JPH10137207A - 可動電極要素を複数電極構造体内で誘導するためのシステム及び方法 - Google Patents

可動電極要素を複数電極構造体内で誘導するためのシステム及び方法

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JPH10137207A
JPH10137207A JP8296970A JP29697096A JPH10137207A JP H10137207 A JPH10137207 A JP H10137207A JP 8296970 A JP8296970 A JP 8296970A JP 29697096 A JP29697096 A JP 29697096A JP H10137207 A JPH10137207 A JP H10137207A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 診断または治療の目的のため、可動電極を簡
単かつ信頼性のあるように、所望の位置に正確に誘導す
るシステム及びその方法を提案する。 【解決手段】 体内に位置する複数電極のアレイ内にあ
る可動電極を誘導するシステム及びそれに関連する方
法。当該システム及び方法は、可動電極、又はアレイ上
の複数電極のうちの少なくとも１つを使用して、電気又
は音波のエネルギーを規定の方法で生成、感知し、アレ
イ内の可動電極の位置を識別する出力を生成する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、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１
２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１
４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 Us
ingGuide Sheaths for Introducing, Deploying, and S
tabilizing 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08/2
06,414号、”Multiple Electrode Support Structure
s”（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 Meth
ods for Matching Electrical Characteristics and Pr
opagation Velocitiesin Cardiac Tissue to Locate Po
tential 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 HeartTissue Using Multipl
e 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４４
Ｒ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４
５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５
６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、０．１mA
mp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７
０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７
６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２
４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６
６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、Ｅ
４、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６
０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，Ｓ
８）、（Ｓ５，Ｓ１）、（Ｓ６，Ｓ２）、（Ｓ７，Ｓ
３）、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５
８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、Ｓ
２からＳ４及びＳ６からＳ８）上の電極を差動増幅器７
０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３
６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Ｅ
４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２
０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Ｓ
８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】
【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５
８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３
６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９
２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９
８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２
４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５
kHz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１
０８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３
６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３
６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１
３４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２
４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。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 593156474 350 Ｐｏｔｒｅｒｏ Ａｖｅｎｕｅ， Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ， Ｃａｌｉｆｏｒｎ ｉａ 94086， Ｕｎｉｔｅｄ Ｓｔａｔ ｅｓ ｏｆ Ａｍｅｒｉｃａ (72)発明者 ジェイムズ ジー． ワイン アメリカ合衆国 カリフォルニア 95070, サラトガ， ロス フェリス ロード 17930 (72)発明者 ドーリン パネスク アメリカ合衆国 カリフォルニア 94086, サニーベール， ノース フェアー オ ークス 382

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【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、 可動電極又はアレイの中の少なくとも１つの電極を有す
    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。
  2. 【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、 可動電極又はアレイの中の少なくとも１つの電極を有す
    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、 可動電極又はアレイの中の少なくとも１つの電極を有す
    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。
  3. 【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。
  4. 【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。
  5. 【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。
  6. 【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。
  7. 【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。
  8. 【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。
  9. 【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。
  10. 【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。
  11. 【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。
  12. 【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。
  13. 【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。
  14. 【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。
  15. 【請求項１５】 心臓内の組織をアブレーションする方
    法において、 心臓内の組織と接触させて複数電極のアレイを位置づ
    け、心臓組織の電気的活動を感知してアブレーションを
    行うことが適切な病巣を見つけ出すステップと、 アレイ内に可動アブレーション電極を位置づけるステッ
    プと、 アブレーション電極又はアレイ内の電極の少なくとも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
    アレイ内に位置している間に電気エネルギーを放射する
    ステップと、 アブレーション電極又はアレイの電極の少なくとも１つ
    を有する感知電極により、アブレーション電極がアレイ
    内に位置している間に放射された電気エネルギーを感知
    するステップと、 感知された電気エネルギーを処理してアブレーション電
    極の位置をアレイの複数電極と相関させて示す出力を生
    成するステップを有することを特徴とするシステム。
  16. 【請求項１６】 心臓内の組織をアブレーションする方
    法において、 （ａ）心臓内の組織と接触させて複数電極のアレイを位
    置づけ、心臓組織の電気的活動を感知してアブレーショ
