高周波切除を行う間の３−Ｄ超音波ナビゲーション
【課題】
【解決手段】 医療デバイスの位置の追跡と身体内の組織の切除を同時に行うシステム。このシステムは、電源と、ナビゲーションデバイスと、制御回路とを具える。電源は、心臓組織などの組織を切除するのに好適な電流を発生する。ナビゲーションデバイスは、三次元基準座標システムを設定し、設定した座標システムに対するエネルギィ送出デバイスの位置を同定する。制御回路は、電源の始動と、設定した座標システム内の医療デバイスの位置を同定する超音波データの捕捉との間で切替又は交番を行う。
【解決手段】 医療デバイスの位置の追跡と身体内の組織の切除を同時に行うシステム。このシステムは、電源と、ナビゲーションデバイスと、制御回路とを具える。電源は、心臓組織などの組織を切除するのに好適な電流を発生する。ナビゲーションデバイスは、三次元基準座標システムを設定し、設定した座標システムに対するエネルギィ送出デバイスの位置を同定する。制御回路は、電源の始動と、設定した座標システム内の医療デバイスの位置を同定する超音波データの捕捉との間で切替又は交番を行う。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
発明の属する技術分野
本発明は、身体内へのカテーテルの配置に関し、特に、高周波で組織切除を行う間の超音波を用いたカテーテルの位置のナビゲーションとモニタに関する。
【０００２】
関連技術の説明
機器又はデバイスの位置決定又は配置は、身体内において様々な医療処置や治療を行う前及びその間に正確に決定されなければならない。身体内における通常の処置は、上室性頻拍症（supra-ventricular tachycardia：ＳＶＴ）、心房細動（atrial fibrillation：ＡＦ）、心房粗動（atrial flutter：ＡＦＬ）、及び心室性頻拍（ventricular tachychardia：ＶＴ）などの心臓の病気を治療することを含む。ＳＴＶ、ＡＦ、ＡＦＴ、及びＶＴの病気は、心臓の心臓内組織に異常な電気信号を生じ、心臓の不規則な鼓動や不整脈を引き起こす。
【０００３】
ある種の心臓病は、高周波（ＲＦ）エネルギィを用いて心臓組織を切除することによって治療することができる。電気活性測定用のマッピング電極を具えている、電気生理学的、すなわち「ＥＰ」カテーテルを用いて心臓の電気活性を測定する。
【０００４】
心臓の電気活性マップを作り、ディスプレイ上に示すことができる。外科医は、ＥＰデータのマップを用いて、心臓のどの領域が不規則な活性を引き起こしているのかを同定することができる。切除カテーテルが、患者の脈管を通して同定した心臓のターゲット領域に挿入される。ＲＦ発生器によって生じた電流がターゲット心臓組織に与えられ、その組織を切除するか、傷を形成して心臓病を治療する。別の治療では、切除カテーテルを心房に誘導して、心臓内に細長い切除傷を作り、不規則な鼓動やその他の状態をとめる。
【０００５】
しかしながら、切除及びＥＰカテーテルを利用する前に、身体内にこれらのカテーテルを挿入して、心臓内に正確に配置しなければならない。ＲＦエネルギィを心臓内の正しい位置に確実に向けるために、通常、切除を行う前と切除を行っている間にカテーテルの位置をモニタする又は追跡する必要がある。
【０００６】
従来のシステムでは、カテーテルを用いたモニタと追跡は、通常、従来の超音波画像システムあるいは蛍光透視システムなどの画像システムを用いて行われる。カテーテルが一旦配置されると、切除手順を実行できる。
【０００７】
従来の超音波や蛍光透視画像システムは、ＲＦエネルギィと協働して使用する場合に、特に改良の余地がある。例えば、いくつかの公知の蛍光透視システムは、三次元画像（３−Ｄ）ではなく二次元でしかない比較的低品質の画像を生成する。これらのシステムは十分な情報をもつ画像を生成するものではなく、外科医や臨床医が効率よく手順を実行できるほど明確なものではない。さらなる例として、ＲＦ切除を行う間に連続的にカテーテルの位置をモニタする公知の超音波画像システムは、よりパワーが高いＲＦエネルギィが超音波エネルギィと干渉するため、効果的でないことがある。この干渉は外科医又は臨床医がカテーテルの現在及び将来の位置を正しく同定することを妨げるあるいは阻止することがあるので、ＲＦ切除を行う間にカテーテルの位置を調整する必要がある場合、特に問題になる。いくつかのシステムでは、ＲＦエネルギィを定期的に別の場所に向けることによって、この問題に取り組む試みがなされている。別のシステムでは、公知の超音波撮像機器を用いた従来の視覚化手順の検出位相とＲＦエネルギィの適用との間で切り替えを行っている。
【０００８】
しかしながら、これらの従来のシステムは、有意な撮像機器が必要であり、低品質画像を生成し、ＲＦエネルギィを別の場所にリルートする切替用機器を必要とする。更に、従来の超音波デバイスと蛍光透視デバイスは、既知の基準に対する切除カテーテルの位置を設定することなく切除カテーテルが身体を通って送り出されているため、不完全である。
【０００９】
この結果、切除すべき心臓組織を同定することができたとしても、基準システムが入手できないことと、低品質の超音波画像あるいは蛍光透視画像と、高パワーのＲＦ切除エネルギィによって生じる干渉とによって、切除カテーテルを心臓内のターゲット位置又は次の位置に進めるあるいは案内することが困難になることがある。従って、正確にかつ信頼性をもって、エネルギィを与える前及び与える間に、医療デバイスの位置を身体内の選択された領域に案内できるシステム及び方法を提供することが望まれている。
【００１０】
発明の概要
一実施例によれば、医療デバイスを位置決めして身体内の組織を切除するシステムは、電源と、ナビゲーションシステムと、コントローラとを具える。電源は、組織を切除するのに適した電流を生成し、この電流をエネルギィ送出デバイスに提供する。エネルギィ送出デバイスは、この電源を組織に提供する。ナビゲーションシステムは、三次元基準座標システムを設定し、この座標システム内のエネルギィ送出デバイスの位置を決定する。コントローラは、電源とナビゲーションシステム間で切替を行って、組織の切除を行う間に電源電流から有意に干渉を受けることなくナビゲーションシステムが動作するようにする。
【００１１】
別の実施例によれば、医療デバイスを位置決めし、身体内の組織を切除するシステムは、電源と、エネルギィ送出デバイスと、ナビゲーションシステムと、コントローラとを具える。電源は、組織を切除するための電流を生成し、この電流をエネルギィ送出デバイスに提供する。このデバイスは、この電流を組織に提供する。エネルギィ送出デバイスは、等方性超音波トランスデューサを具える。ナビゲーションシステムは、複数の等方性超音波トランスデューサを有する基準カテーテルを具える。基準カテーテルのトランスデューサは、超音波信号を射出して三次元基準座標システムを設定し、エネルギィ送出デバイストランスデューサと基準カテーテルのトランスデューサとの間で送受信される超音波信号に基づいて、この座標システムに対するエネルギィ送出デバイスの位置を決定する。コントローラは、前記電源の始動と基準カテーテル及びエネルギィ送出デバイスと前記トランスデューサとの始動の切替を行う。
【００１２】
ゲーティングシステムあるいは切替システムのその他の実施例は、添付の図面と共に以下の記載を考慮することで明らかになる。
【００１３】
図に示す実施例の詳細な説明
組織のＲＦ切除と、超音波ナビゲーション又は位置決定との間でゲーティング、交番、あるいは切替を行うシステムの実施例である。以下の説明において、添付の図面に符号が付されており、この符号は特定の実施例を説明するためのものである。システムの部品及び構成に様々な変更がなされる場合、他の実施例を使用できると理解される。
【００１４】
図１を参照すると、超音波ナビゲーション又は位置決定と、組織のＲＦ切除間で切替を行うゲーティングシステム１００の一実施例は、電源１１０と、エネルギィ送出デバイス１２０と、超音波ナビゲーション又は位置決めシステム１３０と、通信インターフェース１４０と、ディスプレイ１５０と、コントローラ１６０とを具える。ナビゲーションシステム１３０は、超音波トランスデューサ１３１を有する基準カテーテル１３２を使用している。エネルギィ送出デバイス１２０は、電源のＲＦ発生器１１１から患者１７０にエネルギィ１１２を送出するために、超音波トランスデューサ１２１と電極１２７を有する切除カテーテル１２２を具える。この分野の当業者には、ゲーティングシステムの実施例を非切除カテーテルのナビゲーションにも使用できることは自明である。例えば、電気生理学的（ＥＰ）カテーテルでは、「マッピングカテーテル」を案内するのにこのゲーティングシステムを使用することができる。従って、いくつかのカテーテルは切除と温度測定をサポートしていないことがあるが、これらのカテーテルが電極とナビゲーショントランスデューサを具えており、別のカテーテルでＲＦ切除を行う間に、その位置を追跡する、あるいは進めることができる。しかしながら、この明細書は限定的なものではなく説明の目的で切除カテーテルを引用するものである。
【００１５】
コントローラ１６０は、電源１１０のＲＦ発生器１１１を駆動するタイミング信号１６２と、ナビゲーションシステムを駆動するタイミング信号１６４とを発生する。必要があれば、光インターフェースなどのインターフェース１４０でタイミング信号１６４をナビゲーションシステム１３０を駆動するのに好適なタイミング信号１６５にフォーマットあるいはコンフィギュアすることができる。ナビゲーションシステム１３０は、超音波エネルギィ又はトランスデューサ１３１間の信号１３３（通常「信号」）を用いて基準システム１３７を設定する。ナビゲーションシステムはまた、エネルギィ送出デバイス１２０の切除カテーテルトランスデューサ１２１と、基準カテーテルトランスデューサ１３１との間で送受信される超音波エネルギィ又は信号（通常「信号」）に関連するデータ１２４を捕捉して処理する。
【００１６】
図１に示す実施例は、電源１１０の構成部品であるコントローラ１６０を具える。その他のシステム構成も使用することができる。例えば、図２に示すように、コントローラ１６０は、ナビゲーションシステム１３０の構成部品である。図２に示す実施例では、コントローラ１６０がナビゲーションシステム１３０を駆動するタイミング信号２６４と、ＲＦ発生器１１１を駆動するタイミング信号２６２を生成する。必要があれば、インターフェース１４０がこのタイミング信号２６２を、ＲＦ発生器１１１の駆動に適したタイミング信号２６３にフォーマット又はコンフィギュアすることができる。
【００１７】
当業者は、様々なコントローラ１６０の構成を使用できることを認識するであろう。例えば、ナビゲーションシステム１３０は、タイミング信号に優先する専用のコントロールを有することができ、電源１１０はタイミング信号に優先する専用のコントロールを有することができ、あるいは、このコントロールを電源１１０とナビゲーションシステム１３０に配置するあるいはこれらの間で共有することもできる。限定ではなく説明及び図に示す目的で、本明細書では主に、コントローラ１６０が電源１１０の構成部品である図１に示す構成を引用している。
【００１８】
ナビゲーション又は位置決定システム１３０は、基準カテーテル１３２の超音波トランスデューサ１３１を用いて、３−Ｄ基準座標システム１３７にグリッド又はマップを作る。身体を介して心臓などの患者１７０のターゲット領域へ基準カテーテル１３２を挿入する。システム１００は、身体のその他の領域に使用することもできるが、この明細書は限定的なものではなく説明の目的で心臓を含むアプリケーションについて述べている。
【００１９】
基準カテーテル１３２に担持されているトランスデューサ１３１は相互に信号（通常１３３）を送受信する。プロセッサ１３５は、信号１３３が基準カテーテルの各トランスデューサ１３１の間で送受信されるのにかかる時間に関するデータ（通常１３４）を捕捉する。プロセッサ１３５は、このデータ１３４を用いて、身体内におけるトランスデューサ１３１間の距離を、例えば、「飛行時間（time of flight）」計算を用いて決定する。プロセッサ１３５は、これらの距離の三角測量を行って、基準トランスデューサ１３２の互いに対する位置を設定し、３−Ｄ座標システム１３７を設定する。この設定した座標システム１３７は、臨床医あるいは外科医が使用するために、グラフィックスディスプレイ１５０上に３−Ｄでグラフィカルに表示することができる。飛行時間及び三角測量による決定については、図１４及び１５を参照して更に詳細に述べる。
【００２０】
３−Ｄ座標システム１３７が一旦設定されると、外科医は、マッピング又は切除カテーテル１２２などのエネルギィ送出デバイスをターゲット領域１７０に案内することができる。設定した座標システム１３７に対する切除カテーテル１２２の超音波トランスデューサ１２１の位置は、切除カテーテル１２２の一又はそれ以上のトランスデューサ１２１と基準カテーテル１３２の一又はそれ以上のトランスデューサ１３１との間で送信される信号１２３を用いて決定することができる。プロセッサは、トランスデューサ１３１に対するトランスデューサ１２１の相対位置に関連するデータ１２４を捕捉して、基準グリッド１３７と心臓１７０内のカテーテル１２３の位置を正確に決定することができる。
【００２１】
切除カテーテル１２２が正しく位置決めされた後、ＲＦ発生器１１１が始動され、切除カテーテル１２０の電極１２７を介してターゲットの心臓組織１７０へ電流１１２を提供する。
【００２２】
