のエレクトログラムを取得する。このような従来のマッピング技術は、電極を心臓の内部又は外部の表面に位置付けるために侵襲の関心手術を必要とする。
【０００７】
このようにする代わりに、複数電極のアレイを静脈又は動脈を通じて心臓に誘導し、心筋組織のマッピングを行う技術も知られている。従来の関心マッピング技術と比較して、心臓内のマッピング技術は比較的非侵襲的であり、大きな期待が寄せられている。心臓内から取得した複数のエレクトログラム信号は、外部処理により局所的な電気事象を検出し、病巣と思われる場所を識別することができる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
マッピングにより病巣が識別されると、アブレーション電極が病巣に接触する位置に誘導される。少なくとも、理論上では、これが達成すべき目標である。しかし、実際には、アブレーション要素を鼓動する心臓の血液プール内で待定の病巣位置に遠隔的に誘導する作業は、最良の条件が整っている時でさえ困難である。  心臓内又は体内のその他の領域内で電極要素を診断又は治療のために正確な位置に誘導するための、簡単で、それでいて信頼性の高い方法が必要とされている。
【０００９】
本発明の主要目的は、体内の正確な位置に電極要素を遠隔的に位置付けるための安全で有効なシステム及び方法を実現することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の１つの態様は、可動電極を体内の複数電極のアレイ内で誘導するためのシステム及びそれに関連する方法を提供している。このシステム及び方法は、放射電極を電気エネルギー生成要素に結合する。放射電極は、可動電極、又はアレイの電極のうちの少なくとも１つを有する。エネルギー生成要素は、可動電極がアレイ内に位置している間に放射電極を調整して電気エネルギーを放射させる。
【００１１】
本発明のこの態様によると、システム及び方法は感知電極を感知要素に結合する。感知電極は、可動電極、又はアレイの電極のうちの少なくとも１つを有する。感知要素は、感知電極を調整して放射電極が放射した電気エネルギーを感知する。
【００１２】
更に本発明のこの態様によると、システム及び方法は処理要素を感知要素に結合する。処理要素は、感知された電気エネルギーを分析し、分析結果に基づいて、可動電極のアレイ内での位置を識別する出力を生成する。
【００１３】
本発明の別の態様は、心臓内の組織をアブレーション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、アブレーションを行うことが適切な病巣を見つけ出すために心臓内に位置付けられた複数電極のアレイ、及び病巣にアブレーション・エネルギーを適用するためにアレイ内で移動できるアブレーション電極と共に使用できる。
【００１４】
本発明のこの態様によると、システム及び方法は、放射電極を調整し、アブレーション電極がアレイ内に存在する間に電気エネルギーを放射する。放射電極は、アブレーション電極、又はアレイの電極のうちの少なくとも１つを有する。アブレーション電極がアレイ内に存在する間、システム及び方法はまた、感知電極を使用して放射された電気エネルギーを感知する。感知電極は、アブレーション電極、又はアレイの電極のうちの少なくとも１つを有する。システム及び方法は、感知された電気エネルギーを処理し、アレイ上の複数電極に相対してアブレーション電極の位置を識別する出力を生成する。
【００１５】
望ましい実施例では、システム及び方法は、医師がアブレーション電極をアレイ内で移動させている間に位置を示す出力を継続的に生成する。この方法により、システム及び方法は、アブレーション電極を目的のアブレーション場所に誘導する上で医師を援助することができる。
【００１６】
望ましい実施例では、本発明のいずれかの態様を具体化するシステム及び方法は、アレイ内に電界を生成し、一方でこの電界内の電極の電位を感知する。この実施例において、処理要素は、アレイ内の電位の空間的変動を分析することにより出力を生成する。この変動値として、位相の変化、振幅の変化、又はその両方を使用することができる。このようにする代わりに、処理要素は、放射電極と感知電極との間のインピーダンスの空間的変動を分析することにより出力を生成する。
【００１７】
望ましい実施例では、本発明のいずれかの態様を具体化するシステム及び方法は、電気エネルギーを体内組織に注入し、一方で注入された電気エネルギーに対する組織の反応を感知する。この実施例において、処理要素は感知された組織反応の変化を分析して出力を生成する。１つの具体例では、処理要素は感知された組織反応の経時変化を分析する。別の具体例では、感知要素は心筋組織の減極を感知し、処理要素は感知された組織減極の経時変化を分析する。
【００１８】
本発明の更に別の態様は、心臓内の組織をアブレーションするシステム及び方法を提供する。このシステム及び方法は、複数電極のアレイを心臓内の組織に接触するように位置付け、心臓組織の電気的活動を感知して、アブレーションすることが適切な病巣を見つけ出す。このシステム及び方法はまた、アレイ内に可動アブレーション電極を位置付ける。システム及び方法は、アブレーション電極又はアレイの電極のうちの少なくとも１つを有する放射電極を調整して、アブレーション電極がアレイ内に位置付けられている間に超音波エネルギーを放射する。アブレーション電極がアレイ内に位置付けられている間に、システム及び方法はまた、感知電極を使用して放射された超音波エネルギーを感知する。感知電極は、アブレーション電極が放射電極でない場合には、アブレーション電極を有するが、それ以外は、アレイの電極のうちの少なくとも１つを有する。システム及び方法は、感知された超音波エネルギーを処理し、アレイの複数電極に相対させてアブレーション電極の位置を識別する出力を生成する。
【００１９】
本発明のこの態様の望ましい実施例では、システム及び方法は、上記の放射、感知、及び処理の各ステップを繰り返す間に、アレイ内でアブレーション電極を移動させる。結果として、アブレーション電極がアレイ内で移動する際にこのアブレーション電極の位置を継続的に識別する出力が得られる。
【００２０】
本発明のその他の特徴及び利点は、以下の説明及び図面、更に特許請求の範囲で述べられている。
【００２１】
【発明の実施の形態】
図１は、診断又は治療の目的で体内の目的の組織領域にアクセスするためのシステム１０の構成要素を示している。図示されている実施例では、システム１０が心臓の組織をアブレーションするために使用されている。これは、本発明がこのアプリケーションに非常に適しているためである。
【００２２】
しかし、本発明は、その他の組織をアブレーションするアプリケーションにおける使用にも適用できる。例えば、本発明の様々な態様は、前立腺、脳、胆嚢、子宮、及び体内のその他の領域の組織を、必ずしもカテーテルを基本としないシステムを使用してアブレーションする処置に適用できる。
【００２３】
図１は、ヒトの心臓内の選択された領域１２で展開され、使用準備が整っているシステム１０を示している。図１は、心臓の左心室に展開されたシステム１０を一般的に示している。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。また、図１に示されている心臓は、解剖学上正確でないことを記する必要がある。図１は、本発明の特徴を示すために心臓を概略的に表示している。
【００２４】
システム１０は、マッピング・プローブ１４及びアブレーション・プローブ１６を具備している。図１では、各プローブは別々に、適切な経皮的侵入経路から静脈又は動脈（通常は大腿静脈又は大腿動脈）を通じ、選択された心臓領域１２に誘導されている。このようにする代わりに、マッピング・プローブ１４及びアブレーション・プローブ１６は、心臓領域１２内に同時に誘導し、展開する目的で、統合された構造体を形成することができる。
【００２５】