    ンを行うことが適切な病巣を見つけ出すステップと、 （ｂ）アレイ内に可動アブレーション電極を位置づける
    ステップと、 （ｃ）アブレーション電極又はアレイ内の電極の少なく
    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している間に電気エネルギーを放
    射するステップと、 （ｄ）アブレーション電極又はアレイ内の電極の少なく
    とも１つを有する感知電極により、アブレーション電極
    がアレイ内に位置している間に放射された電気エネルギ
    ーを感知するステップと、 （ｅ）感知された電気エネルギーを処理してアブレーシ
    ョン電極の位置をアレイの複数電極と相関させて示す出
    力を生成するステップと （ｆ）ステップ（ｃ）、（ｄ）、及び（ｅ）を繰り返す
    間にアレイ内のアブレーション電極を移動させるステッ
    プを有することを特徴とするシステム。
  17. 【請求項１７】 心臓内の組織をアブレーションするた
    めの方法において、 心臓内の組織と接触させて複数電極のアレイを位置づ
    け、心臓組織の電気的活動を感知してアブレーションを
    行うことが適切な病巣を見つけ出すステップと、 アレイ内に可動アブレーション電極を位置づけるステッ
    プと、 アブレーション電極又はアレイ内の電極の少なくとも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
    アレイ内に位置している間に超音波エネルギーを放射す
    るステップと、 アブレーション電極が放射電極でない場合はアブレーシ
    ョン電極を有し、そうでない場合にはアレイ内の電極の
    少なくとも１つを有する感知電極により、アブレーショ
    ン電極がアレイ内に位置している間に放射された超音波
    エネルギーを感知するステップと、 感知された超音波エネルギーを処理してアブレーション
    電極の位置をアレイ内の複数電極と相関させて示す出力
    を生成するステップを有することを特徴とするシステ
    ム。
  18. 【請求項１８】 心臓内の組織をアブレーションするた
    めの方法において、 （ａ）心臓内の組織と接触させて複数電極のアレイを位
    置づけ、心臓組織の電気的活動を感知してアブレーショ
    ンを行うことが適切な病巣を見つけ出すステップと、 （ｂ）アレイ内に可動アブレーション電極を位置づける
    ステップと、 （ｃ）アブレーション電極又はアレイ内の電極の少なく
    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している間に超音波エネルギーを
    放射するステップと、 （ｄ）アブレーション電極が放射電極でない場合はアブ
    レーション電極を有し、そうでない場合にはアレイ内の
    電極の少なくとも１つを有する感知電極により、アブレ
    ーション電極がアレイ内に位置している間に放射された
    超音波エネルギーを感知するステップと、 （ｅ）感知された超音波エネルギーを処理してアブレー
    ション電極の位置をアレイ内の複数電極と相関させて示
    す出力を生成するステップと （ｆ）ステップ（ｃ）、（ｄ）、及び（ｅ）を繰り返す
    間にアレイ内のアブレーション電極を移動させるステッ
    プを有することを特徴とするシステム。
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Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007061612A (ja) * 2005-08-26 2007-03-15 Biosense Webster Inc 皮膚インピーダンスの検出
JP2015528352A (ja) * 2012-08-31 2015-09-28 アクタス メディカル インク カテーテルシステムと、心臓の診断および治療での使用を含むカテーテルシステムの医療使用方法
CN106061372A (zh) * 2014-03-07 2016-10-26 波士顿科学医学有限公司 用于标测心脏组织的医疗装置
US9913589B2 (en) 2008-01-17 2018-03-13 Christoph Scharf Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US9968268B2 (en) 2011-03-10 2018-05-15 Acutus Medical, Inc. Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US10076258B2 (en) 2013-11-01 2018-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Cardiac mapping using latency interpolation
US10201311B2 (en) 2013-02-08 2019-02-12 Acutus Medical, Inc. Expandable catheter assembly with flexible printed circuit board (PCB) electrical pathways
US10376171B2 (en) 2006-08-03 2019-08-13 Christoph Scharf Method and device for determining and presenting surface charge and dipole densities on cardiac walls
US10593234B2 (en) 2015-05-12 2020-03-17 Acutus Medical, Inc. Cardiac virtualization test tank and testing system and method
US10653318B2 (en) 2015-05-13 2020-05-19 Acutus Medical, Inc. Localization system and method useful in the acquisition and analysis of cardiac information
US10828011B2 (en) 2013-09-13 2020-11-10 Acutus Medical, Inc. Devices and methods for determination of electrical dipole densities on a cardiac surface
JP2022501112A (ja) * 2018-09-20 2022-01-06 ファラパルス，インコーポレイテッド 心内膜組織へのパルス電界アブレーションエネルギーの送達のためのシステム、装置、および方法
US11278231B2 (en) 2014-03-25 2022-03-22 Acutus Medical, Inc. Cardiac analysis user interface system and method
US11344366B2 (en) 2015-05-12 2022-05-31 Acutus Medical, Inc. Ultrasound sequencing system and method
US11399759B2 (en) 2016-05-03 2022-08-02 Acutus Medical, Inc. Cardiac mapping system with efficiency algorithm

Families Citing this family (218)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2144973C (en) * 1992-09-23 2010-02-09 Graydon Ernest Beatty Endocardial mapping system
US7189208B1 (en) * 1992-09-23 2007-03-13 Endocardial Solutions, Inc. Method for measuring heart electrophysiology
USRE41334E1 (en) 1992-09-23 2010-05-11 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Endocardial mapping system
US7930012B2 (en) * 1992-09-23 2011-04-19 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Chamber location method
US6161543A (en) 1993-02-22 2000-12-19 Epicor, Inc. Methods of epicardial ablation for creating a lesion around the pulmonary veins
IL116699A (en) * 1996-01-08 2001-09-13 Biosense Ltd Method of building a heart map
US6939309B1 (en) * 1993-09-23 2005-09-06 Endocardial Solutions, Inc. Electrophysiology mapping system
US5941251A (en) 1994-10-11 1999-08-24 Ep Technologies, Inc. Systems for locating and guiding operative elements within interior body regions
US5876336A (en) * 1994-10-11 1999-03-02 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for guiding movable electrode elements within multiple-electrode structure
US6690963B2 (en) 1995-01-24 2004-02-10 Biosense, Inc. System for determining the location and orientation of an invasive medical instrument
US6409722B1 (en) * 1998-07-07 2002-06-25 Medtronic, Inc. Apparatus and method for creating, maintaining, and controlling a virtual electrode used for the ablation of tissue
US5897553A (en) 1995-11-02 1999-04-27 Medtronic, Inc. Ball point fluid-assisted electrocautery device
NL1003024C2 (nl) * 1996-05-03 1997-11-06 Tjong Hauw Sie Prikkelgeleidingsblokkeringsinstrument.
