(57)【要約】  コンプレックス細分化電気的活動図情報等、患者の電気生理学的活動を表す情報を提示するシステム８は、心臓表面から電気的活動図情報を測定する少なくとも１つの電極と、少なくとも１つの電極１７に結合され、電気的活動図情報を受け取り、心臓１０内の少なくとも１つの電極１７の位置を測定する少なくとも１つのプロセッサと、電気的活動図情報を、それが測定された位置に関連付けられるように患者の心臓のモデルに提示する提示装置２３と、を含む。関連付けられた電気的活動図情報と測定された位置とを格納するメモリを提供してもよい。データを、時間領域情報および周波数領域情報の両方を使用して分析することにより、３次元マップを作成してもよい。マップは、データを、色、色調及び／又はグレースケールとして表示し、さらに、等時線等の等高線を利用して情報を提示してもよい。
2009537252.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の電気生理学的活動を表す情報を提示するシステムであって、
患者の心臓内の少なくとも１つの位置から電気データの少なくとも１つのストリーム（ｓｔｒｅａｍ）を受け取るように適合された少なくとも１つの電極であって、前記データがコンプレックス細分化電気的活動図情報を含む、少なくとも１つの電極と、
前記少なくとも１つの電極に結合され、少なくとも１つの位置から前記電気データの少なくとも１つのストリームを受け取り、前記電気データのストリームを受け取っている間に、前記患者の前記心臓内の前記電極の測定位置を確定する、少なくとも１つのプロセッサであって、前記測定位置を、受け取られている前記少なくとも１つの電気データのストリームと関連付ける、少なくとも１つのプロセッサと、
前記電極の前記測定位置と受け取られている前記少なくとも１つの電気データのストリームとを格納する少なくとも１つのメモリと、
前記少なくとも１つの電気データのストリームを分析して、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、前記所定ウィンドウに含まれる前記コンプレックス細分化電気的活動図情報を定量化する、ソフトウェアと、
前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報とその各々の測定位置とを、前記患者の前記心臓のモデルに提示する提示装置と、
を備える、システム。
【請求項２】
前記ソフトウェアが、前記所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生の間の時間間隔の標準偏差を定量化し、前記提示装置が、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に、前記標準偏差情報を提示する、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記ソフトウェアがまた、前記所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生の間の平均時間間隔も定量化し、前記提示装置が、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に前記標準偏差情報を提示し、前記提示装置がまた、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に、前記平均間隔情報も提示する、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記ソフトウェアが、前記所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生の間の平均時間間隔を定量化し、前記提示装置が、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に、前記平均間隔情報を提示する、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記少なくとも１つの電極が、前記患者内の複数の位置から同時に電気データを受け取るように適合された複数の電極を備え、
前記プロセッサが、前記複数の電極から複数の電気データのストリームを受け取り、前記複数の電極の各々の前記測定位置を確定し、各測定位置を、前記各々の測定位置において測定される前記電気データのストリームと関連づけ、
前記ソフトウェアが、前記複数のデータのストリームの各々を分析して、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、前記複数のデータのストリームの各所定ウィンドウに含まれる前記コンプレックス細分化電気的活動図情報を定量化し、
前記提示装置が、複数の位置における複数のデータのストリームの各々に対し前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報を提示し、前記複数の位置の各々が、基礎となる電気データが測定された前記心臓の位置に対応する、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記提示装置が、前記心臓のモデルに前記コンプレックス細分化電気的活動図情報を表すために少なくとも１つの色、色調またはグレースケールを割り当てることにより、前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報を提示する、請求項１に記載のシステム。