プローブ１４及び１６の展開及び構造の詳細は、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、”Systems and Methods Using Guide Sheaths for Introducing, Deploying, and Stabilizing Cardiac Mapping and Ablation Probes ”（心臓のマッピング・プローブ及びアブレーション・プローブを誘導、展開、固定するためのガイド・シースを使用したシステム及び方法）で述べられている。
【００２６】
Ｉ．マッピング・プローブ
マッピング・プローブ１４は、可撓性のカテーテル本体１８を具備している。カテーテル本体１８の遠位端は、３次元の複数電極構造体２０を把持している。図示されている実施例では、構造体２０は開いた内部空間２２を形成するバスケット形状になっている（図２参照）。また、その他の３次元構造体を使用することもできる。
【００２７】
図２が示すように、図示されているバスケット構造体２０は、ベース・メンバ２６及びエンド・キャップ２８を含んでいる。通常可撓性のスプライン３０は、ベース・メンバ２６及びエンド・キャップ２８の間で円周に沿って間隔を開けて延長している。
【００２８】
スプライン３０は、ニチノール合金やけい素ゴムのような弾性のある不活性の材料でできていることが望ましい。スプライン３０は、ベース・メンバ２６及びエンド・キャップ２８の間に、弾力のある、張られた状態で接続しており、湾曲し、接触する心臓組織表面の輪郭に沿うようになっている。図示されている実施例では（図２参照）、８本のスプライン３０がバスケット構造体２０を形成している。これより多い、又は少ないスプライン３０を使用することもできる。
【００２９】
スプライン３０は、電極２４のアレイを把持している。図示されている実施例では、各スプライン３０は８つの電極２４を把持している。もちろん、これより多い、又は少ない電極２４を使用することもできる。
【００３０】
スライド式シース１９は、カテーテル本体１８の軸に沿って移動できる（図２の矢印参照）。シース１９を前方に移動すると、シースがバスケット構造体２０を覆い、心臓領域１２に誘導できるようにバスケット構造体２０をまとまった、断面の小さくなった状態に、縮小する。シース１９を後方に移動すると、バスケット構造体２０が解放され、バスケット構造体２０は広がって図２に示される張った状態になる。
【００３１】
このバスケット構造体の詳細は、１９９４年３月４日に出願された係属中の米国特許出願、第08/206,414号、”Multiple Electrode Support Structures”（複数電極支持体）で述べられている。
【００３２】
電極２４は、処理システム３２に電気的に結合している（図１参照）。信号ワイヤ（図示省略）は、各電極２４に電気的に結合している。ワイヤはプローブ１４の本体１８を通ってハンドル２１に延長しており、ハンドル２１で外部の多端子コネクタ２３に結合している。コネクタ２３は、電気的に電極を処理システム３２（そして後に詳細が述べられるが、処理要素４８にも）結合している。
【００３３】
電極２４は、心臓組織の電気的活動を感知する。感知された活動は、処理システム３２により処理され、アブレーションを行うことが適切な心臓内の１つ又は複数の場所を識別する上で医師を援助する。
【００３４】
このプロセスは、マッピングと呼ばれ、医師の選択に応じて様々な方法で行うことができる。
【００３５】
例えば、医師は処理システム３２を調整して心臓組織による電流の流れを複数回に渡り連続して計測し、組織の抵抗率の値を取得することができる。適切なアブレーション場所を識別するための組織抵抗率値の処理は、１９９４年１月２８日に出願された同時係属中の米国特許出願、第08/197,236号、”Systems and Methods for Matching Electrical Characteristics and Propagation Velocities in Cardiac Tissue to Locate Potential Ablation Sites”（心臓組織の電気的特徴及び伝播速度を照合し、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システム及び方法）で公開されている。
【００３６】
このようにする代わりに、又は組織抵抗率の測定と連係して、医師は処理システム３２を調整し、従来の方法でエレクトログラムを取得し、処理することができる。処理システム３２は、エレクトログラム情報を処理し、心筋層の電気インパルスの伝導をマッピングすることができる。
【００３７】
いずれの場合にしても、処理システム３２は感知した情報を処理し、プローブ１６を使用したアブレーションが適切な場所を識別する。
【００３８】
ＩＩ．アブレーション・プローブ
アブレーション・プローブ１６（図３参照）は、１つ又は複数のアブレーション電極３６を把持する可撓性のカテーテル本体３４を具備している。図示の目的で、図３はカテーテル本体３４の遠位端に把持されているアブレーション電極３６を１つのみ示している。もちろん、複数のアブレーション電極を使用するその他の構成も可能で、これに関しては、１９９４年８月８日に出願された係属中の合衆国特許出願、第08/287,310号、”Systems and Methods for Ablating Heart Tissue Using Multiple Electrode Elements”（複数電極要素を使用して心臓組織をアブレーションするためのシステム及び方法）で述べられている。
【００３９】
ハンドル３８は、カテーテル本体３４の近位端に付属している。ハンドル３８及びカテーテル本体３４は、カテーテル本体３４そのものを図３の矢印が示すように長さ方向に選択的に曲げる又は撓ませるためのステアリング機構４０を把持している。
【００４０】
ステアリング機構４０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では（図４参照）、ステアリング機構４０は外部のステアリング・レバー４３（図３参照）と共に回転カム・ホイール４２を具備している。図４が示すように、カム・ホイール４２は、左右の近位端に、４４Ｒ及び４４Ｌとして示されているステアリング・ワイヤを保持している。ワイヤ４４Ｒ及び４４Ｌは、カテーテル本体３４を通じて本体３４の遠位端にある弾性の可曲性のワイヤすなわちバネ（図示省略）の左右両側に接続している。
【００４１】
ステアリング・レバーを移動することにより、本体３４の遠位端が曲がり、電極３６が心臓の組織に沿って密接に接触するようになる。
【００４２】
このステアリング機構の詳細は、米国特許、第5,254,088号で示されており、これはこの出願書で参考として取り入れられている。
【００４３】
アブレーション電極３６に電気的に接続しているワイヤ（図示省略）は、カテーテル本体３４を通じてハンドル３８に延長しており、ハンドル３８で外部のコネクタ４５に電気的に結合してしいる。コネクタ４５は、電極３６をアブレーション・エネルギーの生成器４６に（そして更に、後に詳細が記述されるが、処理要素４８にも）（図１参照）結合する。アブレーションに使用するエネルギーは、様々な種類のものを使用できる。通常は、生成器４６は電磁高周波エネルギーを供給し、これは電極３６により組織に放射される。
【００４４】
使用において、医師は、マッピング・プローブ１４が識別したアブレーション場所の心臓組織に接触するようにアブレーション電極３６を配置する。アブレーション電極は、アブレーション・エネルギーを放射して接触している組織を加熱し、熱で破壊する。
【００４５】
ＩＩＩ．アブレーション・プローブ誘導システム
図１が示すように、システム１０はマッピング・プローブ１４及びアブレーション・プローブ１６に電気的に結合している処理要素４８を具備している。要素４８は、バスケット構造体２０が形成した空間２２内のアブレーション・プローブ１６の、電極２４の位置に相対した位置情報を収集し、処理する。処理要素は、アブレーション電極３６を、識別されたアブレーション位置の組織と接触させる際に医師を援助する位置識別のための出力を提供する。