SE9603314D0 (sv) * 1996-09-12 1996-09-12 Siemens Elema Ab Förfarande och anordning för att bestämma läget hos en kateter inuti kroppen hos en patient
US6840936B2 (en) * 1996-10-22 2005-01-11 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
US7052493B2 (en) 1996-10-22 2006-05-30 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
US20040260278A1 (en) * 1996-10-22 2004-12-23 Anderson Scott C. Apparatus and method for ablating tissue
US6805128B1 (en) 1996-10-22 2004-10-19 Epicor Medical, Inc. Apparatus and method for ablating tissue
US6311692B1 (en) 1996-10-22 2001-11-06 Epicor, Inc. Apparatus and method for diagnosis and therapy of electrophysiological disease
US6719755B2 (en) * 1996-10-22 2004-04-13 Epicor Medical, Inc. Methods and devices for ablation
AU5722198A (en) * 1996-12-20 1998-07-17 Ep Technologies Inc Unified switching system for electrophysiological stimulation and signal recording and analysis
DE69728142T2 (de) * 1997-01-03 2005-01-20 Biosense, Inc., Miami Katheter mit anpassbarer form
US5954654A (en) * 1997-01-31 1999-09-21 Acuson Corporation Steering mechanism and steering line for a catheter-mounted ultrasonic transducer
US6464645B1 (en) 1997-01-31 2002-10-15 Acuson Corporation Ultrasonic transducer assembly controller
US5938616A (en) 1997-01-31 1999-08-17 Acuson Corporation Steering mechanism and steering line for a catheter-mounted ultrasonic transducer
US5916163A (en) * 1997-03-07 1999-06-29 Ep Technologies, Inc. Graphical user interface for use with multiple electrode catheters
US6096037A (en) * 1997-07-29 2000-08-01 Medtronic, Inc. Tissue sealing electrosurgery device and methods of sealing tissue
US6490474B1 (en) * 1997-08-01 2002-12-03 Cardiac Pathways Corporation System and method for electrode localization using ultrasound
US8709007B2 (en) 1997-10-15 2014-04-29 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Devices and methods for ablating cardiac tissue
US5954649A (en) * 1997-10-20 1999-09-21 Irvine Biomedical, Inc. Catheter system having ultrasound locating capabilities
US6259941B1 (en) * 1997-10-20 2001-07-10 Irvine Biomedical, Inc. Intravascular ultrasound locating system
US6233477B1 (en) * 1997-10-20 2001-05-15 Irvine Biomedical, Inc. Catheter system having controllable ultrasound locating means
US6246899B1 (en) * 1997-10-20 2001-06-12 Irvine Biomedical, Inc. Ultrasound locating system having ablation capabilities
GB2331365B (en) * 1997-11-15 2002-03-13 Roke Manor Research Catheter tracking system
US6115626A (en) * 1998-03-26 2000-09-05 Scimed Life Systems, Inc. Systems and methods using annotated images for controlling the use of diagnostic or therapeutic instruments in instruments in interior body regions
WO1999049407A1 (en) * 1998-03-26 1999-09-30 Boston Scientific Corporation Interactive systems and methods for controlling the use of diagnostic or therapeutic instruments in interior body regions
US6106460A (en) * 1998-03-26 2000-08-22 Scimed Life Systems, Inc. Interface for controlling the display of images of diagnostic or therapeutic instruments in interior body regions and related data
US6192266B1 (en) * 1998-03-26 2001-02-20 Boston Scientific Corporation Systems and methods for controlling the use of diagnostic or therapeutic instruments in interior body regions using real and idealized images
SE9801238D0 (sv) * 1998-04-08 1998-04-08 Siemens Elema Ab Apparatus and method for locating electrically active sites within an animal
CA2327696A1 (en) 1998-04-09 1999-10-21 Boston Scientific Corporation Self-calibrating systems and methods for locating and guiding operative elements within the interior of living bodies
US7806829B2 (en) 1998-06-30 2010-10-05 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for navigating an ultrasound catheter to image a beating heart
US7670297B1 (en) 1998-06-30 2010-03-02 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Chamber mapping system
US7263397B2 (en) 1998-06-30 2007-08-28 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Method and apparatus for catheter navigation and location and mapping in the heart
US6706039B2 (en) 1998-07-07 2004-03-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for creating a bi-polar virtual electrode used for the ablation of tissue
US6537248B2 (en) 1998-07-07 2003-03-25 Medtronic, Inc. Helical needle apparatus for creating a virtual electrode used for the ablation of tissue
US8308719B2 (en) * 1998-09-21 2012-11-13 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Apparatus and method for ablating tissue
ES2227996T3 (es) * 1999-01-28 2005-04-01 Ministero Dell' Universita' E Della Ricerca Scientifica E Tecnologica Dispositivo para localizar electrodos enodcardiacos.
US6353762B1 (en) * 1999-04-30 2002-03-05 Medtronic, Inc. Techniques for selective activation of neurons in the brain, spinal cord parenchyma or peripheral nerve
US20070282324A1 (en) * 1999-07-19 2007-12-06 Matthias Vaska Apparatus and method for diagnosis and therapy of electrophysiological disease
CA2377583A1 (en) * 1999-07-19 2001-01-25 Epicor, Inc. Apparatus and method for ablating tissue
US8221402B2 (en) * 2000-01-19 2012-07-17 Medtronic, Inc. Method for guiding a medical device
US6692450B1 (en) * 2000-01-19 2004-02-17 Medtronic Xomed, Inc. Focused ultrasound ablation devices having selectively actuatable ultrasound emitting elements and methods of using the same
US6595934B1 (en) * 2000-01-19 2003-07-22 Medtronic Xomed, Inc. Methods of skin rejuvenation using high intensity focused ultrasound to form an ablated tissue area containing a plurality of lesions