【請求項７】
患者の電気生理学的活動を表す情報を分析し提示する方法であって、
複数の測定位置を識別する位置情報と前記複数の測定位置の各々において取得された電気生理学的測定値とを含む、心臓電気生理学的マップを取得するステップであって、前記電気生理学的測定値が、コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを含む、ステップと、
前記複数の測定位置のうちの１つにおいて測定される前記コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、前記所定ウィンドウに含まれる前記コンプレックス細分化電気的活動図情報を定量化するように処理するステップと、
前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報とその各々の測定位置とを前記患者の前記心臓のモデルに提示するステップと、
を含む、方法。
【請求項８】
前記処理するステップが、前記所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生の間の時間間隔の標準偏差を定量化するステップをさらに含み、前記提示するステップが、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に、前記標準偏差情報を提示するステップをさらに含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記処理するステップが、前記所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生の間の平均時間間隔を定量化するステップをさらに含み、前記提示するステップが、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に前記標準偏差情報を提示するステップをさらに含み、前記提示するステップが、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に、前記平均間隔情報を提示するステップをさらに含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記処理するステップが、前記所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生の間の平均時間間隔を定量化するステップをさらに含み、前記提示するステップが、前記心臓の前記モデルの、前記電気データが測定された点に対応する位置に、前記平均間隔情報を提示するステップをさらに含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１１】
心臓電気生理学的マップを取得する前記ステップが、
複数の電極を使用して、前記患者内の複数の測定位置から同時に電気データを受け取るステップと、
複数の測定位置を識別する位置情報と前記複数の測定位置の各々において取得された電気生理学的測定値とを含む、心臓電気生理学的マップを取得するステップであって、前記電気生理学的測定値が、コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを含む、ステップと、
をさらに含み、
前記コンプレックス細分化電気的活動図情報のストリームを処理する前記ステップが、前記複数のデータのストリームの各々を処理して、所定ウィンドウ内の不連続の電気活性化の発生を識別するステップと、前記複数のデータのストリームの各所定ウィンドウに含まれる前記コンプレックス細分化電気的活動図情報を定量化するステップと、をさらに含み、
前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報を提示する前記ステップが、複数の位置における複数のデータのストリームの各々に対し前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報を提示するステップをさらに含み、前記複数の位置の各々が、基礎となる電気データが測定された前記心臓の位置に対応する、請求項７に記載の方法。
【請求項１２】
前記提示するステップが、前記心臓のモデルに前記コンプレックス細分化電気的活動図情報を表すために少なくとも１つの色、色調またはグレースケールを割り当てることにより、前記定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報を提示するステップをさらに含む、請求項７に記載の方法。
【請求項１３】
患者の電気生理学的活動を表す情報を分析し提示する方法であって、
測定位置を識別する位置情報と前記測定位置において取得された電気生理学的測定値とを含む、心臓電気生理学的マップを取得するステップであって、前記電気生理学的測定値が、コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを含む、ステップと、