従って、ナビゲーションシステム１３０に用いられるトランスデューサ１２１と１３１は、従来の撮像システム又は視覚化システムの一般的な超音波トランスデューサとは異なる。例えば、切除カテーテル１２０と基準カテーテル１３２のトランスデューサ１２１と１３１は、基準システムを設定し、この基準システムを用いて位置を決定するのに使用される。更に、トランスデューサ１２１及び１３１は等方性である、すなわち、これらのトランスデューサはフォーカスされていない超音波エネルギィを全方向に射出するので、他のトランスデューサによって超音波エネルギィを検出することができる。反対に、従来の超音波撮像システム又は視覚化システムでは、超音波トランスデューサは、フォーカスされ、通常、制御された超音波エネルギィを射出し、このエネルギィは特定のターゲット領域に向けられている。このフォーカスされたエネルギィは反射され、検出されて、ターゲット領域の画像を生成するべく処理される。
【００２３】
タイミング信号１６２及び１６４は、ＲＦ発生器１１１とナビゲーションシステム１３０を異なる時間に始動するので、ＲＦ発生器１１１によって生成される電流１１２は、様々なトランスデューサ間での超音波信号の伝送を、これらの信号の送受信を含めて、有意に妨害しない、あるいは妨害しない。従って、ＲＦ電流１１２は、カテーテル１２０及び１３２の超音波トランスデューサ１２１及び１３１間で送信される超音波信号１２３、基準カテーテルの様々な超音波トランスデューサ１３１間で送信される信号１３３、及びプロセッサ１３５による対応するデータ１２４の捕捉を有意に妨害しない。
【００２４】
タイミング信号１６２と１６４の位相とデューティサイクルは、相互に「交番」するようにプログラムされている。従って、ＲＦ発生器１１１と出力１１２は、ナビゲーションシステム１３０と超音波信号１２３が不活性であるときに活性になる。逆に、超音波信号１２３は、ＲＦ発生器１１１と出力１１２が不活性であるときに、活性になる。
【００２５】
この結果、カテーテル１２０の超音波トランスデューサ１２１の位置が、設定された３−Ｄ基準座標システム１３７に対して正確にモニタされるので、ＲＦ切除を行う前及び行っている間に、超音波トランスデューサ１２１を具える切除カテーテル１２０の位置をモニタして、必要に応じて調整することができる。切除カテーテル１２０の位置は、臨床医用に、ディスプレイ１５０上でグラフィックレンダリングあるいはグラフィック表示として表すことができる。
【００２６】
この分野の当業者は、同様の「干渉」の問題とゲーティング及び交番技術を、電磁（ＥＭ）ナビゲーションシステム又は位置決定システムを含む他のナビゲーション信号に使用できることを認識するであろう。例えば、高パワー又は最大パワーのＲＦエネルギィは、基準又は切除カテーテルによって射出されるＥＭ信号と干渉することがある。しかしながら、この明細書は限定的なものではなく説明の目的で超音波トランスデューサ信号に言及している。
【００２７】
一般的なタイミング原理が図３及び４Ａに示されており、特別な実装が図４Ｂに示されている。これらのタイミング信号及び制御は、ハードウエア及び／又はソフトウエアに実装して、ＲＦ発生器によって生成した電流が、ナビゲーション／位置決定システム１３０による超音波信号を送信及び／又は受信と干渉しない又は有意に干渉しないようにＲＦ発生器１１１と超音波トランスデューサ１２１及び１３１を駆動することができる。
【００２８】
一の実施例では、図３に一般的に示すように、電源１１０内のＲＦ発生器１１１へ送るタイミング信号１６２がハイ３０２であるときに、ＲＦ発生器１１１が始動してＲＦ切除３００を実行し、一方、タイミング信号１６２がロー３０４のときにＲＦ発生器１１１とＲＦ切除３００は不活性である。一の実施例では、ＲＦ発生器１１１は、超音波信号に比べてより長い時間始動される。例えば、制御回路１６０は、８０〜９０％のデューティサイクルを持つようにプログラムすることができる。換言すると、ＲＦ発生器１１１（及びＲＦ切除３００）は、ある時間ピリオドの約８０〜９０％の間始動しており、この時間ピリオドの約１０〜２０％の間不活性である。
【００２９】
例えば、各１ｍｓの間、ＲＦ発生器１１１と切除３００は約８００〜９００μ秒、好ましくは、約８２５〜８７５μ秒始動しており、約１００〜２００μ秒、好ましくは約１２５〜１７５μ秒不活性である。オフピリオド３０４の間に、例えば対流による加熱など、組織のその他の熱処理を続けるようにしても良い。なぜなら、電源ＲＦ発生器１１１と、ＲＦ切除が不活性である短い時間に、組織に残っている熱エネルギィがその組織を処置するためである。同様に、超音波信号とその捕捉、及びナビゲーション３１０は、期間３１２（ＲＦ発生器１１１がオン）の間不活性であり、期間３１４（ＲＦ発生１１１がオフ）の間は始動している。
【００３０】
これらのデューティサイクルに起因して時間に優先したパワー、又は平均パワー、又は「ＲＭＳ」パワーが決定されて、組織が焦げてしまったり、血液が凝固したりすることを低減、あるいは防止する一方で、組織を効率よく切除するのに十分な電流及びパワーが提供される。これらのデューティサイクルは、また、十分な量の超音波情報１２１が得られるようにして、ＲＦ切除を行う前及び行っている間、切除カテーテル１２０の位置を正確に決定して、モニタすることができるようにする。可変切除能力が必要な場合は、電源１１０のピークパワーレベルを必要に応じて調整して、より多くのあるいはより少ない切除パワーを提供することができる。例えば、オペレータは電源１２０に設定する「平均パワー」又は「ｒｍｓパワー」を調整することができ、この結果、選択された平均出力あるいはｒｍｓパワー出力を提供するようにピークパワーが調整される。
【００３１】
この分野の当業者は、例えば、システム又は部品の公差によって、超音波サイクルの開始は、ＲＦ切除サイクルの終端と完全に整列しないことを認識するであろう。従って、図３は実質的に非オーバーラップタイミング信号を示しているが、使用に際しては、許容できる程度の小さなオーバーラップが生じることがあり、ＲＦ切除３００と超音波ナビゲーション３１０間の切替は有効である。
【００３２】
代替の実施例では、図４Ａに一般的に示すように、超音波ナビゲーションタイミング信号１６４は、残留ＲＦ信号と、システム及び部品の公差を補償するために必要に応じて遅延させることができる。例えば、図４Ａに示すように、コントローラ１６０はトランスデューサ間で信号を活性化し、超音波を捕捉する前に、例えば、約０から約１００μ秒、好ましくは、約２５μ秒の遅延４００を取り入れている。この遅延４００は、フィルタや、電源１１０の磁気部品に存在する残留ＲＦ信号が、ゼロまで、あるいはこれらが超音波信号１２１と捕捉１２４を妨害しないような実質的低レベルまで確実に減衰するようにする。代替の実施例では、図６及び１１を参照して以下に更に詳細に述べるように、システム１００が、超音波サイクルが開始する前に残留ＲＦ信号の減衰を促進する「エネルギィトラップ」回路を具える。
【００３３】
一の実施例のより特別なタイミングの実装が図４Ｂに示されている。この実施例は、ナビゲーション／位置決定システム１３０がトランスデューサを始動して、超音波信号を伝送する時間を変更するフレキシビリティを提供する。このフレキシビリティは、超音波信号がより長い距離伝送される場合に特に有益である。例えば、典型的な超音波の伝送距離は、約２００ｍｍであり、約１５０ｍｍ乃至約３００ｍｍといったより長い距離は、患者の皮膚に受信器を配置した場合に生じる。従って、内部超音波送信器及び受信器、及び内部及び外部送信器及び受信器を組み合わせたものを使用したシステムに様々な実施例を適用可能である。
【００３４】
図４Ｂを参照すると、ＲＦコントロール（ＲＦＣ）信号４５０、ＲＦオン／オフ信号４６０、送信信号４７０及び受信信号４８０の４つの信号を用いて、ＲＦ切除と超音波送信のタイミングを制御している。ＲＦＣ信号４５０は、電源１１０又はＲＦ発生器１１１から、ナビゲーション／位置決定システム１３０へ提供される。ＲＦオン／オフ信号４６０は、電源１１０又はＲＦ発生器１１１の出力である。図４Ｂに示すように、ＲＦオン／オフ信号４６０は、「活性ハイ」信号である。換言すると、ＲＦ発生器１１１は、ローの時にオフであり、ハイの時にオンである。実際は、ＲＦオン／オフ信号４６０は、活性ロー、すなわち、信号４６０がローのときにＲＦ発生器１１１がオンで、この信号がハイのときにオフであっても良い。送信信号４７０は、ナビゲーション／位置決定システム１３０によって発生し、トランスデューサが始動して超音波信号を射出する時を制御する。受信信号４８０もナビゲーション／位置決定システム１３０によって発生し、受信窓４８２が開いている間に、受信器検出回路を使用可能にする。
【００３５】
使用に際しては、ＲＦＣ信号４５０のローからハイへの移行が、窓４５５（この例では１００μ秒）の開始をマークするよう動作する。この窓が開始する前にＲＦ発生器１１１は、ＲＦオン／オフ信号４６０によって始動している。従って、図に示すように、超音波ナビゲーションシステム１３０は、ＲＦ発生器１１１がオフになった直後、すなわちこの例ではＲＦ発生器１１１が不活性化された約２５μ秒４６５後に、送信信号４７０をトリガする。同様に、超音波／ナビゲーションシステム１３０は、一又はそれ以上のトランスデューサを始動して、約１２９μ秒の受信窓４８２が開いている間受信器の検出回路を使用可能にする、受信信号４８０を提供する。
【００３６】
より長い伝送距離が用いられている場合は、送信信号４７０をより早い時期、すなわち、符号４７５で示すように、ＲＦ発生器がまだオンである間にトリガすることができる。換言すると、このトリガは、１００μ秒の窓４５５の間であり、ＲＦ発生器がオンである間に始動することができる。この結果、窓４８２が開いている間で、ＲＦ発生器が始動していない間に受信を行いながら、より長い時間、従って、より長い距離、超音波信号を送信することができる。
【００３７】
実際、この分野の当業者には、上述の例示的な信号継続期間が、様々な実施例とアプリケーションで使用することができるその他の継続期間を単に代表するものに過ぎないことは自明である。従って、２５、１００、１２５、１２９及び２５４μ秒のタイミングインターバルを含む特別な例は、様々な実施例を限定するものと考えるべきではない。
【００３８】
図５は、ゲーティングシステム１００を更に詳細に示す図である。図に示す実施例は、電源１１０内にインターフェース１４０を具えているが、インターフェース１４０は、図１に示すように、電源１１０に外付けすることもできる。図に示す実施例では、システム１００は、マイクロコントローラ、マイクロプロセッサ、プログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ）、分散ロジック又はその他の好適なロジックデバイス（一般的に、「ゲーティングロジック」５００）などのコントローラ１６０を具える。必要に応じて様々なロジック言語を使用して、様々なロジックデバイスをプログラムすることができる。限定するものではないが、この言語にはハードウエア記載言語（Hardware Description Language：ＨＤＬ）や、ＶＨＳＩＣハードウエア記載言語（ＶＨＤＬ）が含まれる。
【００３９】
ゲーティングロジック５００は、スイッチ５０２を介してユーザによって最初に始動される。インディケータ５０４がユーザにゲーティングロジック５００が始動されたことを通知する。インディケータ５０４は、例えば、発光ダイオード（ＬＥＤ）などの目に見えるインディケータであっても、あるいは、ベープや音などの可聴インディケータであっても良い。
【００４０】
ゲーティングロジック５００は、ＲＦ発生器１１１を駆動するタイミング信号１６２（ＲＦクロック）と、ナビゲーションシステム１３０を駆動するタイミング信号１６４（Gating Sync ? Optical Out）を発生する。タイミング信号１６２及び１６４は、ゲーティングインターバル５１０の間に、ＲＦクロックタイミング信号１６２がローに切り替わってＲＦ発生器１１１を不活性化するように、及びゲーティング同期タイミング信号１６４がハイに切り替わって超音波トランスデューサ１２１及び１３１と超音波捕捉を駆動するように、同期されている。この結果、トランスデューサ１２１と１３１間での超音波伝送と信号の検出は、「不活発」なゲーティング期間５１０の間に、切除電流１１２からの干渉を受けることなく行うことができる。このデータ１２４は、プロセッサ１３５によって捕捉され、基準システム１３７に対する切除カテーテルトランスデューサ１２１の位置を決定することができる。
【００４１】
ＲＦ発生器１１１は既知の様々なスイッチング発生器であってもよい。これは、約２００ｋＨｚから約８００ｋＨｚ、好ましくは約５００ｋＨｚの周波数で、最大電流が２Ａ、最大電圧が１７０Ｖの電流１１２を提供する。ＲＦ発生器の出力１１２は、トランス５３０によってカップリングされている。帯域フィルタ５４０（直列ＬＣネットワーク）が、伝送されてきた出力１１２を、切除カテーテル１２０用の周波数約５００ｋＨｚ、０−１７０ボルトのサイン波信号に成形する。
【００４２】
図６を参照すると、ゲーティングシステムの代替の実施例は、固体スイッチなどの「エネルギィトラップ」回路又はＲＦ減衰回路６００を具える。エネルギィトラップ回路６００は、ＲＦエネルギィが非活性化された後、すなわち、超音波捕捉１２４に先行する各「ゲーティング」期間５１０の開始時に、例えば帯域フィルタ５４０やトランス５３０の磁気部品に存在する残留ＲＦ信号の減衰を促進する。
【００４３】