【００４６】
図示されている望ましい実施例では、要素４８は出力表示装置５０（例えば、ＣＲＴディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、又はプリンタ）を具備している。装置５０は、医師がアブレーション電極３６をバスケット構造体２０内に遠隔誘導するのに最も有効であるようリアルタイム方式で位置識別のための出力を提示することが望ましい。
【００４７】
処理要素４８は、様々な方法で位置に関する情報を処理し、提供することができる。要素４８の代表的な操作モードは、以下で説明される。
【００４８】
Ａ．電圧位相／振幅モード
図５は、４８（１）として示されている処理要素の１つの望ましい具体例を示している。この具体例では、要素４８（１）はバスケット構造体２０の内部空間２２内に電界を生成する。要素４８（１）は、電位の位相及び振幅を感知し、アブレーション電極３６の位置に関する出力を提供する。
【００４９】
図６／７／８／９及び図１０が示すように、要素４８（１）は位置に関する出力を、ｉ指数、ｊ指数、及びｋ指数を持つ３次元の離散座標系で表現する。ｉ、ｊ、及びｋの指数は、バスケット構造体２０が境界を形成する３次元の離散空間２２内のアブレーション電極３６の位置を示す。
【００５０】
ｉ指数は、図６でＥ１からＥ８として示されている、横方向に隣接する電極２４のセット間の空間の横方向セクタを示す。図示されている実施例では（図６参照）、ｉ指数は７つの横方向セクタ（ｉ＝１からｉ＝７）の１つを示す。指数ｉ＝１は、一番上の電極２４（Ｅ１）のセットとその隣の電極２４（Ｅ２）のセットとの間のセクタを示す。指数ｉ＝２は、上から２番目と３番目の電極２４のセットの間（すなわちＥ２とＥ３の間）のセクタを示す。以下同様で、指数ｉ＝７は、２つの一番下の電極２４のセットの間（すなわちＥ７とＥ８の間）のセクタを示す。
【００５１】
電極のセット、Ｅ１からＥ８までの間の縦の空間、つまり、各ｉ指数セクタの縦の範囲は、所望する正確さの度合いによって物理的に増加又は減少できる。また、隣接する電極のセットの間の間隔は、より高い解像度を得るために更に電子的に区分けすることができる。この実施例は、符号付きの正規化電圧振幅に基づいた参照テーブルを使用して、隣接するセット間の空間内の位置を決定する。
【００５２】
図７及び図８が示すように、ｊ指数は、図７でＳ１からＳ８として示されている、空間内の弧状のセクタを示し、各セクタはスプライン３０により対称的に２等分されている。これらのセクタはバスケット構造体２４の中心軸５４から放射状に延長しており、各セクタは中心軸５４から２π／ｎの角度で広がっている。ここで、ｎはスプラインの数である。
【００５３】
図示されている実施例では、ｊ指数は８つの弧状のセクタ（ｊ＝１からｊ＝８）の１つを示している。指数ｊ＝１は、スプラインＳ１で対称的に２等分されたセクタを示す。指数ｊ＝２は、スプラインＳ２で対称的に２等分された、円周上の次のセクタを示す。以下同様で、指数ｊ＝８は、スプラインＳ８で対称的に２等分されたセクタを示す。
【００５４】
スプラインの物理的数及び円周に沿った間隔が、広がり角度、つまり各ｊ指数のセクタの大きさを決定することになる。これらは、所望の解像度によって電子的に増加又は減少できる。例えば、広がり角は、どれが次に近いスプラインであるかを決定することにより半分にできる。
【００５５】
図９が示すように、指数ｉ及びｊに割り当てられた値は任意の球状のセクタ（ｊ指数で示される）と任意の横方向セクタ（ｉ指数で示される）の交差する空間内に含まれる、バスケット構造体２０内の複数のパイ型領域５２のうちの１つを示す。領域５２の寸法は、電極２４間の横方向及び円周方向の間隔によって異なる。
【００５６】
ｋ指数は、更に領域５２内の複数の区画５６の１つの範囲を定める。ｋ指数は、バスケット構造体２０の中心軸５４から半径方向に向かう距離で区画５６を位置付ける。区画５６は、ｋ指数で定められた距離だけ中心軸５４から半径方向に離れた位置の領域５２内の弧に沿って形成される。
【００５７】
任意のｉ、ｊ、及びｋの指数のセットがまとまって、領域５２（ｉ指数及びｊ指数）のうちの１つにある区画５６（ｋ指数）の１つに沿った空間内にアブレーション電極３６を配置する。
【００５８】
図５に戻ると、要素４８（１）は、発振器５８を具備している。制御バス６２により発振器５８に結合しているホスト・プロセッサ６０は、発振器５８を調整して規定の振幅及び周波数で交流波形を生成する。
【００５９】
発振器５８の出力の電流振幅は、０．１mAmpから約５mAmp間での間で選択できる。周波数もまた、約５kHzから約１００kHzの間で選択できる。約５mAmpよりもかなり大きい電流及び５kHzよりもかなり小さい周波数は、細動を引き起こす危険性があるため、避けるべきである。
【００６０】
波形の形もまた、様々に変化できる。図示されている望ましい実施例では、波形は正弦波である。しかし、矩形波形又はパルスを使用することもできる。但し、この場合、静電結合が行われていると、調波に遭遇する場合がある。
【００６１】
さらに、波形は連続している必要はない。発振器５８は律動的な波形を生成することができる。
【００６２】
アドレス・バス６４は、ホスト・プロセッサ６０を第１の電子切替要素６６に結合し、この電子切替要素６６はまた、各電極２４に結合している。ホスト・プロセッサ６０は、第１の切替要素６６を調整して規定の方法で１つ又は複数の電極２４に並列で発振器５８の交流出力を送る。
【００６３】
要素４８（１）はまた、データ獲得システム６８を具備している。システム６８は、差動増幅器７０を具備している。アブレーション電極３６は、増幅器７０の非反転入力に結合している。
【００６４】
第２の電子切替要素７２は、各電極２４に独立して結合している。ホスト・プロセッサ６０は、第２のアドレス・バス７４を介して第２の切替要素７２を調整し、アレイ上の１つの選択された電極２４を増幅器７０の反転入力に結合する。
【００６５】
この配置において、差動増幅器７０は、アブレーション電極３６の電位を、切替要素７２によってその時増幅器７０に結合している電極２４の電位と相対させて読み取る。増幅器７０の出力は、交流電圧信号である。
【００６６】
データ獲得システム６８はまた、同期整流器７６及びピーク検出器７８を具備している。整流器７６は、増幅器７０の交流信号電圧出力を受け取り、その位相を発振器５８の出力の位相と相対させて感知する。検出器７８は、増幅器７０の交流電圧信号出力のピーク振幅を検出する。別の具体例では、整流器７６及び検出器７８は、同期位相検出器、又は位相及び振幅（ＲＭＳ値、ピーク値、平均整流値、又はその他の値としての）を検出するあらゆるその他の要素の形式を取ることができる。
【００６７】
検出器７８の出力は、増幅器７０の交流出力のピーク振幅に対応する値、及び交流電圧出力が発振器５８と同調しているか（＋）、又は発振器５８と同調していないか（−）を示す符号（＋又は−）を持つアナログ信号である。
【００６８】
データ獲得システム６８は、標本及び保持要素８０によりその時増幅器７０に結合している電極２４に関連させてこのアナログ信号を記録する。アナログ−デジタル変換器８２は、アナログ信号をホスト・プロセッサ６０が処理できるデジタル信号に変換する。連係している制御バス５４は、標本及び保持要素８０、変換器８２、及び差動増幅器７０を、機能の調整及び制御を行うホスト・プロセッサ６０に結合する。例えば、ホスト・プロセッサ６０は、標本及び保持要素８０のサンプリング率、変換器８２の入力範囲、及び増幅器７０の増幅を設定することができる。
【００６９】
（ｉ）ｉ指数の決定
アブレーション要素３６のｉ指数を決定する際（図１１参照）、ホスト・プロセッサ６０は、第１の切替要素６６を調整して一番下の電極のセットＥ８を発振器５８の絶縁アース８６に接続する。絶縁アース８６はまた、患者が身に付けるパッチ電極に接続している。
【００７０】