US7706882B2 (en) * 2000-01-19 2010-04-27 Medtronic, Inc. Methods of using high intensity focused ultrasound to form an ablated tissue area
US8048070B2 (en) 2000-03-06 2011-11-01 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-assisted medical devices, systems and methods
WO2001082812A1 (en) * 2000-04-27 2001-11-08 Medtronic, Inc. Vibration sensitive ablation apparatus and method
US6514250B1 (en) 2000-04-27 2003-02-04 Medtronic, Inc. Suction stabilized epicardial ablation devices
WO2001082811A1 (en) * 2000-04-27 2001-11-08 Medtronic, Inc. System and method for assessing transmurality of ablation lesions
US6569160B1 (en) * 2000-07-07 2003-05-27 Biosense, Inc. System and method for detecting electrode-tissue contact
EP1174076A3 (de) * 2000-07-18 2002-10-16 BIOTRONIK Mess- und Therapiegeräte GmbH & Co Ingenieurbüro Berlin Vorrichtung zur automatischen Durchführung von diagnostischen und/oder therapeutischen Aktionen in Körperhöhlungen
US6926669B1 (en) * 2000-10-10 2005-08-09 Medtronic, Inc. Heart wall ablation/mapping catheter and method
US7740623B2 (en) 2001-01-13 2010-06-22 Medtronic, Inc. Devices and methods for interstitial injection of biologic agents into tissue
US20040138621A1 (en) 2003-01-14 2004-07-15 Jahns Scott E. Devices and methods for interstitial injection of biologic agents into tissue
WO2003001998A1 (en) * 2001-04-02 2003-01-09 University Of Lausanne Cardiac stabilizers
US6648883B2 (en) * 2001-04-26 2003-11-18 Medtronic, Inc. Ablation system and method of use
US6663627B2 (en) 2001-04-26 2003-12-16 Medtronic, Inc. Ablation system and method of use
US7959626B2 (en) 2001-04-26 2011-06-14 Medtronic, Inc. Transmural ablation systems and methods
US6807968B2 (en) * 2001-04-26 2004-10-26 Medtronic, Inc. Method and system for treatment of atrial tachyarrhythmias
US6699240B2 (en) * 2001-04-26 2004-03-02 Medtronic, Inc. Method and apparatus for tissue ablation
WO2002089901A2 (en) * 2001-05-03 2002-11-14 Quetzal Biomedical, Inc. Method and apparatus for determining spatial relation of multiple implantable electrodes
EP2275050A1 (en) 2001-09-05 2011-01-19 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-assisted medical devices, systems and methods
FR2831743B1 (fr) * 2001-10-25 2004-01-30 Cit Alcatel Systeme de routage is-is tolerant aux fautes et procede correspondant
US6993384B2 (en) * 2001-12-04 2006-01-31 Advanced Bionics Corporation Apparatus and method for determining the relative position and orientation of neurostimulation leads
US7853330B2 (en) 2001-12-04 2010-12-14 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Apparatus and method for determining the relative position and orientation of neurostimulation leads
US6656175B2 (en) * 2001-12-11 2003-12-02 Medtronic, Inc. Method and system for treatment of atrial tachyarrhythmias
US6748255B2 (en) * 2001-12-14 2004-06-08 Biosense Webster, Inc. Basket catheter with multiple location sensors
US6827715B2 (en) * 2002-01-25 2004-12-07 Medtronic, Inc. System and method of performing an electrosurgical procedure
US7967816B2 (en) * 2002-01-25 2011-06-28 Medtronic, Inc. Fluid-assisted electrosurgical instrument with shapeable electrode
US20080275439A1 (en) * 2002-01-25 2008-11-06 David Francischelli Cardiac ablation and electrical interface system and instrument
US7588581B2 (en) * 2002-03-26 2009-09-15 Medtronic, Inc. Placement of chronic micro-catheter device and method
US7294143B2 (en) * 2002-05-16 2007-11-13 Medtronic, Inc. Device and method for ablation of cardiac tissue
US7118566B2 (en) * 2002-05-16 2006-10-10 Medtronic, Inc. Device and method for needle-less interstitial injection of fluid for ablation of cardiac tissue
US7901407B2 (en) 2002-08-02 2011-03-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Media delivery device for bone structures
US7001383B2 (en) * 2002-10-21 2006-02-21 Biosense, Inc. Real-time monitoring and mapping of ablation lesion formation in the heart
US7083620B2 (en) * 2002-10-30 2006-08-01 Medtronic, Inc. Electrosurgical hemostat
US7497857B2 (en) * 2003-04-29 2009-03-03 Medtronic, Inc. Endocardial dispersive electrode for use with a monopolar RF ablation pen
US7366557B2 (en) * 2003-11-07 2008-04-29 Biosense Webster, Inc. Flower catheter
US20050154279A1 (en) * 2003-12-31 2005-07-14 Wenguang Li System and method for registering an image with a representation of a probe
US7966058B2 (en) * 2003-12-31 2011-06-21 General Electric Company System and method for registering an image with a representation of a probe
US20050154282A1 (en) * 2003-12-31 2005-07-14 Wenguang Li System and method for registering an image with a representation of a probe
US20050154286A1 (en) * 2004-01-02 2005-07-14 Neason Curtis G. System and method for receiving and displaying information pertaining to a patient
US20050154285A1 (en) * 2004-01-02 2005-07-14 Neason Curtis G. System and method for receiving and displaying information pertaining to a patient
US20050209524A1 (en) * 2004-03-10 2005-09-22 General Electric Company System and method for receiving and storing information pertaining to a patient
US20050228251A1 (en) * 2004-03-30 2005-10-13 General Electric Company System and method for displaying a three-dimensional image of an organ or structure inside the body
US20050222509A1 (en) * 2004-04-02 2005-10-06 General Electric Company Electrophysiology system and method
US20050228252A1 (en) * 2004-04-02 2005-10-13 General Electric Company Electrophysiology system and method
US8333764B2 (en) * 2004-05-12 2012-12-18 Medtronic, Inc. Device and method for determining tissue thickness and creating cardiac ablation lesions