特に、ゲーティングインターバル５１０の間は、ゲーティングロジック５００がＲＦクロック１６２を停止して、エネルギィトラップスイッチ６００を閉じる。この結果、帯域フィルタ５４０内のＲＦエネルギィが切除電極１２７の出力に漏れることがない。エネルギィトラップ６００は、活性又はハイＲＦ信号から、超音波信号１２１及び１３１とその捕捉１２４を妨害しないゼロ又は低レベルへのより早い遷移を提供する。必要があれば、ゲーティングロジック５００は、ＲＦ発生器１１１がオフに切り替わった後、エネルギィトラップスイッチ６００を閉じる前に、ＲＦ発生器１１１が確実にオフになるように、例えば１μ秒といった、わずかな遅延を導入することができる。
【００４４】
図７乃至１３は、図１、２、５及び６のシステムブロック図の構成部品の部分に対応する回路、ロジック、及びタイミング図を示す。これら特別な回路図は、カリフォルニア州９５１３４、サンホセ、オーチャードパークウエイ２７１０所在のBoston Scientific Corporation 社によって製造され、米国特許第６，４９０，４７４号に概略が記載されているＰＡＭモデルNo.8200及びＰＡＭｉ部品No. 09-1685-000を含む、現存の超音波ナビゲーション製品に使用するように構成されている。従って、この分野の当業者は、ゲーティングシステムの実施例がさまざまな回路部品を具えていても良く、必要に応じてその他のナビゲーションシステムとアプリケーション用に構成することができることを認識するであろう。このように、図７乃至１３に示す回路図及びロジック図は、超音波ナビゲーション３００及びＲＦ切除３１０間での切替を実装するのに使用することができるその他の様々な回路設計の例証となる。超音波ナビゲーションシステム１３０の部品を動作させて、飛行時間及び三角測量による位置決定を用いて３−Ｄ基準座標システムを生成する方法を、更に詳細に説明する。
【００４５】
図１４を参照すると、上記に概略を説明したとおり、ナビゲーションあるいは位置決定システム３００とその手順は、基準カテーテル１３２の超音波トランスデューサ１３１を使用して患者の心臓１７０内の３−Ｄ基準座標システム１３７を設定するようにしている。各基準カテーテル１３２は、複数の超音波トランスデューサ１３１、好ましくは少なくとも４つのトランスデューサ１３１を具えている。基準カテーテルトランスデューサ１３１は、音圧を電圧に変換することによって超音波受信器として機能し、電圧を音圧に変換することによって超音波送信器として機能する。
【００４６】
既知の技術と計算を用いて送信トランスデューサ１３１から各受信トランスデューサ１３１へと超音波パルスが移動する時間を測定することによって、各基準カテーテルトランスデューサ１３１と、その他の基準カテーテルトランスデューサ１３１との間の距離をコンピュータで計算する。これらの距離測定は、好ましくは、並列に行われるため、一つの基準カテーテルトランスデューサ１３１から超音波パルスが射出されると、このパルスがシステムで使用されているその他のトランスデューサの各々に届くそれぞれの時間をシステムが同時に測定する。
【００４７】
これらの決定は、心臓中の音響信号の速度に基づいてなされ、例えば血液や組織などで生じるわずかな変化を伴うが、約１５７０−１５８０ｍｍ／ｍｓｅｃである。音パルスが一のトランスデューサ１３１から別のトランスデューサへ届く時間は、従って、飛行時間に、心臓内の音パルスの速度を掛け合わせる（すなわち、１５７０−１５８０ｍｍ／ｍｓｅｃを掛ける）ことによって、トランスデューサ１３１間の距離に変換することができる。
【００４８】
飛行時間の原理と、ジオメトリックな三角測量の原理とを組み合わせて、プロセッサ１３５と、増幅器及び位置測定ハードウエア１４００、及びカテーテル（一般的に１４１０）を用いて３−Ｄ座標システム１３７を設定する。一又はそれ以上の基準カテーテル１３２は、心臓１７０又は周辺の脈管（あるいは、食道などのその他の領域）に導入され、処置を行う間、正しい場所におかれている。基準カテーテル１３２が患者の心臓１７０内、あるいは近傍に配置されると、システムはまず、「飛行時間」の原理を用いて各基準カテーテルのトランスデューサ１３１間の距離を測定する。プロセッサ１３５は、これらの距離を用いて、基準トランスデューサ１３１の相対位置を設定し、３−Ｄ座標システム１３７を設定する。
【００４９】
例えば、図１５を参照すると、３−Ｄ座標システム１３７は、符号Ｔ１−４で示す少なくとも４つの基準トランスデューサ１３１を含む基準カテーテル１３２を用いて設定される。これらのトランスデューサＴ１−Ｔ４は、以下の通り３−Ｄ座標システム１３７を規定する：Ｔ１乃至Ｔ３は、ｚ＝０において面Ｐを規定し；一の基準トランスデューサＴ１は、座標システムの原点を規定し；Ｔ３とＴ２の間のラインはシステムのｘ−軸を規定し；Ｔ３はｚ＝０の面内にある。４番目の基準トランスデューサＴ４は、ｚ＞０のときに、面Ｐの一方の側にある。
【００５０】
基準カテーテル１３２は、少なくとも４つのこのようなトランスデューサ１３１を具えていることが好ましいので、３−Ｄ座標システム１３７は、単一の基準カテーテル１３２を使用して設定することができる。所望であれば、基準カテーテル１３２はより多くのトランスデューサ１３１有していても良く、あるいは三次元座標システム１３７を設定するのに一以上の基準カテーテルを使用するのであれば、より少ないトランスデューサ１３１を具えていても良い。
【００５１】
４つ以上の基準トランスデューサ１３１を使用することは、システムに余剰部分を加え、システムの精度を強化するという意味で有利である。４つ以上の基準トランスデューサ１３１を使用する場合、カテーテルトランスデューサ１３１の位置が過剰に決定されるという問題がある。追加の余剰は、基準トランスデューサ１３１とカテーテルトランスデューサ１２１との間の測定した距離にノイズがある場合に、より精度を高める。過剰に決定することの問題は、「Use of Sonomicrometry and Multidimensional Scaling to Determine 3D Coordinates of Multiple Cardiac Locations: feasibility and implementation」、Ratciffle et. al., IEEE Transactions Biomedical Engineering, Vol. 42, no. 6, June 1995に記載されているように、複数ディメンションのスケーリングを用いて解決することができる。
【００５２】
基準トランスデューサ１３１の座標は、コサインの法則を用いてコンピュータで計算することができる。例えば、Advanced Mathematics, A preparation for calculus, 2nd Ed., Coxford, A. F., Payne J. N., Harcort Brace Jovanovich, New York, 1978, p. 160を参照されたい。各基準トランスデューサ１３１は、超音波パルスの受信と送信の双方ができなくてはならず、その他の各基準トランスデューサ１３１で受信された音パルスを別途射出するように作られている。図１５に示す距離ｄ１乃至ｄ６は、音パルスが基準トランスデューサ１３１の各対間を移動するのにかかるそれぞれの時間を用いて計算することができる。これらの距離は三角測量されて、基準トランスデューサ１３１の互いに対する位置、従って、３−Ｄ座標システム１３７を設定する。
【００５３】
図１４を参照すると、３−Ｄ座標システム１３７が一旦設定されると、以下のようにして心臓近傍あるいは心臓内に配置されたマッピングあるいは切除カテーテル（一般的に図１４における１４１０）などの医療デバイス１２０の追加のトランスデューサ１２１の位置を、３−Ｄ座標システム１３７内で計算することができる。まず、「飛行時間」法を用いて、基準トランスデューサ１３１のＴ１乃至Ｔ４の各々と、追加のカテーテルトランスデューサ１２１（図１５において、ＴＣＡＴＨで表す）間の距離を並行して設定する。これらの距離は、好ましくは、座標システム１３７を設定するためになされた距離測定と並行して実行する。次いで、基本的な代数学とコサインの法則を用いて（例えば、上述のAdvanced Mathematicsのテキストを参照）ＴＣＡＴＨ１２１の基準トランスデューサ１３１に対する座標を、三角測量を用いて、Ｔ１乃至Ｔ４からＴＣＡＴＨ１２１までの測定した距離を用いて、計算する。
【００５４】
基準カテーテル１３２の全体又は部分の位置も同様に表示することができる。システムは、システムに予めプログラムされている様々なカテーテルのモデルに基づいてトランスデューサの位置の座標からカテーテルの位置を推定し、グラフィカルユーザディスプレイ（図１のディスプレイ１５０参照）上に各カテーテルの位置と方向を表示するようにプログラムされることが好ましい。追加のカテーテル１２０及びトランスデューサ１２１の全体あるいは部分（例えば、その遠位先端、電極又は切除部分、あるいは、もしあれば興味の対称であるその他の部分）の位置が表示される。基準カテーテル１３２は、これによって、内部座標システム１３７を設定し、これによって心臓内のＥＰカテーテルトランスデューサ１２１の相対位置を三角測量を用いて計算し、三次元ディスプレイ１５０にリアルタイムで示すことができる。
【００５５】
カテーテル１２２の遠位先端位置（及び、従って生体構造部位の位置）も、予めプログラムされたカテーテル１２２のモデルを用いて、トランスデューサ１２１の位置から推定することができる。例えば、プロセッサ１３５は、マッピング／切除カテーテル１２２によって捕捉した生体構造ポイントに基づいて心室の表示をグラフィカルに再構築することができる。特に、プロセッサ１３５は、各々が心臓内において捕捉されるときに球面モデルを生体構造ポイントに変形する。これらの構築された表示又はレンダリングは、通常、従来の超音波生成、反射及び検出と、画像形成技術を使用して心臓の画像を生成する既知の超音波視覚化システムで生成した画像より、一層正確で有益である。ナビゲーションシステムに関する更なる詳細は米国特許第６，４９０，４７４号に見ることができる。
【００５６】
図１６乃至１８は、例示的なカテーテルを示す。図１６を参照すると、超音波ナビゲーションシステム３００に使用することができる一の例示的な基準カテーテル１６００は、遠位端に複数の超音波トランスデューサ１３１を配置した細長のカテーテルである。トランスデューサ１３１は、超音波信号を送受信することができる圧電トランスデューサである。基準カテーテル１６００は、上述の超音波トランスデューサを設けることによって、典型的なＥＰカテーテルと一体化することができる。これによって、ＥＰ手順用にすでに必要とされているカテーテルを用いた位置決定及びナビゲーション機能にシステムを使用することができる。従って、このシステムを使用することで、ＥＰ手順が位置決定機能なしで実行されるのであれば、外科医は必要以上に多くのカテーテルを使用する必要がない。
【００５７】
もう一つの例示的なカテーテルが図１７に示されている。基準カテーテル１７００は、遠位側のＥＰ電極１７１０対と、この遠位先端に設けた超音波トランスデューサ１３１と、この遠位先端の近位側の追加の超音波トランスデューサ１３１を有するＲＶアペックスカテーテルであってもよい。更なる代替のカテーテルは、冠状静脈洞基準カテーテル１８００（図１８）であり、このカテーテルは、冠状静脈洞内に配置されたカテーテル部分の上に分布させたＥＰ電極１７１０の少なくとも３つのバイポール対を具え、やはり冠状静脈洞内にあるカテーテルの部分上に分布させた少なくとも３つの超音波トランスデューサを有する。遠位側電極１７１１を使用する基準カテーテルも、図１９及び２０に示す基準カテーテルのように使用することができる。
【００５８】
ナビゲーションシステムの最適動作周波数は、超音波トランスデューサ１２１と１３１の共振周波数を考慮して決定される。システム中で用いられているトランスデューサの寸法、したがって共振とを与えると、トランスデューサは、長さモードにおけるトランスデューサの共振周波数である、約０．５ＭＨｚで最も好ましく動作することがわかった。トランスデューサ１２１と１３１は、等方性であり、約１１４度のビーム幅を持つ。このビーム幅は信号振幅がピーク振幅から６ｄＢ以下に落ちない角度として規定される。所望であれば、エポキシ又はその他の材料でできた球形ビーズの形状をした発散レンズを、セラミックシリンダの上に形成して、信号強度をビーム幅以上に均一にすることができる。
【００５９】
カテーテル１２２の遠位先端の位置（従って生体構造部位の位置）も、予めプログラムされたモデルのカテーテル１２２を用いてトランスデューサ１２１の位置から推定することができる。プロセッサ１３５は、マッピング／切除カテーテル１２２によって捕捉した生体構造ポイントに基づいて心室１７０の表示をグラフィカルに再構築することができる。特に、プロセッサ１３５は、心臓内で各々を捕捉するときに、球面モデルを生体構造ポイントに変形する。これらの構築された表示又はレンダリングは、通常、従来の超音波生成、反射及び検出と、画像形成技術を使用して心臓の画像を生成する既知の超音波視覚化システムで生成した画像より、一層正確で有益である。
【００６０】
ＥＰデータは、適宜のマッピング位置内にマッピング／切除カテーテル１２２を配置し、システムを始動させて、関連するマッピング電極によって検知されるＥＰデータ又は始動ポイントを記録することによって捕捉することができる。マッピング電極の座標は、近似して、捕捉したＥＰデータ内で関連させることができる。所望の場合は、等時性のマップ（すなわち、下に位置する心臓組織の活性化時間をカラーコード化した画像）を、ＥＰデータから生成し、心室のグラフィカル再構築画像の上にＥＰデータを重畳することによって、３−Ｄコンテキストで表示することができる。