図１１が示すように、ホスト・プロセッサ６０はまた、第１の切替要素６６を調整して発振器５８からの交流電流を一番上の電極のセットＥ１の全ての電極２４に並列で送る。交流電流は、ほとんどが心室内の血液プールを通って流れる。
【００７１】
ホスト・プロセッサ６０はまた、第２の切替要素７２を調整して第２のセットＥ２にある１つの選択された電極２４を差動増幅器７０の反転入力に結合する。増幅器７０は、セットＥ２中の選択された電極２４が計測した電位をアブレーション電極３６が計測した電位から差し引く。その差の電位に増幅器７０のゲインを掛け合わせたものが、整流器７６への入力になる。
【００７２】
整流器７６は、検出器７８がピーク電圧を感知する間、整流器７６の入力電圧の位相と発振器５８の位相との同期を感知する。この符号付きアナログ値は、標本及び保持要素８０に渡され、変換器８２によりデジタル形式に変換され、電極セットＥ２の電極と関連してホスト・プロセッサ６０に記録される。
【００７３】
ホスト・プロセッサ６０は、次に第２の切替要素７２を調整して次の電極セットＥ３の電極２４のうちの選択された１つを増幅器７０の反転入力に結合し、セットＥ３のこの電極２４の出力電圧信号を取得する。ホスト・プロセッサ６０は、セットＥ２に対する出力電圧信号と同じ方法でセットＥ３の信号を処理する。プロセッサ６０は、同様に全ての残りの電極セット、Ｅ４、Ｅ５、Ｅ６、及びＥ７を続けて処理し、各セットに対する出力電圧信号を取得し、処理する。プロセッサ６０は、各電極セットに対する、デジタル値に変換されたピーク電圧及び位相の同期を記録する。
【００７４】
図１１に示される配置では、血液プールの電気的なキャパシタンス及びインダクタンスは最小限になる。従って、増幅器７０の出力電圧信号の位相と発振器５８の位相の同期は、アブレーション電極３６が増幅器７０の反転入力にその時結合している電極２４のセットより縦方向に上又は下に位置するかによって変化する。
【００７５】
電極のセットがアブレーション電極３６の位置より縦方向に上に位置する場合（図１１が示す電極のセットＥ１からＥ３）、増幅器７０の出力電圧信号は発振器５８の位相とは同調しなくなる（すなわち、標本及び保持要素８０が受け取るアナログ信号はマイナス（−）の符号になる）。これは、増幅器７０の非反転入力で感知されたアブレーション電極３６の電位（発振器の出力が正の位相である間）が増幅器の反転入力において感知された、縦方向においてより高い電極のセットでの電位よりもさらに負になるためである。アブレーション電極３６の電位がこれらの条件の下でより負になっている限り、増幅器７０の出力電圧信号は負になり、位相状態が同調していないことを示す。
【００７６】
電極のセットがアブレーション電極３６の位置より縦方向に下に位置する場合（図１１が示すセットＥ４からＥ８）、増幅器７０の出力電圧信号は発振器５８の位相と同調する。これは、増幅器７０の非反転入力で感知されたアブレーション電極３６の電位（発振器の出力が正の位相である間）が増幅器７０の反転入力において感知された、より低い電極のセットにおける電位よりもさらに正になるためである。アブレーション電極３６の電位がこれらの条件の下で、より正になっている限り、増幅器７０の出力電圧信号は正になり、位相状態が同調していることを示す。
【００７７】
ホスト・プロセッサ６０は、ピーク検出器７８の出力がどこで符号を（−）から（＋）に、又はその反対に切り替えるかを決定する。図１１では、この切り替えは、電極面Ｅ３及びＥ４の間で発生する。この切替点は、アブレーション電極３６のｉ指数をｉ＝３に固定するが、これはアブレーション電極３６が位置している横方向のセクタである。
【００７８】
（ｉｉ）ｊ指数の決定
要素４８（１）のホスト・プロセッサ６０は、増幅又は位相を感知することによりｊ指数を決定することができる。
【００７９】
（ａ）差動振幅の感知
振幅を感知することによってアブレーション要素３６のｊ指数を決定することにおいて（図１２参照）、ホスト・プロセッサ６０は第１の切替要素６６を調整して発振器５８から１つの選択されたスプライン（Ｓ１）上の全ての電極への交流電流を、直径上に向かい合って位置するスプライン（Ｓ５）の全ての電極に送るようにする。これらのスプライン（Ｓ５）の電極は、切替要素６６により絶縁されている患者のアース８６に結合している。交流電流は、従ってスプラインＳ１から心室内の血液プールを通って反対側のスプラインＳ５に横方向に流れる。
【００８０】
ホスト・プロセッサ６０は、アブレーション電極３６が増幅器７０の非反転入力に結合している間に、第２の切替要素７２を調整して反対側のスプラインＳ５にある全ての電極２４を差動増幅器７０の反転入力に結合する。増幅器は反対側のスプラインＳ５にある電極で計測された電位をアブレーション電極３６で計測された電位から差し引く。その差の電位と増幅器７０のゲインを掛け合わせたものが整流器７６への入力になる。
【００８１】
検出器７８は、信号のピーク電圧を検出する。ピーク検出器７８の出力は、標本及び保持要素８０に渡され、変換器８２によりデジタル形式に変換される。このデジタル形式に変換されたピーク電圧は、その時増幅器７０に結合しているスプラインＳ５と関連させてホスト・プロセッサ６０に記録される。
【００８２】
ホスト・プロセッサは、その時増幅器７０に結合しているスプラインに関連させて、感知されたピーク電圧を記録する間、第１及び第２の切替要素６６及び７２を調整し、上記と同じ方法で向かい合っているペアのスプラインを発振器５８と増幅器７０の反転入力の間で順番に連続して結合させる。例えば、スプラインのペアは、（Ｓ２，Ｓ６）、（Ｓ３，Ｓ７）、（Ｓ４，Ｓ８）、（Ｓ５，Ｓ１）、（Ｓ６，Ｓ２）、（Ｓ７，Ｓ３）、及び（Ｓ８，Ｓ４）になる。
【００８３】
感知されたピーク電圧のうち最大のものが、アブレーション電極に最も近いスプラインを識別する。ｊ指数は、そのスプラインが２分しているセクタである。
【００８４】
図１２では、ｊ指数はｊ＝４を示しており、スプラインＳ４が２分しているセクタ内のアブレーション電極３６を識別している（図９も参照）。
【００８５】
（ｂ）差動位相の感知
このようにする代わりに、ｊ指数はｉ指数の取得と同じような方法で、差動位相の推移を感知することにより取得できる。
【００８６】
差動振幅の感知と同じように、ホスト・プロセッサ６０は第１の切替要素６６を調整し、発振器５８からの交流電流を１つの選択されたスプライン（例えば、Ｓ１）に沿った全ての電極２４から、直径上で向かい合って位置するスプライン（例えば、Ｓ５）に沿った全ての電極２４に送る。反対側のスプラインに沿った電極は、絶縁されている患者のアース８６に結合している。
【００８７】
ホスト・プロセッサ６０は、アブレーション電極を非反転入力に結合している間、第２の切替要素７２を調整して連続的に残りのスプライン（例えば、Ｓ２からＳ４及びＳ６からＳ８）上の電極を差動増幅器７０の反転入力に順番に結合する。増幅器は、反転入力に結合している電極２４が計測した電位を、アブレーション電極３６が計測した電位から差し引く。差動電位に増幅器７０のゲインを掛け合わせたものが整流器７６への入力になる。
【００８８】
検出器７８は、ピーク電圧を感知し、整流器７６は、発振器５８の位相と電圧信号の位相の同期を感知する。ホスト・プロセッサ６０は、ピーク電圧及びこの同期を、選択された電極のｉ指数及び選択された電極を把持するスプラインに関連させて記録する。
【００８９】
増幅器７０の出力電圧信号の位相と発振器５８の位相の同期は、アブレーション電極３６が増幅器７０の反転入力に結合している選択された電極２４に対して横方向に左又は右に位置するかによって変化する。ピーク振幅は、選択された電極２４からアブレーション電極３６までの距離に応じて変化する。
【００９０】
電極２４がアブレーション電極３６の位置に対して横方向に左に位置する場合は、増幅器７０の出力電圧信号は発振器５８の位相と同調しない。これは、増幅器７０の非反転入力で感知されたアブレーション電極３６の電位が、増幅器７０の反転入力で感知された（発振器出力の位相が正である間）、アブレーション電極３６に対して横方向に左にある電極２４での電位より負になるためである。アブレーション電極３６の電位がこれらの条件の下でより負になっている限り、ピーク検出器７８の出力電圧信号は負になり、位相状態が同調していないことを示す。