前記測定位置において測定される前記コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、前記所定ウィンドウの不連続な電気活性化の発生の間の時間間隔の標準偏差を定量化するように、処理するステップと、
前記標準偏差情報を、前記心臓のモデルの、前記コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームが測定された点に対応する位置に提示するステップと、
を含む、方法。
【請求項１４】
システムであって、
患者の心臓の表面から電気的活動図情報を測定するように適合された少なくとも１つの電極と、
前記少なくとも１つの電極に結合され、前記電気的活動図情報を受け取り、前記電気的活動図情報が測定される前記患者の前記心臓内の前記少なくとも１つの電極の位置を測定する、少なくとも１つのプロセッサであって、前記少なくとも１つの電極の前記測定位置を、前記受け取った電気的活動図情報と関連付ける、少なくとも１つのプロセッサと、
前記関連付けられた電気的活動図情報と測定位置とを前記患者の前記心臓のモデルに提示する提示装置と、
を備える、システム。
【請求項１５】
前記電気的活動図情報が、コンプレックス細分化電気的活動図情報を含む、請求項１４に記載のシステム。
【請求項１６】
前記関連付けられた電気的活動図情報と測定位置とを格納する少なくとも１つのメモリをさらに備える、請求項１４に記載のシステム。
【請求項１７】
心臓の表面のモデルに患者の電気生理学的特徴を表す情報を提示する方法であって、
ａ）前記心臓に少なくとも１つの電極を導入するステップと、
ｂ）前記少なくとも１つの電極を介して前記心臓の前記表面から電気的活動図情報を測定するステップと、
ｃ）前記少なくとも１つの電極の位置情報を測定するステップと、
ｄ）前記測定された位置情報から、前記電気的活動図情報が測定される前記心臓の前記表面の点に対する位置情報を導出するステップと、
ｅ）前記導出された位置情報と測定された電気的活動図情報とを関連付けるステップと、
ｆ）前記関連付けられた位置情報および電気的活動図情報を示す情報を、前記心臓の前記表面の前記モデルに提示するステップと、
を含む、方法。
【請求項１８】
前記電極が前記心臓内で移動するに従い、複数回、ステップｂ）、ｃ）、ｄ）、ｅ）およびｆ）を繰り返すステップをさらに含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記心臓に少なくとも１つの電極を導入する前記ステップが、前記心臓に複数の電極を導入するステップを含み、前記複数の電極の各々に対しステップｂ）、ｃ）、ｄ）、ｅ）およびｆ）を繰り返すステップをさらに含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
前記関連付けられた位置情報および電気的活動図情報を示す情報を、前記心臓の前記表面の前記モデルに提示するステップが、
前記測定された電気的活動図情報を定量化するステップと、
前記定量化された電気的活動図情報を前記心臓の前記表面の前記モデルに提示するステップと、
を含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
前記定量化された電気的活動図情報が、時間領域電気的活動図情報を含む、請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
前記時間領域電気的活動図情報が、前記少なくとも１つの電極および基準電極で測定される活動電位間の時間差、前記少なくとも１つの電極で測定される活動電位のピーク・ツー・ピーク電圧、および前記少なくとも１つの電極で測定される活動電位のピーク負電圧からなる群から選択される情報のうちの１つまたは複数の項目を含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記定量化された電気的活動図情報が、周波数領域電気的活動図情報を含む、請求項２０に記載の方法。
【請求項２４】
前記周波数領域電気的活動図情報が、前記電気的活動図情報の主周波数、前記電気的活動図情報の前記主周波数における最大ピーク振幅、前記周波数領域の第１帯域におけるエネルギーの、前記周波数領域の第２帯域におけるエネルギーに対する比からなる群から選択される情報の１つまたは複数の項目を含む、請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】
前記定量化された電気的活動図情報が、前記測定された電気的活動図情報の標準偏差に基づく、請求項１９に記載の方法。
【請求項２６】
前記定量化された電気的活動図情報が、前記測定された電気的活動図情報の平均に基づく、請求項１９に記載の方法。
【請求項２７】
前記定量化された電気的活動図情報が、前記測定された電気的活動図情報の平均と前記測定された電気的活動図情報の標準偏差との間の比に基づく、請求項１９に記載の方法。
【請求項２８】
前記定量化された電気的活動図情報が、前記測定された電気的活動図情報における分散に基づく、請求項１９に記載の方法。
【請求項２９】
前記定量化された電気的活動図情報が、所定期間に存在する不連続な活性化の数に基づく、請求項１９に記載の方法。
【請求項３０】