【００６１】
代替的に、外科医は、始動ポイントの分散マップを表示することができる。この場合、再構築した心室は表示されない。一旦ＥＰデータが捕捉され、心臓モデル表面にマッピングされると、マッピング／切除カテーテルをＥＰデータによって同定されたターゲット部位へと操縦して、これらの部位で組織を治療的に切除する手術を行う。
【００６２】
心臓内のマッピング又は切除カテーテルの位置をモニタすることに加えて、切除を行う間のインピーダンスと温度をモニタすることもできる。このシステムは、パワーレベル又はインピーダンスレベルを操作して、電源１１０のピークパワーを変更することができる。例えば、ＲＦエネルギィが心臓組織を焦がし始めたり、あるいは血液が凝固し始めると、インピーダンスと電力ワットが上がり、これによって、臨床医にパワーレベルを低減するべきであること、あるいは、カテーテルを再配置できることを警告する。
【００６３】
米国特許第６，４９０，４７４号は、３−Ｄ基準座標システム、飛行時間、三角測量、基準カテーテル、及び例示的なマッピング及び切除カテーテル構造１５００に関連する更なる情報を含む。
【００６４】
この分野の当業者は、図に示す実施例を心臓組織以外の身体組織の治療に使用できることを認識するであろう。更に、図に示す回路図は例示的な回路部品を示すためのものであるので、必要があれば、その他の回路とシステム構成を使用できる。更に、この明細書は、主に超音波信号との干渉を低減する又は除去することに言及して実施例を説明しているが、同じ又は同様の原理及び構成部品を、電磁信号に使用することもできる。タイミング信号に先行する更なるコントロールは専用であっても、共用であっても良く、別のアプリケーション用に必要に応じてその他のデューティサイクル及び遅延を用いてもよい。従って、ゲーティングシステムはここに記載して説明した特別な例示的実施例に限定されるものではなく、添付の請求の範囲から外れることなく、記載した実施例に変形、変更、代替を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００６５】
図面を参照すると、全体を通して対応する部分には同じ符号が付されている。
【図１】図１は、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替えるコントローラを電源内に有するゲーティングシステムの実施例のブロック図である。
【図２】図２は、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替えるコントローラを超音波ナビゲーションシステム内に有するゲーティングシステムの実施例のブロック図である。
【図３】図３は、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替えるタイミング信号を示す図である。
【図４Ａ】図４Ａは、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替える超音波捕捉を開始する前に遅延を含むタイミング信号を示す図である。
【図４Ｂ】図４Ｂは、代替の実施例に使用する遅延を含むタイミング信号を示す図である。
【図５】図５は、スイッチングシステム又はゲーティングシステムの実施例を示すより詳細なブロック図である。
【図６】図６は、選択的にエネルギィトラップあるいはＲＦ減衰回路を有するスイッチングシステム又はゲーティングシステムの実施例のより詳細なブロック図である。
【図７】図７は、図５及び６に示すゲーティングロジック部分に対応する回路図である。
【図８】図８は、ゲーティングロジック回路のロジック及びタイミング構成部品を示す回路図である。
【図９】図９は、ゲーティングロジック回路のタイミング信号を示す図である。
【図１０】図１０は、通信インターフェースの光トランスミッタを示す回路図である。
【図１１】図１１は、エネルギィトラップ又はＡＦ減衰回路部分に対応する回路図である。
【図１２】図１２は、ゲーティングシステム構成部品間の接続を示す回路図である。
【図１３】図１３は、ゲーティングシステム構成部品間の接続を示す別の回路図である。
【図１４】図１４は、超音波ナビゲーションシステムの主な構成部品を表す図である。
【図１５】図１５は、３−Ｄ基準座標システムを設定する方法を示す図である。
【図１６】図１６は、３−Ｄ基準座標システムを設定するのに使用することができる基準カテーテルの側面図である。
【図１７】図１７は、別の基準カテーテルの側面図である。
【図１８】図１８は、追加の基準カテーテルの側面図である。
【図１９】図１９は、別の好適なトランスデューサと電極構成を有する更なる基準カテーテルの側面図である。
【図２０】図２０は、別の好適なトランスデューサと電極構成の別の好適な基準カテーテルの側面図である。
【技術分野】
【０００１】
発明の属する技術分野
本発明は、身体内へのカテーテルの配置に関し、特に、高周波で組織切除を行う間の超音波を用いたカテーテルの位置のナビゲーションとモニタに関する。
【０００２】
関連技術の説明
機器又はデバイスの位置決定又は配置は、身体内において様々な医療処置や治療を行う前及びその間に正確に決定されなければならない。身体内における通常の処置は、上室性頻拍症（supra-ventricular tachycardia：ＳＶＴ）、心房細動（atrial fibrillation：ＡＦ）、心房粗動（atrial flutter：ＡＦＬ）、及び心室性頻拍（ventricular tachychardia：ＶＴ）などの心臓の病気を治療することを含む。ＳＴＶ、ＡＦ、ＡＦＴ、及びＶＴの病気は、心臓の心臓内組織に異常な電気信号を生じ、心臓の不規則な鼓動や不整脈を引き起こす。
【０００３】
ある種の心臓病は、高周波（ＲＦ）エネルギィを用いて心臓組織を切除することによって治療することができる。電気活性測定用のマッピング電極を具えている、電気生理学的、すなわち「ＥＰ」カテーテルを用いて心臓の電気活性を測定する。
【０００４】
心臓の電気活性マップを作り、ディスプレイ上に示すことができる。外科医は、ＥＰデータのマップを用いて、心臓のどの領域が不規則な活性を引き起こしているのかを同定することができる。切除カテーテルが、患者の脈管を通して同定した心臓のターゲット領域に挿入される。ＲＦ発生器によって生じた電流がターゲット心臓組織に与えられ、その組織を切除するか、傷を形成して心臓病を治療する。別の治療では、切除カテーテルを心房に誘導して、心臓内に細長い切除傷を作り、不規則な鼓動やその他の状態をとめる。
【０００５】
しかしながら、切除及びＥＰカテーテルを利用する前に、身体内にこれらのカテーテルを挿入して、心臓内に正確に配置しなければならない。ＲＦエネルギィを心臓内の正しい位置に確実に向けるために、通常、切除を行う前と切除を行っている間にカテーテルの位置をモニタする又は追跡する必要がある。
【０００６】
従来のシステムでは、カテーテルを用いたモニタと追跡は、通常、従来の超音波画像システムあるいは蛍光透視システムなどの画像システムを用いて行われる。カテーテルが一旦配置されると、切除手順を実行できる。
【０００７】
従来の超音波や蛍光透視画像システムは、ＲＦエネルギィと協働して使用する場合に、特に改良の余地がある。例えば、いくつかの公知の蛍光透視システムは、三次元画像（３−Ｄ）ではなく二次元でしかない比較的低品質の画像を生成する。これらのシステムは十分な情報をもつ画像を生成するものではなく、外科医や臨床医が効率よく手順を実行できるほど明確なものではない。さらなる例として、ＲＦ切除を行う間に連続的にカテーテルの位置をモニタする公知の超音波画像システムは、よりパワーが高いＲＦエネルギィが超音波エネルギィと干渉するため、効果的でないことがある。この干渉は外科医又は臨床医がカテーテルの現在及び将来の位置を正しく同定することを妨げるあるいは阻止することがあるので、ＲＦ切除を行う間にカテーテルの位置を調整する必要がある場合、特に問題になる。いくつかのシステムでは、ＲＦエネルギィを定期的に別の場所に向けることによって、この問題に取り組む試みがなされている。別のシステムでは、公知の超音波撮像機器を用いた従来の視覚化手順の検出位相とＲＦエネルギィの適用との間で切り替えを行っている。
【０００８】
しかしながら、これらの従来のシステムは、有意な撮像機器が必要であり、低品質画像を生成し、ＲＦエネルギィを別の場所にリルートする切替用機器を必要とする。更に、従来の超音波デバイスと蛍光透視デバイスは、既知の基準に対する切除カテーテルの位置を設定することなく切除カテーテルが身体を通って送り出されているため、不完全である。
【０００９】
この結果、切除すべき心臓組織を同定することができたとしても、基準システムが入手できないことと、低品質の超音波画像あるいは蛍光透視画像と、高パワーのＲＦ切除エネルギィによって生じる干渉とによって、切除カテーテルを心臓内のターゲット位置又は次の位置に進めるあるいは案内することが困難になることがある。従って、正確にかつ信頼性をもって、エネルギィを与える前及び与える間に、医療デバイスの位置を身体内の選択された領域に案内できるシステム及び方法を提供することが望まれている。
【００１０】
発明の概要
一実施例によれば、医療デバイスを位置決めして身体内の組織を切除するシステムは、電源と、ナビゲーションシステムと、コントローラとを具える。電源は、組織を切除するのに適した電流を生成し、この電流をエネルギィ送出デバイスに提供する。エネルギィ送出デバイスは、この電源を組織に提供する。ナビゲーションシステムは、三次元基準座標システムを設定し、この座標システム内のエネルギィ送出デバイスの位置を決定する。コントローラは、電源とナビゲーションシステム間で切替を行って、組織の切除を行う間に電源電流から有意に干渉を受けることなくナビゲーションシステムが動作するようにする。
【００１１】
別の実施例によれば、医療デバイスを位置決めし、身体内の組織を切除するシステムは、電源と、エネルギィ送出デバイスと、ナビゲーションシステムと、コントローラとを具える。電源は、組織を切除するための電流を生成し、この電流をエネルギィ送出デバイスに提供する。このデバイスは、この電流を組織に提供する。エネルギィ送出デバイスは、等方性超音波トランスデューサを具える。ナビゲーションシステムは、複数の等方性超音波トランスデューサを有する基準カテーテルを具える。基準カテーテルのトランスデューサは、超音波信号を射出して三次元基準座標システムを設定し、エネルギィ送出デバイストランスデューサと基準カテーテルのトランスデューサとの間で送受信される超音波信号に基づいて、この座標システムに対するエネルギィ送出デバイスの位置を決定する。コントローラは、前記電源の始動と基準カテーテル及びエネルギィ送出デバイスと前記トランスデューサとの始動の切替を行う。
【００１２】
ゲーティングシステムあるいは切替システムのその他の実施例は、添付の図面と共に以下の記載を考慮することで明らかになる。
【００１３】
図に示す実施例の詳細な説明
組織のＲＦ切除と、超音波ナビゲーション又は位置決定との間でゲーティング、交番、あるいは切替を行うシステムの実施例である。以下の説明において、添付の図面に符号が付されており、この符号は特定の実施例を説明するためのものである。システムの部品及び構成に様々な変更がなされる場合、他の実施例を使用できると理解される。
【００１４】
図１を参照すると、超音波ナビゲーション又は位置決定と、組織のＲＦ切除間で切替を行うゲーティングシステム１００の一実施例は、電源１１０と、エネルギィ送出デバイス１２０と、超音波ナビゲーション又は位置決めシステム１３０と、通信インターフェース１４０と、ディスプレイ１５０と、コントローラ１６０とを具える。ナビゲーションシステム１３０は、超音波トランスデューサ１３１を有する基準カテーテル１３２を使用している。エネルギィ送出デバイス１２０は、電源のＲＦ発生器１１１から患者１７０にエネルギィ１１２を送出するために、超音波トランスデューサ１２１と電極１２７を有する切除カテーテル１２２を具える。この分野の当業者には、ゲーティングシステムの実施例を非切除カテーテルのナビゲーションにも使用できることは自明である。例えば、電気生理学的（ＥＰ）カテーテルでは、「マッピングカテーテル」を案内するのにこのゲーティングシステムを使用することができる。従って、いくつかのカテーテルは切除と温度測定をサポートしていないことがあるが、これらのカテーテルが電極とナビゲーショントランスデューサを具えており、別のカテーテルでＲＦ切除を行う間に、その位置を追跡する、あるいは進めることができる。しかしながら、この明細書は限定的なものではなく説明の目的で切除カテーテルを引用するものである。
【００１５】
コントローラ１６０は、電源１１０のＲＦ発生器１１１を駆動するタイミング信号１６２と、ナビゲーションシステムを駆動するタイミング信号１６４とを発生する。必要があれば、光インターフェースなどのインターフェース１４０でタイミング信号１６４をナビゲーションシステム１３０を駆動するのに好適なタイミング信号１６５にフォーマットあるいはコンフィギュアすることができる。ナビゲーションシステム１３０は、超音波エネルギィ又はトランスデューサ１３１間の信号１３３（通常「信号」）を用いて基準システム１３７を設定する。ナビゲーションシステムはまた、エネルギィ送出デバイス１２０の切除カテーテルトランスデューサ１２１と、基準カテーテルトランスデューサ１３１との間で送受信される超音波エネルギィ又は信号（通常「信号」）に関連するデータ１２４を捕捉して処理する。