ATE399579T1 (de) 2004-05-14 2008-07-15 Medtronic Inc System zur verwendung von hochintensivem fokussiertem ultraschall zur bildung eines ablatierten gewebebereiches
US20050261571A1 (en) * 2004-05-21 2005-11-24 Willis Nathaniel P 3-D ultrasound navigation during radio-frequency ablation
EP1750607A2 (en) * 2004-06-02 2007-02-14 Medtronic, Inc. Loop ablation apparatus and method
WO2005120376A2 (en) * 2004-06-02 2005-12-22 Medtronic, Inc. Ablation device with jaws
WO2005120374A1 (en) * 2004-06-02 2005-12-22 Medtronic, Inc. Compound bipolar ablation device and method
US20100145331A1 (en) * 2004-06-02 2010-06-10 Chrisitian Steven C Loop Ablation Apparatus and Method
ATE516762T1 (de) * 2004-06-02 2011-08-15 Medtronic Inc Ablations- und klammerinstrument
US8663245B2 (en) 2004-06-18 2014-03-04 Medtronic, Inc. Device for occlusion of a left atrial appendage
WO2006009729A2 (en) * 2004-06-18 2006-01-26 Medtronic, Inc. Methods and devices for occlusion of an atrial appendage
US8409219B2 (en) * 2004-06-18 2013-04-02 Medtronic, Inc. Method and system for placement of electrical lead inside heart
US8926635B2 (en) * 2004-06-18 2015-01-06 Medtronic, Inc. Methods and devices for occlusion of an atrial appendage
US10362959B2 (en) 2005-12-06 2019-07-30 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for assessing the proximity of an electrode to tissue in a body
US8406866B2 (en) 2005-12-06 2013-03-26 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for assessing coupling between an electrode and tissue
US9492226B2 (en) 2005-12-06 2016-11-15 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Graphical user interface for real-time RF lesion depth display
US8998890B2 (en) 2005-12-06 2015-04-07 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Assessment of electrode coupling for tissue ablation
US20090177111A1 (en) * 2006-12-06 2009-07-09 Miller Stephan P System and method for displaying contact between a catheter and tissue
US8603084B2 (en) 2005-12-06 2013-12-10 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for assessing the formation of a lesion in tissue
US9254163B2 (en) 2005-12-06 2016-02-09 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Assessment of electrode coupling for tissue ablation
US8403925B2 (en) 2006-12-06 2013-03-26 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for assessing lesions in tissue
JP5312948B2 (ja) 2005-12-06 2013-10-09 セント・ジュード・メディカル・エイトリアル・フィブリレーション・ディヴィジョン・インコーポレーテッド 電気解剖学的マッピングおよびナビゲーションシステムにおいてカテーテル電極・組織接触を表示する方法
US20080039746A1 (en) * 2006-05-25 2008-02-14 Medtronic, Inc. Methods of using high intensity focused ultrasound to form an ablated tissue area containing a plurality of lesions
US7729752B2 (en) 2006-06-13 2010-06-01 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including resolution map
US7515954B2 (en) 2006-06-13 2009-04-07 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including moving catheter and multi-beat integration
US7505810B2 (en) 2006-06-13 2009-03-17 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including preprocessing
US7678109B2 (en) * 2006-06-23 2010-03-16 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Ablation device and method comprising movable ablation elements
US20080190438A1 (en) 2007-02-08 2008-08-14 Doron Harlev Impedance registration and catheter tracking
US9314298B2 (en) * 2007-04-17 2016-04-19 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Divisions, Inc. Vacuum-stabilized ablation system
US8277381B2 (en) 2007-12-21 2012-10-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Low profile intravascular ultrasound catheter
EP2227174B1 (en) 2007-12-28 2019-05-01 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-assisted electrosurgical device
US9204927B2 (en) 2009-05-13 2015-12-08 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. System and method for presenting information representative of lesion formation in tissue during an ablation procedure
US8103327B2 (en) 2007-12-28 2012-01-24 Rhythmia Medical, Inc. Cardiac mapping catheter
US8290578B2 (en) 2007-12-28 2012-10-16 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Method and apparatus for complex impedance compensation
US8538509B2 (en) * 2008-04-02 2013-09-17 Rhythmia Medical, Inc. Intracardiac tracking system
US8821488B2 (en) * 2008-05-13 2014-09-02 Medtronic, Inc. Tissue lesion evaluation
US8167876B2 (en) 2008-10-27 2012-05-01 Rhythmia Medical, Inc. Tracking system using field mapping
US9254168B2 (en) * 2009-02-02 2016-02-09 Medtronic Advanced Energy Llc Electro-thermotherapy of tissue using penetrating microelectrode array
EP2395934B1 (en) 2009-02-11 2019-04-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Insulated ablation catheter devices
US8632533B2 (en) * 2009-02-23 2014-01-21 Medtronic Advanced Energy Llc Fluid-assisted electrosurgical device
US9398862B2 (en) 2009-04-23 2016-07-26 Rhythmia Medical, Inc. Multi-electrode mapping system
US8103338B2 (en) 2009-05-08 2012-01-24 Rhythmia Medical, Inc. Impedance based anatomy generation
US8571647B2 (en) 2009-05-08 2013-10-29 Rhythmia Medical, Inc. Impedance based anatomy generation
US9439735B2 (en) * 2009-06-08 2016-09-13 MRI Interventions, Inc. MRI-guided interventional systems that can track and generate dynamic visualizations of flexible intrabody devices in near real time
EP2442718B1 (en) 2009-06-16 2018-04-25 MRI Interventions, Inc. Mri-guided devices and mri-guided interventional systems that can track and generate dynamic visualizations of the devices in near real time
US8414579B2 (en) 2009-06-30 2013-04-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Map and ablate open irrigated hybrid catheter