【００９１】
同様に、電極２４がアブレーション電極３６の位置に対して横方向に右に位置する場合は、増幅器７０の出力電圧信号は発振器５８の位相と同調する。これは、増幅器７０の非反転入力で感知されたアブレーション電極３６の電位が、増幅器７０の反転入力で感知された（発振器出力の位相が正である間）、アブレーション電極３６に対して横方向に右にある電極２４での電位より正になるためである。アブレーション電極３６の電位がこれらの条件の下でより正になっている限り、ピーク検出器７８の出力電圧信号は正になり、位相状態が同調していることを示す。
【００９２】
電圧信号の符号の（−）から（＋）、又はその反対への変化を分析することにより、ホスト・プロセッサ６０は、アブレーション電極に対して電極２４の位置を左又は右にするかを決定する。より大きなピーク電圧振幅が最も近いスプラインを識別し、それによりｊ指数が決定される。
【００９３】
（ｉｉｉ）ｋ指数の決定
図９が示すように、得られたｉ指数（ｉ＝３）及び得られたｊ指数（ｊ＝４）は、バスケット構造体２０内の１つのパイ型の領域５２を指し示す。この領域は、スプラインＳ４で２分され、電極２４のセットＥ３とセットＥ４の間に位置し、「領域電極」と呼ばれる。
【００９４】
ｋ指数は更に、領域５２内のアブレーション電極３６の位置を、中心軸５４からの半径方向への距離で指し示す。図９では、異なる半径方向の距離が領域５２に広がる同等半径の弧Ａ１からＡ８に沿って輪郭で示されている。ｋ指数ｋ＝１で示される領域は、中心線５４及び弧Ａ１との間に位置する。ｋ指数ｋ≧２で示される領域は、弧Ａ（ｋ）及びＡ（ｋ−１）の間に位置する。例えば、ｋ指数ｋ＝５で示される領域は、弧Ａ５及びＡ４の間に位置する。
【００９５】
ホスト・プロセッサ６０は、ｊ指数が得られた際に記録された、デジタル変換されたピークに基づいて、ｋ指数領域を決定する。
【００９６】
検出器７８が感知したピーク電圧は、アブレーション電極３６から領域電極２４までの距離によって変化する。ピーク電圧は、アブレーション電極が領域電極２４のすぐ隣にある場合に最大になる。ピーク電圧は、アブレーション電極３６が領域電極２４から直径上で向かい合っている場所に位置する領域電極のすぐ隣にある場合（図９では、反対側のスプラインＳ８（ｊ＝８）上のセットＥ３及びセットＥ４）、最小になる。ピーク電圧は、アブレーション電極３６が中心軸５４のすぐ隣にある場合に中間の値になる。発振器５８の任意の出力電圧に対するバスケット構造体２０内のピーク電圧の変化は、経験に基づいて決定できる。この変化はまた、有限要素分析により予想することができる。
【００９７】
図示されている望ましい実施例では、ピーク電圧の変化は発振器５８の出力電圧に相関して正規化されている。正規化された電圧の範囲は、電極が領域電極に対して直径上の向かい側にある場合のゼロから、領域電極側にある場合の１．０までに渡る。中心軸５４における（これらの電極の中間地点）正規化電圧は、従って０．５になる。
【００９８】
図１０が示すように、バスケット構造体２０内の正規化された電圧の分布は同等の電圧の線（等電圧線）に沿って配置できる。図１０が更に示すように、等半径の弧Ａ１からＡ８及びｋ指数領域ｋ＝１からｋ＝８（図９の輪郭線）は、正規化された等電圧線上に重ねることができる。
【００９９】
領域（ｉ＝３、ｊ＝４）に対して図１０に示された正規化されている電圧の分布は、ｊ指数ｊ＝１からｊ＝８及びｉ指数ｉ＝１からｉ＝７で指し示される全ての領域５２に存在する。従って、図１０が示す正規化された分布パターンは、どの領域５２と関連させても配置でき、その領域内で定義される規定の等半径の弧と整合できる。
【０１００】
図１０は、正規化された分布を黒、白、及びグレーの陰で示している。実際に、具体例では、正規化された分布は色の変化で示すことが望ましい。例えば、最も高いピーク電圧の領域（スプラインＳ４上の電極のセットＥ３及びＥ４の位置するところ）は赤で示す。この赤は次に隣接する領域では黄色に変化し、次にディスプレイの中心に向かって色は明るい緑色から濃い緑色へと変化していく。更に中心から直径上で向かい合って位置する電極に向かって（すなわち、スプラインＳ８上の電極のセットＥ３及びＥ４に向かって）緑色は明るい青色から濃い青色へと変化する。最低のピーク電圧の領域（スプラインＳ８上の電圧のセットＥ３及びＥ４に隣接するところ）は、濃い青になる。
【０１０１】
バスケット構造体２０の任意の領域５２内の等半径の弧Ａ１からＡ８及び正規化された等電圧線の間の相称的な重なり（図１０が示すように）は、以下のように、「参照用」テーブル形式で表現し、正規化された感知電圧値に基づいてｋ指数を取得することができる。
【０１０２】
【表１】
0004001959.tif 000002
【０１０３】
望ましい実施例では、ホスト・プロセッサ６０は上記で示される一般的な形式での参照用テーブルを具備している。実際の操作では、ホスト・プロセッサ６０はｊ指数を決定する際にアブレーション電極が感知したピーク電圧を（絶対値で）記録する。ホスト・プロセッサ６０は、この感知されたピーク絶対値を発振器５８が提供した電圧の振幅と関連させて正規化する。ホスト・プロセッサ６０は、感知された正規化値を参照用テーブルの値と比較してｋ指数を取得する。
【０１０４】
図９は、感知された正規化値が０．６４Ｖから０．７０Ｖの間の範囲にあるものと仮定するため、参照用テーブルから得られたｋ指数はｋ＝６になる。この得られたｋ指数ｋ＝６と、得られたｉ指数ｉ＝３及びｊ指数ｊ＝４が合わさって、バスケット構造体２０が定義した空間２２内にある特定の弧状の地帯５６を指し示す領域（ｉ＝３、ｊ＝４、ｋ＝６）にあるアブレーション電極３６の位置を識別する。
【０１０５】
任意の領域に含まれる等電圧の弧Ａ（ｋ）の数は、所望する解像度の度合いにより、８より多く、又は少なくすることができる。もちろん、領域内に提供されるｋの指数の数が多くなるほど、解像度が大きくなる。
【０１０６】
上記のアブレーション電極３６の位置識別方法は、電極２４の異なるグループ間を励磁し、アブレーション電極３６で電圧を感知することに依存している。この方法のバリエーション（例えば、４倍長ポートに適用される相反定理によるもの）も同様に本発明の趣旨及び特徴を具体化することができる。
【０１０７】
（ｉｖ）ｉ、ｊ、及びｋの指数の表示
図示されている望ましい実施例では、ホスト・プロセッサ６０は上記の方法でリアルタイムで継続的にｉ、ｊ、及びｋの指数を取得する。ホスト・プロセッサ６０は、取得したｉ、ｊ、及びｋの指数をリアルタイム表示装置５０に出力し、医師が確認できるようにすることが望ましい。
【０１０８】
更に具体的には、ホスト・プロセッサ６０は、３次元座標系で感知電極２４の位置を算出する。望ましい実施例では、図６が一般的に示すような、３次元の球状座標系が使用される。ホスト・プロセッサ６０は、バスケット表面内に３次元の網目を生成する。網目が交差する地点は、ノードと呼ばれる規定の位置により定義されている。各ノードはｉ指数、ｊ指数、及びｋ指数により一意的に識別できる。
【０１０９】
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（図示されている実施例では、これらのノードは全て８のｋ指数を持っている）。ホスト・プロセッサ６０は、装置５０上に出力ディスプレイ８８を作成する（図１３のように）。ディスプレイ８８は、１つの特徴的なしるし（例えばアスタリスクなど）を使用して電極２４の位置を識別する。ディスプレイ８８はまた、その他のしるし（例えば、実線など）を使用してスプラインＳ１からＳ８に対応する電極２４の全て又は一部の縦方向のセットの間の空間を埋め、構造及び向きを更に表示する。図１３では示されていないが、ディスプレイ８８はまた、Ｅ１からＥ８（図６参照）までのセットに対応する電極２４の一部又は全ての横方向のセットの間の空間を埋めることができる。ホスト・プロセッサ６０はまた、別の特徴的なしるしを選択されたアブレーション場所に最も近い電極２４に割り当てることが望ましい（例えば、図１３が示すように、最も近い電極を示すアスタリスクを丸で囲むなど）。