前記関連付けられた、測定された位置情報および測定された電気的活動図情報を示す情報を、前記心臓の前記表面の前記モデルに提示する前記ステップが、前記心臓の前記表面の前記モデルに１つまたは複数の等時線を投影するステップを含む、請求項１７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願の相互参照）
本出願は、２００６年１２月２９日に出願された米国特許出願第１１／６４７，３０１号明細書の利益を主張し、その出願は、その内容全体を本明細書に記載したものとして、参照により本明細書に明示的に援用される。
【０００２】
本出願は、２００６年５月１７日に出願された米国仮特許出願第６０／８００，８５２号明細書の利益を主張し、その出願は、その内容全体を本明細書に記載したものとして、参照により本明細書に明示的に援用される。
【０００３】
本発明は、患者の心臓で発生している電気的活動を測定し、電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報を視覚化するために使用される、電気生理学的装置に関する。特に、本発明は、コンプレックス細分化電気的活動図（ｃｏｍｐｌｅｘ  ｆｒａｃｔｉｏｎａｔｅｄ  ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ）に関係する電気的活動及び／又はコンプレックス細分化電気的活動図に関連する情報の３次元マッピングに関する。
【背景技術】
【０００４】
心臓は、２つの特殊なタイプの心筋細胞を含む。心筋細胞の大部分、およそ９９％は収縮細胞であり、それは、心臓を拡張・収縮させる機械的作業に対する役割を担っている。自己律動（ａｕｔｏｒｈｙｔｈｍｉｃ）細胞は、第２のタイプの心筋細胞を構成し、自律神経系の一部として、収縮細胞の収縮に対する役割を担う活動電位を開始し伝導するように機能する。心筋は、ペースメーカ活動を示し、そこでは、心筋細胞の膜が、閾値に達するまで活動電位間で低速に脱分極し、閾値に達した時点で、膜は活動電位を放出するかまたは生成する。これは、刺激されない限り一定の静止電位のままである膜を示す神経筋細胞または骨格筋細胞とは異なる。自己律動心筋細胞によって生成される活動電位は、いかなる神経刺激もなしに心臓が誘発する律動的鼓動を通して広がる。
【０００５】
伝導系を含む心筋の特殊な自己律動細胞は、２つの主な機能を果たす。第１に、心筋の律動的収縮をもたらす周期的インパルスを生成する。第２に、心臓を通して周期的インパルスを迅速に伝導する。この伝導系が適当に作用する場合、心房は、心室収縮に約１／６秒先行して収縮する。これにより、心室が肺および脈管構造に血液を注入する前に、心室への追加の充填が可能になる。また、この伝導系により、心室のすべての部分がほぼ同時に収縮することが可能になる。これは、心室腔における有効な圧力生成のために必須である。これら自己律動細胞が活動電位を生成する速度は、心臓の律動的鼓動を保証するために閾値までの低速な脱分極の速度に差があるため異なる。
【０００６】
通常の自己律動心臓機能を、神経活性化によって変更することができる。脊髄の上方の脳幹に位置する延髄は、他の脳領域（たとえば視床下部）からの信号と同様に、種々の全身性（ｓｙｓｔｅｍｉｃ）受容器および中心性（ｃｅｎｔｒａｌ）受容器（たとえば圧受容器および化学受容器）から感覚入力を受け取る。脳幹からの自律神経流出は、主に交感神経枝および副交感神経（迷走神経）枝に分割される。これら自律神経の遠心性線維は、心臓および血管まで移動し、そこで、これら目標器官の活動を調節する。心臓は、交感神経線維および迷走神経線維によって刺激される。交感神経遠心性神経は、心臓の伝導系を含む、心房（特に洞房結節）および心室を通して存在する。右迷走神経は、主に洞房結節を刺激し、左迷走神経は、心房・心室節を刺激するが、自律神経分布には大幅なオーバラップがあり得る。遠心性迷走神経もまた、心房筋を刺激する。しかしながら、遠心性迷走神経は、心室心筋をわずかに刺激するのみである。交感神経刺激は、心拍および伝導速度を増大させるが、心臓の副交感神経（迷走神経）刺激には反対の効果がある。
【０００７】
心律動が不規則になる、すなわち早すぎる（頻脈）かまたは遅すぎる（除脈）ようになる場合、もしくは心房鼓動および心室鼓動の回数が異なる場合に、不整脈が発生する。不整脈は、インパルス形成の変化またはインパルス伝導の変化のいずれかから発生する可能性がある。前者は、不規則性をもたらすペースメーカ細胞の変化によるか、または洞房結節以外の部位、すなわち異所性病巣の異常な発生によってもたらされる、律動の変化に関係する。インパルス伝導の変化は、通常、心臓内の電気伝導の完全な遮断または部分的な遮断に関連する。インパルス伝導の変化は、通常、リエントリをもたらし、それは頻脈性不整脈をもたらす可能性がある。リエントリは、小さい局部領域内で発生する可能性があるか、またはたとえば心房と心室との間に発生する可能性がある（グローバルリエントリ（ｇｌｏｂａｌ  ｒｅｅｎｔｒｙ））。リエントリには、通常ペースメーカ細胞の部分的脱分極によってもたらされる伝導経路内の一方向遮断の存在が必要である。不整脈は、不整脈の血流力学的結果および致命的な不整脈に変化するそれらの可能性に応じて、本質的に良性であるかまたはより深刻である可能性がある。
【０００８】