【００１６】
図１に示す実施例は、電源１１０の構成部品であるコントローラ１６０を具える。その他のシステム構成も使用することができる。例えば、図２に示すように、コントローラ１６０は、ナビゲーションシステム１３０の構成部品である。図２に示す実施例では、コントローラ１６０がナビゲーションシステム１３０を駆動するタイミング信号２６４と、ＲＦ発生器１１１を駆動するタイミング信号２６２を生成する。必要があれば、インターフェース１４０がこのタイミング信号２６２を、ＲＦ発生器１１１の駆動に適したタイミング信号２６３にフォーマット又はコンフィギュアすることができる。
【００１７】
当業者は、様々なコントローラ１６０の構成を使用できることを認識するであろう。例えば、ナビゲーションシステム１３０は、タイミング信号に優先する専用のコントロールを有することができ、電源１１０はタイミング信号に優先する専用のコントロールを有することができ、あるいは、このコントロールを電源１１０とナビゲーションシステム１３０に配置するあるいはこれらの間で共有することもできる。限定ではなく説明及び図に示す目的で、本明細書では主に、コントローラ１６０が電源１１０の構成部品である図１に示す構成を引用している。
【００１８】
ナビゲーション又は位置決定システム１３０は、基準カテーテル１３２の超音波トランスデューサ１３１を用いて、３−Ｄ基準座標システム１３７にグリッド又はマップを作る。身体を介して心臓などの患者１７０のターゲット領域へ基準カテーテル１３２を挿入する。システム１００は、身体のその他の領域に使用することもできるが、この明細書は限定的なものではなく説明の目的で心臓を含むアプリケーションについて述べている。
【００１９】
基準カテーテル１３２に担持されているトランスデューサ１３１は相互に信号（通常１３３）を送受信する。プロセッサ１３５は、信号１３３が基準カテーテルの各トランスデューサ１３１の間で送受信されるのにかかる時間に関するデータ（通常１３４）を捕捉する。プロセッサ１３５は、このデータ１３４を用いて、身体内におけるトランスデューサ１３１間の距離を、例えば、「飛行時間（time of flight）」計算を用いて決定する。プロセッサ１３５は、これらの距離の三角測量を行って、基準トランスデューサ１３２の互いに対する位置を設定し、３−Ｄ座標システム１３７を設定する。この設定した座標システム１３７は、臨床医あるいは外科医が使用するために、グラフィックスディスプレイ１５０上に３−Ｄでグラフィカルに表示することができる。飛行時間及び三角測量による決定については、図１４及び１５を参照して更に詳細に述べる。
【００２０】
３−Ｄ座標システム１３７が一旦設定されると、外科医は、マッピング又は切除カテーテル１２２などのエネルギィ送出デバイスをターゲット領域１７０に案内することができる。設定した座標システム１３７に対する切除カテーテル１２２の超音波トランスデューサ１２１の位置は、切除カテーテル１２２の一又はそれ以上のトランスデューサ１２１と基準カテーテル１３２の一又はそれ以上のトランスデューサ１３１との間で送信される信号１２３を用いて決定することができる。プロセッサは、トランスデューサ１３１に対するトランスデューサ１２１の相対位置に関連するデータ１２４を捕捉して、基準グリッド１３７と心臓１７０内のカテーテル１２３の位置を正確に決定することができる。
【００２１】
切除カテーテル１２２が正しく位置決めされた後、ＲＦ発生器１１１が始動され、切除カテーテル１２０の電極１２７を介してターゲットの心臓組織１７０へ電流１１２を提供する。
【００２２】
従って、ナビゲーションシステム１３０に用いられるトランスデューサ１２１と１３１は、従来の撮像システム又は視覚化システムの一般的な超音波トランスデューサとは異なる。例えば、切除カテーテル１２０と基準カテーテル１３２のトランスデューサ１２１と１３１は、基準システムを設定し、この基準システムを用いて位置を決定するのに使用される。更に、トランスデューサ１２１及び１３１は等方性である、すなわち、これらのトランスデューサはフォーカスされていない超音波エネルギィを全方向に射出するので、他のトランスデューサによって超音波エネルギィを検出することができる。反対に、従来の超音波撮像システム又は視覚化システムでは、超音波トランスデューサは、フォーカスされ、通常、制御された超音波エネルギィを射出し、このエネルギィは特定のターゲット領域に向けられている。このフォーカスされたエネルギィは反射され、検出されて、ターゲット領域の画像を生成するべく処理される。
【００２３】
タイミング信号１６２及び１６４は、ＲＦ発生器１１１とナビゲーションシステム１３０を異なる時間に始動するので、ＲＦ発生器１１１によって生成される電流１１２は、様々なトランスデューサ間での超音波信号の伝送を、これらの信号の送受信を含めて、有意に妨害しない、あるいは妨害しない。従って、ＲＦ電流１１２は、カテーテル１２０及び１３２の超音波トランスデューサ１２１及び１３１間で送信される超音波信号１２３、基準カテーテルの様々な超音波トランスデューサ１３１間で送信される信号１３３、及びプロセッサ１３５による対応するデータ１２４の捕捉を有意に妨害しない。
【００２４】
タイミング信号１６２と１６４の位相とデューティサイクルは、相互に「交番」するようにプログラムされている。従って、ＲＦ発生器１１１と出力１１２は、ナビゲーションシステム１３０と超音波信号１２３が不活性であるときに活性になる。逆に、超音波信号１２３は、ＲＦ発生器１１１と出力１１２が不活性であるときに、活性になる。
【００２５】
この結果、カテーテル１２０の超音波トランスデューサ１２１の位置が、設定された３−Ｄ基準座標システム１３７に対して正確にモニタされるので、ＲＦ切除を行う前及び行っている間に、超音波トランスデューサ１２１を具える切除カテーテル１２０の位置をモニタして、必要に応じて調整することができる。切除カテーテル１２０の位置は、臨床医用に、ディスプレイ１５０上でグラフィックレンダリングあるいはグラフィック表示として表すことができる。
【００２６】
この分野の当業者は、同様の「干渉」の問題とゲーティング及び交番技術を、電磁（ＥＭ）ナビゲーションシステム又は位置決定システムを含む他のナビゲーション信号に使用できることを認識するであろう。例えば、高パワー又は最大パワーのＲＦエネルギィは、基準又は切除カテーテルによって射出されるＥＭ信号と干渉することがある。しかしながら、この明細書は限定的なものではなく説明の目的で超音波トランスデューサ信号に言及している。
【００２７】
一般的なタイミング原理が図３及び４Ａに示されており、特別な実装が図４Ｂに示されている。これらのタイミング信号及び制御は、ハードウエア及び／又はソフトウエアに実装して、ＲＦ発生器によって生成した電流が、ナビゲーション／位置決定システム１３０による超音波信号を送信及び／又は受信と干渉しない又は有意に干渉しないようにＲＦ発生器１１１と超音波トランスデューサ１２１及び１３１を駆動することができる。
【００２８】
一の実施例では、図３に一般的に示すように、電源１１０内のＲＦ発生器１１１へ送るタイミング信号１６２がハイ３０２であるときに、ＲＦ発生器１１１が始動してＲＦ切除３００を実行し、一方、タイミング信号１６２がロー３０４のときにＲＦ発生器１１１とＲＦ切除３００は不活性である。一の実施例では、ＲＦ発生器１１１は、超音波信号に比べてより長い時間始動される。例えば、制御回路１６０は、８０〜９０％のデューティサイクルを持つようにプログラムすることができる。換言すると、ＲＦ発生器１１１（及びＲＦ切除３００）は、ある時間ピリオドの約８０〜９０％の間始動しており、この時間ピリオドの約１０〜２０％の間不活性である。
【００２９】
例えば、各１ｍｓの間、ＲＦ発生器１１１と切除３００は約８００〜９００μ秒、好ましくは、約８２５〜８７５μ秒始動しており、約１００〜２００μ秒、好ましくは約１２５〜１７５μ秒不活性である。オフピリオド３０４の間に、例えば対流による加熱など、組織のその他の熱処理を続けるようにしても良い。なぜなら、電源ＲＦ発生器１１１と、ＲＦ切除が不活性である短い時間に、組織に残っている熱エネルギィがその組織を処置するためである。同様に、超音波信号とその捕捉、及びナビゲーション３１０は、期間３１２（ＲＦ発生器１１１がオン）の間不活性であり、期間３１４（ＲＦ発生１１１がオフ）の間は始動している。
【００３０】
これらのデューティサイクルに起因して時間に優先したパワー、又は平均パワー、又は「ＲＭＳ」パワーが決定されて、組織が焦げてしまったり、血液が凝固したりすることを低減、あるいは防止する一方で、組織を効率よく切除するのに十分な電流及びパワーが提供される。これらのデューティサイクルは、また、十分な量の超音波情報１２１が得られるようにして、ＲＦ切除を行う前及び行っている間、切除カテーテル１２０の位置を正確に決定して、モニタすることができるようにする。可変切除能力が必要な場合は、電源１１０のピークパワーレベルを必要に応じて調整して、より多くのあるいはより少ない切除パワーを提供することができる。例えば、オペレータは電源１２０に設定する「平均パワー」又は「ｒｍｓパワー」を調整することができ、この結果、選択された平均出力あるいはｒｍｓパワー出力を提供するようにピークパワーが調整される。
【００３１】
この分野の当業者は、例えば、システム又は部品の公差によって、超音波サイクルの開始は、ＲＦ切除サイクルの終端と完全に整列しないことを認識するであろう。従って、図３は実質的に非オーバーラップタイミング信号を示しているが、使用に際しては、許容できる程度の小さなオーバーラップが生じることがあり、ＲＦ切除３００と超音波ナビゲーション３１０間の切替は有効である。
【００３２】
代替の実施例では、図４Ａに一般的に示すように、超音波ナビゲーションタイミング信号１６４は、残留ＲＦ信号と、システム及び部品の公差を補償するために必要に応じて遅延させることができる。例えば、図４Ａに示すように、コントローラ１６０はトランスデューサ間で信号を活性化し、超音波を捕捉する前に、例えば、約０から約１００μ秒、好ましくは、約２５μ秒の遅延４００を取り入れている。この遅延４００は、フィルタや、電源１１０の磁気部品に存在する残留ＲＦ信号が、ゼロまで、あるいはこれらが超音波信号１２１と捕捉１２４を妨害しないような実質的低レベルまで確実に減衰するようにする。代替の実施例では、図６及び１１を参照して以下に更に詳細に述べるように、システム１００が、超音波サイクルが開始する前に残留ＲＦ信号の減衰を促進する「エネルギィトラップ」回路を具える。
【００３３】
一の実施例のより特別なタイミングの実装が図４Ｂに示されている。この実施例は、ナビゲーション／位置決定システム１３０がトランスデューサを始動して、超音波信号を伝送する時間を変更するフレキシビリティを提供する。このフレキシビリティは、超音波信号がより長い距離伝送される場合に特に有益である。例えば、典型的な超音波の伝送距離は、約２００ｍｍであり、約１５０ｍｍ乃至約３００ｍｍといったより長い距離は、患者の皮膚に受信器を配置した場合に生じる。従って、内部超音波送信器及び受信器、及び内部及び外部送信器及び受信器を組み合わせたものを使用したシステムに様々な実施例を適用可能である。
【００３４】
図４Ｂを参照すると、ＲＦコントロール（ＲＦＣ）信号４５０、ＲＦオン／オフ信号４６０、送信信号４７０及び受信信号４８０の４つの信号を用いて、ＲＦ切除と超音波送信のタイミングを制御している。ＲＦＣ信号４５０は、電源１１０又はＲＦ発生器１１１から、ナビゲーション／位置決定システム１３０へ提供される。ＲＦオン／オフ信号４６０は、電源１１０又はＲＦ発生器１１１の出力である。図４Ｂに示すように、ＲＦオン／オフ信号４６０は、「活性ハイ」信号である。換言すると、ＲＦ発生器１１１は、ローの時にオフであり、ハイの時にオンである。実際は、ＲＦオン／オフ信号４６０は、活性ロー、すなわち、信号４６０がローのときにＲＦ発生器１１１がオンで、この信号がハイのときにオフであっても良い。送信信号４７０は、ナビゲーション／位置決定システム１３０によって発生し、トランスデューサが始動して超音波信号を射出する時を制御する。受信信号４８０もナビゲーション／位置決定システム１３０によって発生し、受信窓４８２が開いている間に、受信器検出回路を使用可能にする。
【００３５】
使用に際しては、ＲＦＣ信号４５０のローからハイへの移行が、窓４５５（この例では１００μ秒）の開始をマークするよう動作する。この窓が開始する前にＲＦ発生器１１１は、ＲＦオン／オフ信号４６０によって始動している。従って、図に示すように、超音波ナビゲーションシステム１３０は、ＲＦ発生器１１１がオフになった直後、すなわちこの例ではＲＦ発生器１１１が不活性化された約２５μ秒４６５後に、送信信号４７０をトリガする。同様に、超音波／ナビゲーションシステム１３０は、一又はそれ以上のトランスデューサを始動して、約１２９μ秒の受信窓４８２が開いている間受信器の検出回路を使用可能にする、受信信号４８０を提供する。
【００３６】
より長い伝送距離が用いられている場合は、送信信号４７０をより早い時期、すなわち、符号４７５で示すように、ＲＦ発生器がまだオンである間にトリガすることができる。換言すると、このトリガは、１００μ秒の窓４５５の間であり、ＲＦ発生器がオンである間に始動することができる。この結果、窓４８２が開いている間で、ＲＦ発生器が始動していない間に受信を行いながら、より長い時間、従って、より長い距離、超音波信号を送信することができる。