【０１１０】
ホスト・プロセッサ６０はまた、更に別の特徴的なしるしを、得られたｉ、ｊ、及びｋの指数の交差によって形成された領域５６に割り当てる。図１３では、交差の境界は、３次元の長方形の形を形成する線で囲まれている。この形は、アブレーション電極３６の位置を識別する。
【０１１１】
リアルタイムで連続的にディスプレイ８８を更新することにより、処理要素４８（１）は、アブレーション電極３６をバスケット構造体２０内で目的のアブレーション領域（図１３の丸で囲まれたアスタリスク）に向けて誘導する上で医師を援助する。
【０１１２】
Ｂ．超音波時間遅滞
図１４は、４８（２）として示される代替的な処理要素の具体例を示している。この具体例では、要素４８（２）はアブレーション電極３６及び電極２４の間のバスケット構造体２０の内部空間２２内に超音波フィールドを生成する。要素４８（２）は、この超音波情報を分析して空間２２内のアブレーション電極の位置を識別する。
【０１１３】
要素４８（２）は、アブレーション電極３６上又はその近くに担持される超音波変換器９２に結合している超音波生成器９０を具備している。変換器９２は、平面波形を生成する圧電結晶の位相アレイの形式を取ることができる。このようにする代わりに、変換器９２は、単一の圧電結晶にすることができる。これは、超音波波形の正確な配置が要素４８（２）の図示されている具体例では要求されないためである。Breyerらは、米国特許第4,706,681号において、要素４８（２）に使用できる変換器９２の例を示している。
【０１１４】
要素４８（２）はまた、電極２４上又はそれに隣接して配置される小型の超音波変換器９４を具備している。変換器９４は、超音波受信器９６に結合している。  要素４８（２）はまた、ホスト・プロセッサ９８を具備している。プロセッサ９８は、変換器９２による超音波フィールドの伝播を空間２２内に誘導する。受信器９６は、各変換器９４が変換器９２により放射された超音波パルスを受け取ると、それを検出する。ホスト・プロセッサ９８は、検出された超音波パルスを分析し、各電極２４に連係している変換器９４の時間遅延を計算する。時間遅延及び血液プールの既知の音の伝播速度が得られたところで、ホスト・プロセッサ９８は、各電極２４とアブレーション電極３６との距離を算出する。
【０１１５】
ホスト・プロセッサ９８は、距離に基づいて三角測量を採用し、アブレーション電極３６の位置を３次元で配置することが望ましい。ホスト・プロセッサ９８は、継続してこの検出及び三角測量プロセスを行い、バスケット構造体空間２２内のアブレーション電極の誘導をリアルタイムで行う。
【０１１６】
プロセッサ９８はまた、図１３が示すような球状の３次元の離散座標ディスプレイ８８を生成し、表示装置５０上に処理した超音波情報を表示することが望ましい。要素４８（１）の具体例でｉ、ｊ、及びｋの指数の表示に使用したように、ディスプレイ８８は電極２４の位置、バスケット２０のその他の構造（例えば、スプライン）、及び目的のアブレーション領域を示す。要素４８（２）の三角測量プロセスは、要素４８（１）が取得するｉ、ｊ、及びｋの指数に相当するデータ・セットを提供するが、これも図１３が示す方法で表示することができる。
【０１１７】
従って、ディスプレイ８８は、処理された超音波情報をリアルタイムで図式的に表示する。これにより、医師は目的のアブレーション領域に相対するアブレーション電極３６の位置を見ながら継続的にバスケット構造体２０内の電極３６を少しずつ操作することができる。
【０１１８】
Ｃ．接触／インピーダンスの感知
要素４８（１）による電圧位相及び振幅の感知、及び要素４８（２）による超音波時間遅延の感知により、バスケット構造体空間２２内のアブレーション電極３６のおおまかな位置は、ｉ、ｊ、及びｋの指数の空間的な正確性又は超音波受診器の感度が許す限りの範囲で判断される。心臓内のアブレーションのために正確な目的位置にアブレーション電極を誘導する上で医師を援助するには、より高い正確性が要求される場合がある。
【０１１９】
要素４８（１）及び４８（２）は、更にインピーダンスを感知し、いつアブレーション電極がアブレーション場所に最も近い電極２４に非常に接近しているか（例えば、１mmから２mmの範囲）、又はその電極２４に実際に接触しているかを示すことができる。インピーダンスの感知は、電圧位相／振幅の感知又は超音波時間遅延の感知と共に行うことができるため、通常のリアルタイムでの誘導に非常に高い正確性を持たすことができ、識別された、アブレーションの必要な位置に最終的に正確にアブレーション電極３６を位置付けることができる。
【０１２０】
図１５は、位置付けの目的でインピーダンスの感知を行っている要素４８（３）を示している。要素４８（３）は、発振器１００を具備し、これは一定の、比較的小さい電流（０．１mAmpから約５mAmpまでの範囲で、約４〜５mAmpが望ましい）を選択された周波数（約５kHzから１００kHzの範囲で、約１６kHzが望ましい）で提供する。５mAmpよりはるかに大きな電流及び５kHzよりはるかに小さい周波数を使用すると、細動を引き起こす危険性が伴う。
【０１２１】
発振器１００は、アブレーション電極３６及びダミーの抵抗荷重１０２（約１．０kOhmの前後）に結合している。この抵抗荷重１０２のもう一方の端は、既に記述された、絶縁されている患者のアース８６に結合している。ダミー抵抗荷重１０２の目的は、後に詳細に渡って述べられる。発振器１００は、ゼロ直流コンポーネントを持つ電流をアブレーション電極３６に注入する。
【０１２２】
要素４８（３）は、各電極２４に電気的に結合しているマルチプレクサ（ＭＵＸ）１０４を具備している。コントローラ１０６も、アドレス／制御バス１０８を介してＭＵＸ１０４に電気的に結合している。コントローラ１０６は、ＭＵＸ１０４を操作して、各電極２４を絶縁されている患者のアース８６に連続的に切り替える。コントローラ１０６はまた、別のアドレス制御バス１１２を介して出力表示装置５０（例えば、ＣＲＴディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、又はプリンタ）に結合している。
【０１２３】
要素４８（３）はまた、比較器１１６を具備している。比較器１１６は所望の低しきい電圧ソース１１８（１．０ボルト前後の電圧を供給するもの）からの入力を受け取る。比較器１１６はまた、ＭＵＸ１０４が連続的に各電極２４を切り替える際に、アブレーション電極３６及びアース８６間の電圧降下を入力として受け取る。電圧降下は固定された利得増幅器１２０（例えば、約Ｘ２からＸ３の増幅定数を持っている）により増幅され、ピーク増幅値を比較器１１６に提示する整流器１２２により整流される。
【０１２４】
比較器１１６は、ＭＵＸ１０４が切り替えた各電極２４に対して、ソース１１８からのしきい電圧をアブレーション電極３６及びアース８６間の電圧降下と比較する。
【０１２５】
アブレーション電極３６がどの電極２４にもあまり近くない場合には、血液プールのインピーダンス（アブレーション電極３６が放射した固定電流フィールドの流れを通じて）がそれぞれの切り替えられた電極２４に対してより高い電圧降下を生成する。このより高い電圧降下は、しきい電圧ソース１１８の過剰電圧である。比較器１１６は、出力を何も生成しない。アブレーション電極３６及び電極２４の間のより高い電圧降下は、これらがインピーダンスを避ける目的でお互いに離れすぎている場合に存続する。これは、電極２４及び３６が、位相／振幅の感知又は超音波情報に基づいて位置に関する出力を生成するのに十分近くに位置する場合にも言えることである。
【０１２６】