JP2013503723A (ja) 2009-09-08 2013-02-04 サリエント・サージカル・テクノロジーズ・インコーポレーテッド 電気手術デバイスのためのカートリッジアセンブリ、電気手術ユニット、およびそれらの使用方法
US9592090B2 (en) 2010-03-11 2017-03-14 Medtronic Advanced Energy Llc Bipolar electrosurgical cutter with position insensitive return electrode contact
US8694074B2 (en) 2010-05-11 2014-04-08 Rhythmia Medical, Inc. Electrode displacement determination
US20110295249A1 (en) * 2010-05-28 2011-12-01 Salient Surgical Technologies, Inc. Fluid-Assisted Electrosurgical Devices, and Methods of Manufacture Thereof
US9138289B2 (en) 2010-06-28 2015-09-22 Medtronic Advanced Energy Llc Electrode sheath for electrosurgical device
US8906012B2 (en) 2010-06-30 2014-12-09 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical devices with wire electrode
US8920417B2 (en) 2010-06-30 2014-12-30 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical devices and methods of use thereof
US9023040B2 (en) 2010-10-26 2015-05-05 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical cutting devices
US9002442B2 (en) 2011-01-13 2015-04-07 Rhythmia Medical, Inc. Beat alignment and selection for cardiac mapping
US9277872B2 (en) 2011-01-13 2016-03-08 Rhythmia Medical, Inc. Electroanatomical mapping
US9427281B2 (en) 2011-03-11 2016-08-30 Medtronic Advanced Energy Llc Bronchoscope-compatible catheter provided with electrosurgical device
WO2013040201A2 (en) 2011-09-14 2013-03-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation device with multiple ablation modes
AU2012308464B2 (en) 2011-09-14 2016-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation device with ionically conductive balloon
US9750565B2 (en) 2011-09-30 2017-09-05 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical balloons
US8870864B2 (en) 2011-10-28 2014-10-28 Medtronic Advanced Energy Llc Single instrument electrosurgery apparatus and its method of use
US8876817B2 (en) 2012-01-10 2014-11-04 Boston Scientific Scimed Inc. Electrophysiology system and methods
EP2809253B8 (en) 2012-01-31 2016-09-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation probe with fluid-based acoustic coupling for ultrasonic tissue imaging
US9314299B2 (en) 2012-03-21 2016-04-19 Biosense Webster (Israel) Ltd. Flower catheter for mapping and ablating veinous and other tubular locations
EP2882336B1 (en) 2012-08-09 2019-06-26 University of Iowa Research Foundation Catheter systems for puncturing through a tissue structure
US9370329B2 (en) 2012-09-18 2016-06-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Map and ablate closed-loop cooled ablation catheter
US20140107453A1 (en) * 2012-10-15 2014-04-17 Boston Scientific Scimed Inc. Real-time signal comparison to guide ablation catheter to the target location
US8876813B2 (en) * 2013-03-14 2014-11-04 St. Jude Medical, Inc. Methods, systems, and apparatus for neural signal detection
WO2014146022A2 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Guided Therapy Systems Llc Ultrasound treatment device and methods of use
EP2994039A1 (en) 2013-05-06 2016-03-16 Boston Scientific Scimed Inc. Persistent display of nearest beat characteristics during real-time or play-back electrophysiology data visualization
WO2014185977A1 (en) 2013-05-14 2014-11-20 Boston Scientific Scimed Inc. Representation and identification of activity patterns during electro-physiology mapping using vector fields
JP2016530008A (ja) 2013-08-28 2016-09-29 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 電気生理学的マッピング中のデータセグメントにおける活性化パターンの優勢度を予測すること
US9687166B2 (en) 2013-10-14 2017-06-27 Boston Scientific Scimed, Inc. High resolution cardiac mapping electrode array catheter
US9730600B2 (en) 2013-10-31 2017-08-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device for high resolution mapping using localized matching
EP3091921B1 (en) 2014-01-06 2019-06-19 Farapulse, Inc. Apparatus for renal denervation ablation
US20150196216A1 (en) * 2014-01-13 2015-07-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for mapping cardiac tissue
US9986949B2 (en) 2014-03-05 2018-06-05 Biosense Webster (Israel) Ltd. Multi-arm catheter with signal transmission over braid wires
EP3116386A1 (en) 2014-03-11 2017-01-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for mapping cardiac tissue
EP3139997B1 (en) 2014-05-07 2018-09-19 Farapulse, Inc. Apparatus for selective tissue ablation
JP2017522923A (ja) 2014-06-03 2017-08-17 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 非外傷性の遠位チップを備えた電極アセンブリ
EP3151773B1 (en) 2014-06-04 2018-04-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrode assembly
WO2015192027A1 (en) 2014-06-12 2015-12-17 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and selective transurethral tissue ablation
WO2015192018A1 (en) 2014-06-12 2015-12-17 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and selective tissue ablation with cooling
US9730603B2 (en) 2014-06-20 2017-08-15 Boston Scientific Scimed Inc. Medical devices for mapping cardiac tissue
US9974599B2 (en) 2014-08-15 2018-05-22 Medtronic Ps Medical, Inc. Multipurpose electrosurgical device
WO2016061002A1 (en) 2014-10-13 2016-04-21 Boston Scientific Scimed Inc. Tissue diagnosis and treatment using mini-electrodes
WO2016060983A1 (en) 2014-10-14 2016-04-21 Iowa Approach Inc. Method and apparatus for rapid and safe pulmonary vein cardiac ablation
EP3209234B1 (en) 2014-10-24 2023-11-29 Boston Scientific Scimed Inc. Medical devices with a flexible electrode assembly coupled to an ablation tip
JP6673598B2 (ja) 2014-11-19 2020-03-25 エピックス セラピューティクス，インコーポレイテッド ペーシングを伴う組織の高分解能マッピング
AU2015350007A1 (en) 2014-11-19 2017-06-29 Epix Therapeutics, Inc. Systems and methods for high-resolution mapping of tissue