【００３７】
実際、この分野の当業者には、上述の例示的な信号継続期間が、様々な実施例とアプリケーションで使用することができるその他の継続期間を単に代表するものに過ぎないことは自明である。従って、２５、１００、１２５、１２９及び２５４μ秒のタイミングインターバルを含む特別な例は、様々な実施例を限定するものと考えるべきではない。
【００３８】
図５は、ゲーティングシステム１００を更に詳細に示す図である。図に示す実施例は、電源１１０内にインターフェース１４０を具えているが、インターフェース１４０は、図１に示すように、電源１１０に外付けすることもできる。図に示す実施例では、システム１００は、マイクロコントローラ、マイクロプロセッサ、プログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ）、分散ロジック又はその他の好適なロジックデバイス（一般的に、「ゲーティングロジック」５００）などのコントローラ１６０を具える。必要に応じて様々なロジック言語を使用して、様々なロジックデバイスをプログラムすることができる。限定するものではないが、この言語にはハードウエア記載言語（Hardware Description Language：ＨＤＬ）や、ＶＨＳＩＣハードウエア記載言語（ＶＨＤＬ）が含まれる。
【００３９】
ゲーティングロジック５００は、スイッチ５０２を介してユーザによって最初に始動される。インディケータ５０４がユーザにゲーティングロジック５００が始動されたことを通知する。インディケータ５０４は、例えば、発光ダイオード（ＬＥＤ）などの目に見えるインディケータであっても、あるいは、ベープや音などの可聴インディケータであっても良い。
【００４０】
ゲーティングロジック５００は、ＲＦ発生器１１１を駆動するタイミング信号１６２（ＲＦクロック）と、ナビゲーションシステム１３０を駆動するタイミング信号１６４（Gating Sync ? Optical Out）を発生する。タイミング信号１６２及び１６４は、ゲーティングインターバル５１０の間に、ＲＦクロックタイミング信号１６２がローに切り替わってＲＦ発生器１１１を不活性化するように、及びゲーティング同期タイミング信号１６４がハイに切り替わって超音波トランスデューサ１２１及び１３１と超音波捕捉を駆動するように、同期されている。この結果、トランスデューサ１２１と１３１間での超音波伝送と信号の検出は、「不活発」なゲーティング期間５１０の間に、切除電流１１２からの干渉を受けることなく行うことができる。このデータ１２４は、プロセッサ１３５によって捕捉され、基準システム１３７に対する切除カテーテルトランスデューサ１２１の位置を決定することができる。
【００４１】
ＲＦ発生器１１１は既知の様々なスイッチング発生器であってもよい。これは、約２００ｋＨｚから約８００ｋＨｚ、好ましくは約５００ｋＨｚの周波数で、最大電流が２Ａ、最大電圧が１７０Ｖの電流１１２を提供する。ＲＦ発生器の出力１１２は、トランス５３０によってカップリングされている。帯域フィルタ５４０（直列ＬＣネットワーク）が、伝送されてきた出力１１２を、切除カテーテル１２０用の周波数約５００ｋＨｚ、０−１７０ボルトのサイン波信号に成形する。
【００４２】
図６を参照すると、ゲーティングシステムの代替の実施例は、固体スイッチなどの「エネルギィトラップ」回路又はＲＦ減衰回路６００を具える。エネルギィトラップ回路６００は、ＲＦエネルギィが非活性化された後、すなわち、超音波捕捉１２４に先行する各「ゲーティング」期間５１０の開始時に、例えば帯域フィルタ５４０やトランス５３０の磁気部品に存在する残留ＲＦ信号の減衰を促進する。
【００４３】
特に、ゲーティングインターバル５１０の間は、ゲーティングロジック５００がＲＦクロック１６２を停止して、エネルギィトラップスイッチ６００を閉じる。この結果、帯域フィルタ５４０内のＲＦエネルギィが切除電極１２７の出力に漏れることがない。エネルギィトラップ６００は、活性又はハイＲＦ信号から、超音波信号１２１及び１３１とその捕捉１２４を妨害しないゼロ又は低レベルへのより早い遷移を提供する。必要があれば、ゲーティングロジック５００は、ＲＦ発生器１１１がオフに切り替わった後、エネルギィトラップスイッチ６００を閉じる前に、ＲＦ発生器１１１が確実にオフになるように、例えば１μ秒といった、わずかな遅延を導入することができる。
【００４４】
図７乃至１３は、図１、２、５及び６のシステムブロック図の構成部品の部分に対応する回路、ロジック、及びタイミング図を示す。これら特別な回路図は、カリフォルニア州９５１３４、サンホセ、オーチャードパークウエイ２７１０所在のBoston Scientific Corporation 社によって製造され、米国特許第６，４９０，４７４号に概略が記載されているＰＡＭモデルNo.8200及びＰＡＭｉ部品No. 09-1685-000を含む、現存の超音波ナビゲーション製品に使用するように構成されている。従って、この分野の当業者は、ゲーティングシステムの実施例がさまざまな回路部品を具えていても良く、必要に応じてその他のナビゲーションシステムとアプリケーション用に構成することができることを認識するであろう。このように、図７乃至１３に示す回路図及びロジック図は、超音波ナビゲーション３００及びＲＦ切除３１０間での切替を実装するのに使用することができるその他の様々な回路設計の例証となる。超音波ナビゲーションシステム１３０の部品を動作させて、飛行時間及び三角測量による位置決定を用いて３−Ｄ基準座標システムを生成する方法を、更に詳細に説明する。
【００４５】
図１４を参照すると、上記に概略を説明したとおり、ナビゲーションあるいは位置決定システム３００とその手順は、基準カテーテル１３２の超音波トランスデューサ１３１を使用して患者の心臓１７０内の３−Ｄ基準座標システム１３７を設定するようにしている。各基準カテーテル１３２は、複数の超音波トランスデューサ１３１、好ましくは少なくとも４つのトランスデューサ１３１を具えている。基準カテーテルトランスデューサ１３１は、音圧を電圧に変換することによって超音波受信器として機能し、電圧を音圧に変換することによって超音波送信器として機能する。
【００４６】
既知の技術と計算を用いて送信トランスデューサ１３１から各受信トランスデューサ１３１へと超音波パルスが移動する時間を測定することによって、各基準カテーテルトランスデューサ１３１と、その他の基準カテーテルトランスデューサ１３１との間の距離をコンピュータで計算する。これらの距離測定は、好ましくは、並列に行われるため、一つの基準カテーテルトランスデューサ１３１から超音波パルスが射出されると、このパルスがシステムで使用されているその他のトランスデューサの各々に届くそれぞれの時間をシステムが同時に測定する。
【００４７】
これらの決定は、心臓中の音響信号の速度に基づいてなされ、例えば血液や組織などで生じるわずかな変化を伴うが、約１５７０−１５８０ｍｍ／ｍｓｅｃである。音パルスが一のトランスデューサ１３１から別のトランスデューサへ届く時間は、従って、飛行時間に、心臓内の音パルスの速度を掛け合わせる（すなわち、１５７０−１５８０ｍｍ／ｍｓｅｃを掛ける）ことによって、トランスデューサ１３１間の距離に変換することができる。
【００４８】
飛行時間の原理と、ジオメトリックな三角測量の原理とを組み合わせて、プロセッサ１３５と、増幅器及び位置測定ハードウエア１４００、及びカテーテル（一般的に１４１０）を用いて３−Ｄ座標システム１３７を設定する。一又はそれ以上の基準カテーテル１３２は、心臓１７０又は周辺の脈管（あるいは、食道などのその他の領域）に導入され、処置を行う間、正しい場所におかれている。基準カテーテル１３２が患者の心臓１７０内、あるいは近傍に配置されると、システムはまず、「飛行時間」の原理を用いて各基準カテーテルのトランスデューサ１３１間の距離を測定する。プロセッサ１３５は、これらの距離を用いて、基準トランスデューサ１３１の相対位置を設定し、３−Ｄ座標システム１３７を設定する。
【００４９】
例えば、図１５を参照すると、３−Ｄ座標システム１３７は、符号Ｔ１−４で示す少なくとも４つの基準トランスデューサ１３１を含む基準カテーテル１３２を用いて設定される。これらのトランスデューサＴ１−Ｔ４は、以下の通り３−Ｄ座標システム１３７を規定する：Ｔ１乃至Ｔ３は、ｚ＝０において面Ｐを規定し；一の基準トランスデューサＴ１は、座標システムの原点を規定し；Ｔ３とＴ２の間のラインはシステムのｘ−軸を規定し；Ｔ３はｚ＝０の面内にある。４番目の基準トランスデューサＴ４は、ｚ＞０のときに、面Ｐの一方の側にある。
【００５０】
基準カテーテル１３２は、少なくとも４つのこのようなトランスデューサ１３１を具えていることが好ましいので、３−Ｄ座標システム１３７は、単一の基準カテーテル１３２を使用して設定することができる。所望であれば、基準カテーテル１３２はより多くのトランスデューサ１３１有していても良く、あるいは三次元座標システム１３７を設定するのに一以上の基準カテーテルを使用するのであれば、より少ないトランスデューサ１３１を具えていても良い。
【００５１】
４つ以上の基準トランスデューサ１３１を使用することは、システムに余剰部分を加え、システムの精度を強化するという意味で有利である。４つ以上の基準トランスデューサ１３１を使用する場合、カテーテルトランスデューサ１３１の位置が過剰に決定されるという問題がある。追加の余剰は、基準トランスデューサ１３１とカテーテルトランスデューサ１２１との間の測定した距離にノイズがある場合に、より精度を高める。過剰に決定することの問題は、「Use of Sonomicrometry and Multidimensional Scaling to Determine 3D Coordinates of Multiple Cardiac Locations: feasibility and implementation」、Ratciffle et. al., IEEE Transactions Biomedical Engineering, Vol. 42, no. 6, June 1995に記載されているように、複数ディメンションのスケーリングを用いて解決することができる。
【００５２】
基準トランスデューサ１３１の座標は、コサインの法則を用いてコンピュータで計算することができる。例えば、Advanced Mathematics, A preparation for calculus, 2nd Ed., Coxford, A. F., Payne J. N., Harcort Brace Jovanovich, New York, 1978, p. 160を参照されたい。各基準トランスデューサ１３１は、超音波パルスの受信と送信の双方ができなくてはならず、その他の各基準トランスデューサ１３１で受信された音パルスを別途射出するように作られている。図１５に示す距離ｄ１乃至ｄ６は、音パルスが基準トランスデューサ１３１の各対間を移動するのにかかるそれぞれの時間を用いて計算することができる。これらの距離は三角測量されて、基準トランスデューサ１３１の互いに対する位置、従って、３−Ｄ座標システム１３７を設定する。
【００５３】
図１４を参照すると、３−Ｄ座標システム１３７が一旦設定されると、以下のようにして心臓近傍あるいは心臓内に配置されたマッピングあるいは切除カテーテル（一般的に図１４における１４１０）などの医療デバイス１２０の追加のトランスデューサ１２１の位置を、３−Ｄ座標システム１３７内で計算することができる。まず、「飛行時間」法を用いて、基準トランスデューサ１３１のＴ１乃至Ｔ４の各々と、追加のカテーテルトランスデューサ１２１（図１５において、ＴＣＡＴＨで表す）間の距離を並行して設定する。これらの距離は、好ましくは、座標システム１３７を設定するためになされた距離測定と並行して実行する。次いで、基本的な代数学とコサインの法則を用いて（例えば、上述のAdvanced Mathematicsのテキストを参照）ＴＣＡＴＨ１２１の基準トランスデューサ１３１に対する座標を、三角測量を用いて、Ｔ１乃至Ｔ４からＴＣＡＴＨ１２１までの測定した距離を用いて、計算する。
【００５４】
基準カテーテル１３２の全体又は部分の位置も同様に表示することができる。システムは、システムに予めプログラムされている様々なカテーテルのモデルに基づいてトランスデューサの位置の座標からカテーテルの位置を推定し、グラフィカルユーザディスプレイ（図１のディスプレイ１５０参照）上に各カテーテルの位置と方向を表示するようにプログラムされることが好ましい。追加のカテーテル１２０及びトランスデューサ１２１の全体あるいは部分（例えば、その遠位先端、電極又は切除部分、あるいは、もしあれば興味の対称であるその他の部分）の位置が表示される。基準カテーテル１３２は、これによって、内部座標システム１３７を設定し、これによって心臓内のＥＰカテーテルトランスデューサ１２１の相対位置を三角測量を用いて計算し、三次元ディスプレイ１５０にリアルタイムで示すことができる。
【００５５】