一方で、一旦アブレーション電極３６が電極２４の１つに非常に接近すると（例えば、約１mmから２mmの前後で実験的に決定される）、血液プール経路の減少インピーダンスがソース１１８のしきい電圧と同じ又はそれより低い電圧入力を比較器１１６に対して生成する。比較器１１６は、アブレーション電極３６及び切り替えられた電極２４の間の感知された電圧降下が設定されたしきい値レベルと同じかそれより低くなると、出力を生成する。
【０１２７】
これが発生すると、コントローラ１０６は、低い電圧降下状態が生成されたところの特定の電極２４をＭＵＸ１０４から記録する。コントローラ１０６は、出力表示５０上でこのアレイ電極を識別し（例えば、点滅インジケータ及び音を出すプロンプトにより）、それによりアブレーション電極３６の位置と識別された電極２４の位置が本質的に同じであることを医師に示すことができる。
【０１２８】
ＭＵＸ１０４の短い切り替え間隔（通常１マイクロ秒以下）の間、電極２４はアース８６には接続されない。アース８６とアブレーション電極３６間のインピーダンスは、従って切り替えが発生すると高くなり、高い過渡電圧降下状態を作り出す。発振器のダミー抵抗荷重１０２は、この過渡電圧を限定し、これにより細動の発生を防いでいる。
【０１２９】
インピーダンスの感知はまた、Ｘ線透視又はその他の直接的な画像処理法と組み合わせることにより、アブレーション電極をアブレーションを行うことが適切な場所に正確に誘導することができる。
【０１３０】
Ｄ．伝導遅延の感知
図１６は、別の要素４８（４）を示しているが、これは刺激を与えるペーシング信号により発生した心臓組織の減極事象のタイミングを感知することによりバスケット構造体２０内のアブレーション電極３６の位置を識別するものである。
【０１３１】
要素４８（４）は、アブレーション電極３６に電気的に結合している供給経路を持つパルス生成器１２４を具備している。中性電極１３０は、パルス生成器１２４の戻り経路１３２に結合している。要素４８（４）はまた、データ獲得システム（ＤＡＱ）１２８を具備している。ＤＡＱ１２８は、電極２４及び（既に説明された）絶縁されている患者のアース８６に電気的に結合している。
【０１３２】
ＤＡＱ１２８は、電極２４が感知した電気活動を受け取り、エレクトログラムの形式で処理する。ホスト・コンピュータ１３４は、ＤＡＱ１２８に結合しており、エレクトログラムを処理して位置に関する出力を得る。
【０１３３】
既に記述されたように、処理システム３２（図１参照）は、エレクトログラムを使用して心臓領域をマッピングし、病巣を識別することができる。従って、要素４８（４）の具体例では、エレクトログラムに基づいて心臓領域をマッピングし、アブレーションが適切な場所を識別する同じ処理システム３２を使用して、構造体２０内のアブレーション電極３６を識別し、アブレーションを行うことができる。
【０１３４】
ホスト・コンピュータ１３４はまた、ユーザー・インターフェイス１３６と通信を行う。インターフェイス１３６は、表示装置５０（既に記述されている）を具備しており、医師が参照できるように位置に関する出力を表示する。
【０１３５】
システム４８（４）の操作において、パルス生成器１２４はアブレーション電極３６を通じてペーシング信号をアブレーション電極３６に接触している心筋層に注入する。ペーシング信号は、中性電極１３０によりパルス生成器１２４に戻される。
【０１３６】
ペーシング信号は、心筋層を局所的に刺激するのに十分な電圧又は電流をアブレーション電極３６に提供する。それでいて、ペーシング信号は、約２mmより離れた距離で心筋層を刺激するほど大きくはならない。望ましい具体例で．は、ペーシング信号は、約０．５ミリ秒のパルス幅で約３ミリアンプ（３ボルト）になっている。
【０１３７】
更に、ペーシング信号の速度は基準の心拍数より速くなっている（つまり、通常は約毎分７０鼓動より大きい）。ペーシング速度は、基準の心拍数より少なくとも２０％高くなっている（つまり、通常毎分８４鼓動より大きい）ことが望ましい。
【０１３８】
周知のように、ペーシング信号は、アブレーション電極３６の場所で生命力のある心筋組織を減極する。ペーシング信号が生成する電界の強度は、放射電極３６からの距離の二乗で減少するため、ペーシング信号は放射電極３６が生命力のある心筋層の非常に近くにあるか、又はそれに接触していない限り有効ではない。従って、要素４８（４）を効果的に使用して位置に関する出力を生成するには、医師はＸ線透視又はその他の適切な方法により、アブレーション電極３６が心筋層と電気的に接触していることを確認しなければならない。
【０１３９】
各電極２４は、ペーシング信号が生成した減極前線が電極２４に届いた折に電気的事象を感知する。ＤＡＱ１２８は、感知された電気的事象を受け取り、これはホスト・コンピュータ１３４により、ディスプレイ５０上でエレクトログラムとして表示するために処理される（図１７に、図示の目的で４つの代表的なエレクトログラムが示されている）。従来の方法において、ＤＡＱ１２８はエレクトログラムの分析を妨げるような際立ったペーシング・アーチファクトをふるいにかける、すなわち取り除くことが望ましい。
【０１４０】
エレクトログラムの表示５０（図１７）を分析し、医師はエレクトログラムのうなりを集中させるという従来の目的のために、参照時間を手動で選択する。ユーザー・インターフェイス１３６は、この目的のための入力装置１３８（例えば、マウス又はキーボード）を具備している。医師は、図１７が示すように、各エレクトログラムの活性化遅延を計算するために、参照時間に関連させてうなりを集める。活性化遅延は、ペーシング・パルス及び最も早い減極事象（図１７でｔ1、ｔ2、ｔ3、及びｔ4として示されている）との間で計測される。選択された集まりの中の全てのうなりに対し、医師は手動で各電極２４に対して最も早い減極事象を選択する。ユーザー・インターフェイス１３６は、医師が選択したものをホスト・コンピュータ１３４に伝送し、ここで、計算された活性化遅延の行列が作成される。
【０１４１】
このようにする代わりに、ホスト・コンピュータ１３４は、エレクトログラムを電子的に分析し、最も早い減極事象を検出することができる。この具体例（図示省略）は、エレクトログラムから低周波要素、特に、直流電流信号を取り除くための高域フィルタ、信号を正にするための二乗機能、及び活性化点を決定するためのしきい値技術を具備している。この具体例はまた、しきい値機能を実行する前に、ウィンドウ機能を実行することができる。
【０１４２】
活性化点が決定されたあと、ホスト・コンピュータ１３４は、各電極２４の活性化点とアブレーション電極３６が放射したペーシング・パルスの活性化時間との時間差を算出する。ペーシング信号及びその活性化点との間の時間差が最も小さい電極２４が、アブレーション電極３６に最も近い電極２４である。ペーシング・アーチファクトの振幅もまた分析し、電極２４からアブレーション電極３６までの距離を決定することができる。
【０１４３】
望ましい実施例（図１８参照）では、ホスト・コンピュータ１３４は装置５０上に表示するための活性化時間の等遅延ディスプレイ１４０を作成する。図１８が示すように、ディスプレイ１４０は、最も小さい活性化時間遅延が感知されたところの領域を示すことにより、アブレーション電極３６の位置を内在的に示す。  ディスプレイ１４０の生成にあたり、ホスト・コンピュータ１３４は球状座標系内の電極２４の位置を算出する。システムは、バスケット構造体２０上に３次元の網目を生成する。網目が交差している点は、ノードと呼ばれる。ノードの中には、バスケット構造体２０上の電極２４と重なるものがある。これらは結び目を表し、そこでは算出された活性化時間遅延の値が知られている。３次元の網目の残りのノードの算出活性化時間遅延の値は、直接的には計測されない。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に補間することができる。３次元の立体スプライン補間をこの目的に使用することができるが、他の方法も同様に使用できる。
【０１４４】