KR20170107428A (ko) 2014-11-19 2017-09-25 어드밴스드 카디악 테라퓨틱스, 인크. 고분해능 전극 어셈블리를 이용한 절제 장치, 시스템 및 방법
CN106999080B (zh) 2014-12-18 2020-08-18 波士顿科学医学有限公司 针对病变评估的实时形态分析
US9636164B2 (en) 2015-03-25 2017-05-02 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. Contact sensing systems and methods
US11389227B2 (en) 2015-08-20 2022-07-19 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical device with multivariate control
EP3337387B1 (en) 2015-08-20 2019-09-25 Boston Scientific Scimed Inc. Flexible electrode for cardiac sensing and method for making
US11051875B2 (en) 2015-08-24 2021-07-06 Medtronic Advanced Energy Llc Multipurpose electrosurgical device
US10405766B2 (en) 2015-09-26 2019-09-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of exploring or mapping internal cardiac structures
CN108140265B (zh) 2015-09-26 2022-06-28 波士顿科学医学有限公司 用于解剖外壳编辑的***和方法
CN108024747B (zh) 2015-09-26 2020-12-04 波士顿科学医学有限公司 心内egm信号用于搏动匹配和接受
WO2017053914A1 (en) 2015-09-26 2017-03-30 Boston Scientific Scimed Inc. Multiple rhythm template monitoring
US10716612B2 (en) 2015-12-18 2020-07-21 Medtronic Advanced Energy Llc Electrosurgical device with multiple monopolar electrode assembly
US10172673B2 (en) * 2016-01-05 2019-01-08 Farapulse, Inc. Systems devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to endocardial tissue
US20170189097A1 (en) 2016-01-05 2017-07-06 Iowa Approach Inc. Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue
US10660702B2 (en) 2016-01-05 2020-05-26 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for focal ablation
US10512505B2 (en) 2018-05-07 2019-12-24 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses and methods for delivery of ablative energy to tissue
US10130423B1 (en) 2017-07-06 2018-11-20 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for focal ablation
WO2017160808A1 (en) 2016-03-15 2017-09-21 Advanced Cardiac Therapeutics, Inc. Improved devices, systems and methods for irrigated ablation
WO2017218734A1 (en) 2016-06-16 2017-12-21 Iowa Approach, Inc. Systems, apparatuses, and methods for guide wire delivery
US9987081B1 (en) 2017-04-27 2018-06-05 Iowa Approach, Inc. Systems, devices, and methods for signal generation
CN110809448B (zh) 2017-04-27 2022-11-25 Epix疗法公司 确定导管尖端与组织之间接触的性质
US10617867B2 (en) 2017-04-28 2020-04-14 Farapulse, Inc. Systems, devices, and methods for delivery of pulsed electric field ablative energy to esophageal tissue
JP2020517355A (ja) * 2017-04-28 2020-06-18 ファラパルス，インコーポレイテッド パルス電界アブレーションエネルギーを心内膜組織に送達するためのシステム、デバイス、および方法
CN111065327B (zh) 2017-09-12 2023-01-06 波士顿科学医学有限公司 用于心室局灶性消融的***、设备和方法
CN112118798A (zh) 2018-05-07 2020-12-22 法拉普尔赛股份有限公司 用于过滤由脉冲电场消融诱导的高压噪声的***、设备和方法
JP7399881B2 (ja) 2018-05-07 2023-12-18 ファラパルス，インコーポレイテッド 心外膜アブレーションカテーテル
US11566885B2 (en) 2018-10-31 2023-01-31 Biotronik Se & Co. Kg Method for relative lead offset determination
CN109528191B (zh) * 2018-11-05 2021-08-17 山东师范大学 一种颅内脑电生理信号检测与放大***及方法
US11712172B2 (en) 2019-07-18 2023-08-01 Biosense Webster (Israel) Ltd. Visual guidance for positioning a distal end of a medical probe
US10625080B1 (en) 2019-09-17 2020-04-21 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for detecting ectopic electrocardiogram signals during pulsed electric field ablation
AU2020388050A1 (en) * 2019-11-18 2022-05-26 Circa Scientific, Inc. Instrument port for epicardial ablation with inflatable balloon
US11497541B2 (en) 2019-11-20 2022-11-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses
US11065047B2 (en) 2019-11-20 2021-07-20 Farapulse, Inc. Systems, apparatuses, and methods for protecting electronic components from high power noise induced by high voltage pulses
US10842572B1 (en) 2019-11-25 2020-11-24 Farapulse, Inc. Methods, systems, and apparatuses for tracking ablation devices and generating lesion lines

Family Cites Families (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE1248059B (de) 1964-09-01 1967-08-24 Schering Ag Verfahren zur Herstellung bradykininwirksamer Undeca- und Dodecapeptide
US4522212A (en) * 1983-11-14 1985-06-11 Mansfield Scientific, Inc. Endocardial electrode
YU132884A (en) 1984-07-26 1987-12-31 Branko Breyer Electrode cateter with ultrasonic marking
US4628937A (en) * 1984-08-02 1986-12-16 Cordis Corporation Mapping electrode assembly
CA1265586A (en) * 1984-08-14 1990-02-06 Consiglio Nazionale Delle Ricerche Method and device for quick location of starting site of ventricular arrhythmias
US4674518A (en) * 1985-09-06 1987-06-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for measuring ventricular volume
US4699147A (en) * 1985-09-25 1987-10-13 Cordis Corporation Intraventricular multielectrode cardial mapping probe and method for using same
US4852580A (en) * 1986-09-17 1989-08-01 Axiom Medical, Inc. Catheter for measuring bioimpedance
US5254088A (en) 1990-02-02 1993-10-19 Ep Technologies, Inc. Catheter steering mechanism
US5058583A (en) * 1990-07-13 1991-10-22 Geddes Leslie A Multiple monopolar system and method of measuring stroke volume of the heart
US5092339A (en) * 1990-07-23 1992-03-03 Geddes Leslie A Method and apparatus for electrically compensated measurement of cardiac output
US5327889A (en) * 1992-12-01 1994-07-12 Cardiac Pathways Corporation Mapping and ablation catheter with individually deployable arms and method
US5156151A (en) * 1991-02-15 1992-10-20 Cardiac Pathways Corporation Endocardial mapping and ablation system and catheter probe
US5465717A (en) * 1991-02-15 1995-11-14 Cardiac Pathways Corporation Apparatus and Method for ventricular mapping and ablation