カテーテル１２２の遠位先端位置（及び、従って生体構造部位の位置）も、予めプログラムされたカテーテル１２２のモデルを用いて、トランスデューサ１２１の位置から推定することができる。例えば、プロセッサ１３５は、マッピング／切除カテーテル１２２によって捕捉した生体構造ポイントに基づいて心室の表示をグラフィカルに再構築することができる。特に、プロセッサ１３５は、各々が心臓内において捕捉されるときに球面モデルを生体構造ポイントに変形する。これらの構築された表示又はレンダリングは、通常、従来の超音波生成、反射及び検出と、画像形成技術を使用して心臓の画像を生成する既知の超音波視覚化システムで生成した画像より、一層正確で有益である。ナビゲーションシステムに関する更なる詳細は米国特許第６，４９０，４７４号に見ることができる。
【００５６】
図１６乃至１８は、例示的なカテーテルを示す。図１６を参照すると、超音波ナビゲーションシステム３００に使用することができる一の例示的な基準カテーテル１６００は、遠位端に複数の超音波トランスデューサ１３１を配置した細長のカテーテルである。トランスデューサ１３１は、超音波信号を送受信することができる圧電トランスデューサである。基準カテーテル１６００は、上述の超音波トランスデューサを設けることによって、典型的なＥＰカテーテルと一体化することができる。これによって、ＥＰ手順用にすでに必要とされているカテーテルを用いた位置決定及びナビゲーション機能にシステムを使用することができる。従って、このシステムを使用することで、ＥＰ手順が位置決定機能なしで実行されるのであれば、外科医は必要以上に多くのカテーテルを使用する必要がない。
【００５７】
もう一つの例示的なカテーテルが図１７に示されている。基準カテーテル１７００は、遠位側のＥＰ電極１７１０対と、この遠位先端に設けた超音波トランスデューサ１３１と、この遠位先端の近位側の追加の超音波トランスデューサ１３１を有するＲＶアペックスカテーテルであってもよい。更なる代替のカテーテルは、冠状静脈洞基準カテーテル１８００（図１８）であり、このカテーテルは、冠状静脈洞内に配置されたカテーテル部分の上に分布させたＥＰ電極１７１０の少なくとも３つのバイポール対を具え、やはり冠状静脈洞内にあるカテーテルの部分上に分布させた少なくとも３つの超音波トランスデューサを有する。遠位側電極１７１１を使用する基準カテーテルも、図１９及び２０に示す基準カテーテルのように使用することができる。
【００５８】
ナビゲーションシステムの最適動作周波数は、超音波トランスデューサ１２１と１３１の共振周波数を考慮して決定される。システム中で用いられているトランスデューサの寸法、したがって共振とを与えると、トランスデューサは、長さモードにおけるトランスデューサの共振周波数である、約０．５ＭＨｚで最も好ましく動作することがわかった。トランスデューサ１２１と１３１は、等方性であり、約１１４度のビーム幅を持つ。このビーム幅は信号振幅がピーク振幅から６ｄＢ以下に落ちない角度として規定される。所望であれば、エポキシ又はその他の材料でできた球形ビーズの形状をした発散レンズを、セラミックシリンダの上に形成して、信号強度をビーム幅以上に均一にすることができる。
【００５９】
カテーテル１２２の遠位先端の位置（従って生体構造部位の位置）も、予めプログラムされたモデルのカテーテル１２２を用いてトランスデューサ１２１の位置から推定することができる。プロセッサ１３５は、マッピング／切除カテーテル１２２によって捕捉した生体構造ポイントに基づいて心室１７０の表示をグラフィカルに再構築することができる。特に、プロセッサ１３５は、心臓内で各々を捕捉するときに、球面モデルを生体構造ポイントに変形する。これらの構築された表示又はレンダリングは、通常、従来の超音波生成、反射及び検出と、画像形成技術を使用して心臓の画像を生成する既知の超音波視覚化システムで生成した画像より、一層正確で有益である。
【００６０】
ＥＰデータは、適宜のマッピング位置内にマッピング／切除カテーテル１２２を配置し、システムを始動させて、関連するマッピング電極によって検知されるＥＰデータ又は始動ポイントを記録することによって捕捉することができる。マッピング電極の座標は、近似して、捕捉したＥＰデータ内で関連させることができる。所望の場合は、等時性のマップ（すなわち、下に位置する心臓組織の活性化時間をカラーコード化した画像）を、ＥＰデータから生成し、心室のグラフィカル再構築画像の上にＥＰデータを重畳することによって、３−Ｄコンテキストで表示することができる。
【００６１】
代替的に、外科医は、始動ポイントの分散マップを表示することができる。この場合、再構築した心室は表示されない。一旦ＥＰデータが捕捉され、心臓モデル表面にマッピングされると、マッピング／切除カテーテルをＥＰデータによって同定されたターゲット部位へと操縦して、これらの部位で組織を治療的に切除する手術を行う。
【００６２】
心臓内のマッピング又は切除カテーテルの位置をモニタすることに加えて、切除を行う間のインピーダンスと温度をモニタすることもできる。このシステムは、パワーレベル又はインピーダンスレベルを操作して、電源１１０のピークパワーを変更することができる。例えば、ＲＦエネルギィが心臓組織を焦がし始めたり、あるいは血液が凝固し始めると、インピーダンスと電力ワットが上がり、これによって、臨床医にパワーレベルを低減するべきであること、あるいは、カテーテルを再配置できることを警告する。
【００６３】
米国特許第６，４９０，４７４号は、３−Ｄ基準座標システム、飛行時間、三角測量、基準カテーテル、及び例示的なマッピング及び切除カテーテル構造１５００に関連する更なる情報を含む。
【００６４】
この分野の当業者は、図に示す実施例を心臓組織以外の身体組織の治療に使用できることを認識するであろう。更に、図に示す回路図は例示的な回路部品を示すためのものであるので、必要があれば、その他の回路とシステム構成を使用できる。更に、この明細書は、主に超音波信号との干渉を低減する又は除去することに言及して実施例を説明しているが、同じ又は同様の原理及び構成部品を、電磁信号に使用することもできる。タイミング信号に先行する更なるコントロールは専用であっても、共用であっても良く、別のアプリケーション用に必要に応じてその他のデューティサイクル及び遅延を用いてもよい。従って、ゲーティングシステムはここに記載して説明した特別な例示的実施例に限定されるものではなく、添付の請求の範囲から外れることなく、記載した実施例に変形、変更、代替を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００６５】
図面を参照すると、全体を通して対応する部分には同じ符号が付されている。
【図１】図１は、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替えるコントローラを電源内に有するゲーティングシステムの実施例のブロック図である。
【図２】図２は、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替えるコントローラを超音波ナビゲーションシステム内に有するゲーティングシステムの実施例のブロック図である。
【図３】図３は、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替えるタイミング信号を示す図である。
【図４Ａ】図４Ａは、超音波ナビゲーションとＲＦ切除の間を切り替える超音波捕捉を開始する前に遅延を含むタイミング信号を示す図である。
【図４Ｂ】図４Ｂは、代替の実施例に使用する遅延を含むタイミング信号を示す図である。
【図５】図５は、スイッチングシステム又はゲーティングシステムの実施例を示すより詳細なブロック図である。
【図６】図６は、選択的にエネルギィトラップあるいはＲＦ減衰回路を有するスイッチングシステム又はゲーティングシステムの実施例のより詳細なブロック図である。
【図７】図７は、図５及び６に示すゲーティングロジック部分に対応する回路図である。
【図８】図８は、ゲーティングロジック回路のロジック及びタイミング構成部品を示す回路図である。
【図９】図９は、ゲーティングロジック回路のタイミング信号を示す図である。
【図１０】図１０は、通信インターフェースの光トランスミッタを示す回路図である。
【図１１】図１１は、エネルギィトラップ又はＡＦ減衰回路部分に対応する回路図である。
【図１２】図１２は、ゲーティングシステム構成部品間の接続を示す回路図である。
【図１３】図１３は、ゲーティングシステム構成部品間の接続を示す別の回路図である。
【図１４】図１４は、超音波ナビゲーションシステムの主な構成部品を表す図である。
【図１５】図１５は、３−Ｄ基準座標システムを設定する方法を示す図である。
【図１６】図１６は、３−Ｄ基準座標システムを設定するのに使用することができる基準カテーテルの側面図である。
【図１７】図１７は、別の基準カテーテルの側面図である。
【図１８】図１８は、追加の基準カテーテルの側面図である。
【図１９】図１９は、別の好適なトランスデューサと電極構成を有する更なる基準カテーテルの側面図である。
【図２０】図２０は、別の好適なトランスデューサと電極構成の別の好適な基準カテーテルの側面図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療デバイスを位置決めし、身体内の組織を切除するシステムにおいて：
前記組織の切除に適した電流を発生し、エネルギィ送出デバイスにその電流を提供する電源であって、前記エネルギィ送出デバイスが前記組織へ前記電流を提供して当該組織を切除するように構成されている、電源と；
三次元基準座標システムを設定して、当該基準座標システム内の前記エネルギィ送出デバイスの位置を決定するナビゲーションシステムと；
前記電源とナビゲーションシステムを始動する間に、前記ナビゲーションシステムが前記組織を切除する間に前記電源電流から有意な干渉を受けることなく動作するように切替を行うコントローラと；
を具えることを特徴とするシステム。
【請求項２】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記電源が高周波発生器を具えることを特徴とするシステム。
【請求項３】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記電流の周波数が約５００ｋＨｚであることを特徴とするシステム。
【請求項４】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記電源が可変平均又はＲＭＳパワーを有することを特徴とするシステム。
【請求項５】
請求項４に記載のシステムにおいて、前記平均又はＲＭＳパワーをユーザが調整可能であることを特徴とするシステム。
【請求項６】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが前記身体内に配置可能な基準カテーテルを具え、前記基準カテーテルがその上に複数の超音波トランスデューサを有しており、前記複数の超音波トランスデューサ間の信号が、前記基準座標システムを設定するのに使用されることを特徴とするシステム。
【請求項７】
請求項６に記載のシステムにおいて、前記基準カテーテルが少なくとも４つの超音波トランスデューサを有することを特徴とするシステム。
【請求項８】
請求項６に記載のシステムにおいて、前記複数の超音波トランスデューサが等方性であることを特徴とするシステム。
【請求項９】
請求項６に記載のシステムにおいて、前記複数の超音波トランスデューサが、前記複数の超音波トランスデューサ以外の各トランスデューサ間の信号の送受信を行うことを特徴とするシステム。
【請求項１０】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラがマイクロプロセッサを具えることを特徴とするシステム。
【請求項１１】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラがプログラム可能なロジックデバイスあるいは分散ロジックであることを特徴とするシステム。
【請求項１２】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが約８０％−９０％のデューティサイクルを有するように電源にタイミング信号を提供することを特徴とするシステム。
【請求項１３】
請求項１２のシステムにおいて、約１ｍｓの期間に、前記電源が約８００−９００μ秒間始動されることを特徴とするシステム。
【請求項１４】
請求項１２に記載のシステムにおいて、前記コントローラが約１０％−２０％のデューティサイクルを有する前記ナビゲーションシステムについてのタイミング信号を提供することを特徴とするシステム。
【請求項１５】
請求項１４のシステムにおいて、約１ｍｓの期間に、前記ナビゲーションシステムが約１００−２００μ秒間始動されることを特徴とするシステム。
【請求項１６】
請求項１２に記載のシステムにおいて、前記デューティサイクルが前記コントローラ内でプログラムされていることを特徴とするシステム。
【請求項１７】
請求項１２に記載のシステムにおいて、前記デューティサイクルが固定であることを特徴とするシステム。
【請求項１８】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが送信トランスデューサと受信トランスデューサを具え、前記電源が電流を発生していない間に、前記送信トランスデューサが信号を射出し、前記受信トランスデューサがこの射出された信号を受信することを特徴とするシステム。
【請求項１９】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが送信トランスデューサと受信トランスデューサを具え、前記電源が電流を発生している間に、前記送信トランスデューサが信号を射出し、前記電源が電流を発生していない間に、前記受信トランスデューサがこの射出された信号を受信することを特徴とするシステム。