ホスト・コンピュータ１３４は、１つの色を算出した活性化時間遅延の最大値（実際に計測した値又は補間した値）に割り当て、別の色を算出した活性化時間遅延の最小値（同様に、実際に計測した値又は補間した値）に割り当てる。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、均等目盛に基づいて、計測した又は補間した中間の値に割り当てられる。
【０１４５】
ホスト・コンピュータ１３４は、３次元の網目内のノードの位置に基づいてバスケット構造体２０上に生成されたカラー・マップを描画し、ディスプレイ１４０を生成する。最小の活性化時間に割り当てられた色を持つ領域（図１８で１４２として示されている）は、アブレーション電極３６の位置を指し示している。要素４８（４）は、医師がアブレーション電極３６をバスケット構造体２０内で移動させる際に、リアルタイムで継続的にディスプレイ１４０を更新することが望ましい。継続的に更新されるディスプレイ１４０（アブレーション電極３６の移動に呼応して領域１４２の移動を示す）は、アブレーション電極３６を、アブレーションを行うために識別された場所に誘導することにおいて医師を援助する。
【０１４６】
代替的な実施例では、要素４８（４）は目的の電極２４、通常は識別されたアブレーション場所に最も近い電極２４、を通じてペーシング・パルスを放射する。要素４８（４）は、アブレーション電極３６でペーシング・パルスにより生成された電気的事象を感知する。このようにする代わりに、アブレーション電極３６を放射源とし、目的の電極２４を感知器として使用することができる。
【０１４７】
いずれの場合においても、ホスト・コンピュータ１３４は、医師がアブレーション電極３６を移動する際、ペーシング・パルス及び感知された局所的減極事象との間の時間差を継続的に算出する。アブレーション電極３６が目的の電極２４にだんだんに近づくにつれ、時間遅延はだんだんに短くなり、またその逆も成り立つ。
【０１４８】
この具体例では、ホスト・コンピュータ１３４はリアルタイムのディスプレイ１４４（図１９参照）を生成し、アブレーション電極３６を目的の電極２４に相関させて移動した結果として得られる感知された時間差の変化を示す。例えば（図１９が示すように）、ディスプレイ１４４は可変長の棒を描く。時間遅延が長くなるにつれて棒は長くなり、医師がアブレーション電極３６を目的の電極２４から遠ざけていることを示す。反対に、時間遅延が短くなるにつれて棒は短くなり、医師がアブレーション電極３６を目的の電極２４に近づけていることを示す。
【０１４９】
医師がアブレーション電極３６を移動させる際にリアルタイムで継続的に更新されるこのフィードバックは、アブレーション電極３６を、選択したアブレーション場所に位置付ける上で医師を援助する。
【０１５０】
本発明の様々な特徴は、特許請求の範囲で述べられる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、本発明の特徴を具体化するシステムで、診断又は治療のために体内の目的の組織領域に到達するためのものである。
【図２】  図２は、図１で示されたシステムと連係して使用する複数電極構造体の拡大斜視図である。
【図３】  図３は、図１で示されたシステムと連係して使用するアブレーション・プローブ及びそのステアリング機構の拡大図である。
【図４】  図４は、図１で示されたシステムと連係して使用するアブレーション・プローブ及びそのステアリング機構の拡大図である。
【図５】  図５は、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を、位相／振幅を感知することにより判断するための要素の概略図である。
【図６】  図６は、図２に示された複数電極構造体の概略側面図で、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を示すために使用するｉ指数を示している。
【図７】  図７は、図２に示された複数電極構造体の概略図で、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を示すために使用するｊ指数を示す概略側面図である。
【図８】  図８は、図２に示された複数電極構造体の概略図で、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を示すために使用するｊ指数を示す概略正面図である。
【図９】  図９は、図２に示された複数電極構造体の中間部の概略斜視図であり、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を示すために使用するｉ、ｊ、及びｋの指数を示している。
【図１０】  図１０は、図９のような、複数電極バスケット構造体の中間部にある正規化された等電圧アレイの概略図で、アブレーション電極が指数（ｉ＝３、ｊ＝４）の示す領域に位置しており、その領域内における等電圧アレイのｋ指数との関連を示している。
【図１１】  図１１は、図５に示された要素を使用している概略図で、ｉ指数を決定するためのものである。
【図１２】  図１２は、図５に示された要素を使用している概略図で、ｊ指数を決定するためのものである。
【図１３】  図１３は、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を示す代表的なリアルタイム・ディスプレイである。
【図１４】  図１４は、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を、時間遅延超音波感知により判断するための要素の概略図である。
【図１５】  図１５は、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を、インピーダンス感知により判断するための要素の概略図である。
【図１６】  図１６は、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を、心臓組織の減極事象の伝導遅延により判断するための要素の概略図である。
【図１７】  図１７は、４つのエレクトログラムの代表図で、図１６に示された要素の使用と連係して活動の時間遅延を得るためにうなりが集められている。
【図１８】  図１８は、図１６に示された要素が生成した代表的等遅延ディスプレイで、複数電極構造体内のアブレーション電極の位置を示している。
【図１９】  図１９は、図１６に示された要素を使用して得られた減極事象の伝導遅延に基づく、アブレーション電極と選択された電極との距離関係を示すための代替的ディスプレイである。
本発明は、その趣旨及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、特許請求の範囲で定義されるもので、それ以後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、従って特許請求の範囲に含まれるものとする。
【図１】
0004001959.tif 000003
【図２】
0004001959.tif 000004
【図３】
0004001959.tif 000005
【図４】
0004001959.tif 000006
【図５】
0004001959.tif 000007
【図６】
0004001959.tif 000008
【図７】
0004001959.tif 000009
【図８】
0004001959.tif 000010
【図９】
0004001959.tif 000011
【図１０】
0004001959.tif 000012
【図１１】
0004001959.tif 000013
【図１２】
0004001959.tif 000014
【図１３】
0004001959.tif 000015
【図１４】
0004001959.tif 000016
【図１５】
0004001959.tif 000017
【図１６】
0004001959.tif 000018
【図１７】
0004001959.tif 000019
【図１８】
0004001959.tif 000020
【図１９】
0004001959.tif 000021