US5383917A (en) * 1991-07-05 1995-01-24 Jawahar M. Desai Device and method for multi-phase radio-frequency ablation
US5222501A (en) * 1992-01-31 1993-06-29 Duke University Methods for the diagnosis and ablation treatment of ventricular tachycardia
US5282840A (en) * 1992-03-26 1994-02-01 Medtronic, Inc. Multiple frequency impedance measurement system
US5324284A (en) * 1992-06-05 1994-06-28 Cardiac Pathways, Inc. Endocardial mapping and ablation system utilizing a separately controlled ablation catheter and method
US5341807A (en) * 1992-06-30 1994-08-30 American Cardiac Ablation Co., Inc. Ablation catheter positioning system
US5411025A (en) * 1992-06-30 1995-05-02 Cordis Webster, Inc. Cardiovascular catheter with laterally stable basket-shaped electrode array
US5311873A (en) * 1992-08-28 1994-05-17 Ecole Polytechnique Comparative analysis of body surface potential distribution during cardiac pacing
US5297549A (en) * 1992-09-23 1994-03-29 Endocardial Therapeutics, Inc. Endocardial mapping system
US5309910A (en) * 1992-09-25 1994-05-10 Ep Technologies, Inc. Cardiac mapping and ablation systems
US5385146A (en) * 1993-01-08 1995-01-31 Goldreyer; Bruce N. Orthogonal sensing for use in clinical electrophysiology
US5433198A (en) * 1993-03-11 1995-07-18 Desai; Jawahar M. Apparatus and method for cardiac ablation
US5476495A (en) * 1993-03-16 1995-12-19 Ep Technologies, Inc. Cardiac mapping and ablation systems
US5391199A (en) * 1993-07-20 1995-02-21 Biosense, Inc. Apparatus and method for treating cardiac arrhythmias
US5409000A (en) * 1993-09-14 1995-04-25 Cardiac Pathways Corporation Endocardial mapping and ablation system utilizing separately controlled steerable ablation catheter with ultrasonic imaging capabilities and method
JP3400835B2 (ja) * 1993-12-20 2003-04-28 テルモ株式会社 副伝導路検出装置
US5487391A (en) * 1994-01-28 1996-01-30 Ep Technologies, Inc. Systems and methods for deriving and displaying the propagation velocities of electrical events in the heart

Cited By (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007061612A (ja) * 2005-08-26 2007-03-15 Biosense Webster Inc 皮膚インピーダンスの検出
US10376171B2 (en) 2006-08-03 2019-08-13 Christoph Scharf Method and device for determining and presenting surface charge and dipole densities on cardiac walls
US11013444B2 (en) 2006-08-03 2021-05-25 Christoph Scharf Method and device for determining and presenting surface charge and dipole densities on cardiac walls
US10413206B2 (en) 2006-08-03 2019-09-17 Christoph Scharf Method and device for determining and presenting surface charge and dipole densities on cardiac walls
US11116438B2 (en) 2008-01-17 2021-09-14 Christoph Scharf Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US9913589B2 (en) 2008-01-17 2018-03-13 Christoph Scharf Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US10463267B2 (en) 2008-01-17 2019-11-05 Christoph Scharf Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US11278209B2 (en) 2011-03-10 2022-03-22 Acutus Medical, Inc. Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US9968268B2 (en) 2011-03-10 2018-05-15 Acutus Medical, Inc. Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
US10314497B2 (en) 2011-03-10 2019-06-11 Acutus Medical Inc. Device and method for the geometric determination of electrical dipole densities on the cardiac wall
JP2019146973A (ja) * 2012-08-31 2019-09-05 アクタス メディカル インクＡｃｕｔｕｓ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ． 切除システム
USD851774S1 (en) 2012-08-31 2019-06-18 Acutus Medical, Inc. Set of transducer-electrode pairs for a catheter
US10004459B2 (en) 2012-08-31 2018-06-26 Acutus Medical, Inc. Catheter system and methods of medical uses of same, including diagnostic and treatment uses for the heart
USD954970S1 (en) 2012-08-31 2022-06-14 Acutus Medical, Inc. Set of transducer-electrode pairs for a catheter
JP2015528352A (ja) * 2012-08-31 2015-09-28 アクタス メディカル インク カテーテルシステムと、心臓の診断および治療での使用を含むカテーテルシステムの医療使用方法
US10667753B2 (en) 2012-08-31 2020-06-02 Acutus Medical, Inc. Catheter system and methods of medical uses of same, including diagnostic and treatment uses for the heart
US10201311B2 (en) 2013-02-08 2019-02-12 Acutus Medical, Inc. Expandable catheter assembly with flexible printed circuit board (PCB) electrical pathways
US10828011B2 (en) 2013-09-13 2020-11-10 Acutus Medical, Inc. Devices and methods for determination of electrical dipole densities on a cardiac surface
US10076258B2 (en) 2013-11-01 2018-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Cardiac mapping using latency interpolation
JP2017506572A (ja) * 2014-03-07 2017-03-09 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 心臓組織をマッピングするための医療用デバイス
CN106061372A (zh) * 2014-03-07 2016-10-26 波士顿科学医学有限公司 用于标测心脏组织的医疗装置
US11278231B2 (en) 2014-03-25 2022-03-22 Acutus Medical, Inc. Cardiac analysis user interface system and method
US11931157B2 (en) 2014-03-25 2024-03-19 Acutus Medical, Inc. Cardiac analysis user interface system and method
US10593234B2 (en) 2015-05-12 2020-03-17 Acutus Medical, Inc. Cardiac virtualization test tank and testing system and method
US11344366B2 (en) 2015-05-12 2022-05-31 Acutus Medical, Inc. Ultrasound sequencing system and method
US10653318B2 (en) 2015-05-13 2020-05-19 Acutus Medical, Inc. Localization system and method useful in the acquisition and analysis of cardiac information
US11399759B2 (en) 2016-05-03 2022-08-02 Acutus Medical, Inc. Cardiac mapping system with efficiency algorithm
JP2022501112A (ja) * 2018-09-20 2022-01-06 ファラパルス，インコーポレイテッド 心内膜組織へのパルス電界アブレーションエネルギーの送達のためのシステム、装置、および方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP0835634B1 (en) 2000-06-14
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