【請求項２０】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが前記電源の一部品であることを特徴とするシステム。
【請求項２１】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが前記ナビゲーションシステムの一部品であることを特徴とするシステム。
【請求項２２】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが前記電源と前記ナビゲーションシステムの間に配置されていることを特徴とするシステム。
【請求項２３】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが更に、前記ナビゲーションシステムを始動する前に前記電源によって提供された前記電流の減衰を促進する回路を具えることを特徴とするシステム。
【請求項２４】
請求項２３に記載のシステムにおいて、前記減衰回路が固体スイッチを具えることを特徴とするシステム。
【請求項２５】
請求項１に記載のシステムが更に、前記コントローラと前記ナビゲーションシステムの間にインターフェースを具え、制御信号がこのインターフェースを介して送受信されることを特徴とするシステム。
【請求項２６】
請求項２５に記載のシステムにおいて、前記インターフェースが光インターフェースを具えることを特徴とするシステム。
【請求項２７】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが、前記組織を切除している間に前記電源から干渉されることなく動作することを特徴とするシステム。
【請求項２８】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記組織が心臓組織であることを特徴とするシステム。
【請求項２９】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記エネルギィ送出デバイスが切除カテーテルを具えることを特徴とするシステム。
【請求項３０】
請求項１に記載のシステムが更に：
その上に等方性超音波トランスデューサを装着したエネルギィ送出デバイスを具え；
前記ナビゲーションシステムがその上に複数の等方性超音波トランスデューサを有する基準カテーテルを具え、当該基準カテーテルのトランスデューサが超音波信号を射出して基準座標システムを設定し、前記エネルギィ送出デバイスの位置が当該エネルギィ送出デバイストランスデューサと前記基準カテーテルトランスデューサ間で送受信される超音波信号に基づいて前記基準座標システムに対して位置決めされ；
前記コントローラが電源と前記基準カテーテルのトランスデューサと、前記エネルギィ送出デバイスの活性化の間で切替を行って、前記ナビゲーションシステムが前記組織を切除する間に前記電源電流から有意な干渉を受けることなく動作するように構成されている；
ことを特徴とするシステム。
【請求項１】
医療デバイスを位置決めし、身体内の組織を切除するシステムにおいて：
前記組織の切除に適した電流を発生し、エネルギィ送出デバイスにその電流を提供する電源であって、前記エネルギィ送出デバイスが前記組織へ前記電流を提供して当該組織を切除するように構成されている、電源と；
三次元基準座標システムを設定して、当該基準座標システム内の前記エネルギィ送出デバイスの位置を決定するナビゲーションシステムと；
前記電源とナビゲーションシステムを始動する間に、前記ナビゲーションシステムが前記組織を切除する間に前記電源電流から有意な干渉を受けることなく動作するように切替を行うコントローラと；
を具えることを特徴とするシステム。
【請求項２】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記電源が高周波発生器を具えることを特徴とするシステム。
【請求項３】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記電流の周波数が約５００ｋＨｚであることを特徴とするシステム。
【請求項４】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記電源が可変平均又はＲＭＳパワーを有することを特徴とするシステム。
【請求項５】
請求項４に記載のシステムにおいて、前記平均又はＲＭＳパワーをユーザが調整可能であることを特徴とするシステム。
【請求項６】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが前記身体内に配置可能な基準カテーテルを具え、前記基準カテーテルがその上に複数の超音波トランスデューサを有しており、前記複数の超音波トランスデューサ間の信号が、前記基準座標システムを設定するのに使用されることを特徴とするシステム。
【請求項７】
請求項６に記載のシステムにおいて、前記基準カテーテルが少なくとも４つの超音波トランスデューサを有することを特徴とするシステム。
【請求項８】
請求項６に記載のシステムにおいて、前記複数の超音波トランスデューサが等方性であることを特徴とするシステム。
【請求項９】
請求項６に記載のシステムにおいて、前記複数の超音波トランスデューサが、前記複数の超音波トランスデューサ以外の各トランスデューサ間の信号の送受信を行うことを特徴とするシステム。
【請求項１０】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラがマイクロプロセッサを具えることを特徴とするシステム。
【請求項１１】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラがプログラム可能なロジックデバイスあるいは分散ロジックであることを特徴とするシステム。
【請求項１２】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが約８０％−９０％のデューティサイクルを有するように電源にタイミング信号を提供することを特徴とするシステム。
【請求項１３】
請求項１２のシステムにおいて、約１ｍｓの期間に、前記電源が約８００−９００μ秒間始動されることを特徴とするシステム。
【請求項１４】
請求項１２に記載のシステムにおいて、前記コントローラが約１０％−２０％のデューティサイクルを有する前記ナビゲーションシステムについてのタイミング信号を提供することを特徴とするシステム。
【請求項１５】
請求項１４のシステムにおいて、約１ｍｓの期間に、前記ナビゲーションシステムが約１００−２００μ秒間始動されることを特徴とするシステム。
【請求項１６】
請求項１２に記載のシステムにおいて、前記デューティサイクルが前記コントローラ内でプログラムされていることを特徴とするシステム。
【請求項１７】
請求項１２に記載のシステムにおいて、前記デューティサイクルが固定であることを特徴とするシステム。
【請求項１８】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが送信トランスデューサと受信トランスデューサを具え、前記電源が電流を発生していない間に、前記送信トランスデューサが信号を射出し、前記受信トランスデューサがこの射出された信号を受信することを特徴とするシステム。
【請求項１９】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが送信トランスデューサと受信トランスデューサを具え、前記電源が電流を発生している間に、前記送信トランスデューサが信号を射出し、前記電源が電流を発生していない間に、前記受信トランスデューサがこの射出された信号を受信することを特徴とするシステム。
【請求項２０】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが前記電源の一部品であることを特徴とするシステム。
【請求項２１】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが前記ナビゲーションシステムの一部品であることを特徴とするシステム。
【請求項２２】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが前記電源と前記ナビゲーションシステムの間に配置されていることを特徴とするシステム。
【請求項２３】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記コントローラが更に、前記ナビゲーションシステムを始動する前に前記電源によって提供された前記電流の減衰を促進する回路を具えることを特徴とするシステム。
【請求項２４】
請求項２３に記載のシステムにおいて、前記減衰回路が固体スイッチを具えることを特徴とするシステム。
【請求項２５】
請求項１に記載のシステムが更に、前記コントローラと前記ナビゲーションシステムの間にインターフェースを具え、制御信号がこのインターフェースを介して送受信されることを特徴とするシステム。
【請求項２６】
請求項２５に記載のシステムにおいて、前記インターフェースが光インターフェースを具えることを特徴とするシステム。
【請求項２７】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記ナビゲーションシステムが、前記組織を切除している間に前記電源から干渉されることなく動作することを特徴とするシステム。
【請求項２８】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記組織が心臓組織であることを特徴とするシステム。
【請求項２９】
請求項１に記載のシステムにおいて、前記エネルギィ送出デバイスが切除カテーテルを具えることを特徴とするシステム。
【請求項３０】
請求項１に記載のシステムが更に：
その上に等方性超音波トランスデューサを装着したエネルギィ送出デバイスを具え；
前記ナビゲーションシステムがその上に複数の等方性超音波トランスデューサを有する基準カテーテルを具え、当該基準カテーテルのトランスデューサが超音波信号を射出して基準座標システムを設定し、前記エネルギィ送出デバイスの位置が当該エネルギィ送出デバイストランスデューサと前記基準カテーテルトランスデューサ間で送受信される超音波信号に基づいて前記基準座標システムに対して位置決めされ；
前記コントローラが電源と前記基準カテーテルのトランスデューサと、前記エネルギィ送出デバイスの活性化の間で切替を行って、前記ナビゲーションシステムが前記組織を切除する間に前記電源電流から有意な干渉を受けることなく動作するように構成されている；
ことを特徴とするシステム。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図５】
【図６】
【図７−１】
【図７−２】
【図７−３】
【図７−４】
【図７−５】
【図７−６】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２−１】
【図１２−２】
【図１２−３】
【図１３−１】
【図１３−２】
【図１３−３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２】
【図３】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図５】
【図６】
【図７−１】
【図７−２】
【図７−３】
【図７−４】
【図７−５】
【図７−６】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２−１】
【図１２−２】
【図１２−３】
【図１３−１】
【図１３−２】
【図１３−３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【公表番号】特表２００８−５００１３８（Ｐ２００８−５００１３８Ａ）
【公表日】平成２０年１月１０日（２００８．１．１０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−５２７４３９（Ｐ２００７−５２７４３９）
【出願日】平成１７年５月１９日（２００５．５．１９）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０１７５５８
【国際公開番号】ＷＯ２００５／１１２７７５
【国際公開日】平成１７年１２月１日（２００５．１２．１）
【出願人】（５００３３２８１４）ボストン サイエンティフィック リミテッド (627)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２０年１月１０日（２００８．１．１０）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年５月１９日（２００５．５．１９）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０１７５５８
【国際公開番号】ＷＯ２００５／１１２７７５
【国際公開日】平成１７年１２月１日（２００５．１２．１）
【出願人】（５００３３２８１４）ボストン サイエンティフィック リミテッド (627)
【Ｆターム（参考）】
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