(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
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、
基準電極と前記マッピング電極との間に接続されており、前記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、その検出信号に処理を施すことによって、前記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。
【請求項２】
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１記載のシステム。
【請求項３】
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１記載のシステム。
【請求項４】
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１記載のシステム。
【請求項５】
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１記載のシステム。
【請求項６】
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１記載のシステム。
【請求項７】
前記３つの交流電流信号の夫々が、互いに異なった夫々の周波数であることを特徴とする請求項６記載のシステム。
【請求項８】
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７記載のシステム。
【請求項９】
前記交流電流信号の夫々が、約０．１ｍＡ以下の電流レベルを有する定電流パルスであることを特徴とする請求項７または８記載のシステム。
【請求項１０】
心収縮及び患者の呼吸に起因する成分を除去するために、前記検出信号をフィルタリング処理する手段を含んでいることを特徴とする請求項１記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、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４２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４８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３２ｋＨｚ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ＰＴＣＡ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 ＝ａｘ
Ｖy ＝ｂｙ
Ｖz ＝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＝ｃｚ1
Ｖx2＝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 ＝Ｖy2−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、Ｄx2＋Ｄy2＋Ｄz2＝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、ａ2 、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、ＤＶx2＝Ｘ、ＤＶy2＝Ｙ、ＤＶz2＝Ｚとおくならば、次の簡単な式が得られる。
ＡＸ＋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４６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４０、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５０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、ＤＶx 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５１、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（Ｖｃ）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
５１、５１’、５５、５５’、５８、５８’  増幅回路
５２、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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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