電気生理学的研究を使用して、これら不整脈を識別し治療することができる。１つの例示的なシステムでは、測定システムは、心腔内に変調電界を導入する。血液量および移動する心臓壁表面が、印加される電界を変化させる。心腔内の電極部位は、電界に対する変更を受動的に監視し、心臓の内壁の位置の動的表現が、医師に対して表示されるために展開される。心臓自体によって生成される電気生理学的信号もまた、心臓内の電極部位で測定され、これら信号は、ローパスフィルタリングされ、動的壁表現とともに表示される。この複合動的電気生理学的マップを表示しかつ使用して、基礎となる不整脈を診断することができる。
【０００９】
診断のためのマッピングに加えて、測定システムはまた、心腔における治療カテーテルの位置を物理的に特定するために使用することも可能である。この治療カテーテルの電極に送達される変調電界を使用して、心臓内の治療カテーテルの位置を示すことができる。治療カテーテル位置を、他の診断情報とともにリアルタイムに動的電気生理学的マップに表示することができる。このように、治療カテーテル位置を心臓の固有のまたは誘発された電気的活動とともに表示して、治療カテーテル先端の、心臓自体内で発生している電気的活動に対する相対位置を示すことができる。したがって、医師は、治療カテーテルを、動的電気生理学的マップに関連して心臓内の任意の所望の位置まで案内することができる。
【００１０】
動的電気生理学的マップは、一般に、段階的に生成される。まず、心臓の内部形状が確定される。この情報は、印加される電界の変調に関連する幾何学的測定値の系列から導出される。心臓の動的形状の知識を使用して、心臓の内面の表現が生成される。次に、心臓の固有電気的活動が測定される。生理学的起始部の信号が受動的に検出され処理されることにより、壁面の電位の大きさを壁面表現に表示することができる。測定された電気的活動は、種々のフォーマットのいずれか、たとえばさまざまな色または色調で壁面表現に表示される。最後に、位置電流を同じ腔内の治療カテーテルに送達してもよい。この電流から検知される電位を処理して、腔内の治療カテーテルの相対位置または絶対位置を確定してもよい。これらさまざまなプロセスは、逐次または同時に、１秒間に数百回発生し、心臓活動および治療装置の位置の連続的な画像を与える。
【００１１】
心臓の腔の位置を確定する１つの例示的なシステムは、ヴィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）に対する米国特許第５，６９７，３７７号明細書（’３７７特許）および同第５，９８３，１２６号明細書（’１２６特許）において述べられている。’３７７特許および’１２６特許は、参照によりその開示内容がすべて本明細書に援用される。ヴィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）のシステムでは、電流パルスは、患者の表面に配置された、直交して配置されるパッチ電極に印加される。これら表面電極を使用して、患者内に軸特定の電界が形成される。ヴィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）の参考文献は、各軸に１つ、３つの異なる周波数で連続して供給される、振幅が小さい低い電流パルスの送達について教示している。これら電界（たとえば心臓内）に配置される測定電極は、各軸のさまざまな表面電極間の測定電極の位置に応じて変化する電圧を測定する。安定した位置基準電極に関連する電界の測定電極の前後の電圧は、その基準に関する心臓の測定電極の位置を指示する。３つの別個の軸にわたる電圧の差の測定は、３次元での測定電極に対する位置情報をもたらす。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明は、心臓電気生理学的マッピングシステムの従来の機能を、電気生理学的データの時間領域表現および周波数領域表現の両方を使用してさらなる診断データを提供するように拡張する。電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報の３次元マップが作成される。例示的なマップには、ロービング（ｒｏｖｉｎｇ）電極と基準電極とにおける活動電位間の時間差、ロービング電極における活動電位のピーク・ツー・ピーク電圧、ロービング電極における活動電位のピーク負電圧、コンプレックス細分化電気的活動図情報、電気的活動図信号の主周波数、主周波数における最大ピーク振幅、周波数領域の一帯域におけるエネルギーの、周波数領域の第２帯域におけるエネルギーに対する比、対象となる低周波数通過帯域または高周波数通過帯域、通過帯域に最大エネルギーを有する周波数、通過帯域内のピークの数、各ピークにおけるエネルギー、出力及び／又は面積、各ピークにおけるエネルギー及び／又は面積の別の通過帯域におけるそれに対する比、スペクトルでの各ピークの幅がある。パラメータの値に色、色調及び／又はグレースケールが割り当てられ、電極によってサンプリングされる電気的活動図に対するパラメータに対応する色、色調及び／又はグレースケールは、３次元モデルで更新される。等時線等の等高線を利用することによってマップを提示してもよい。
【００１３】
本発明の第１実施形態によれば、患者の電気生理学的活動を表す情報を提示するシステムは、患者の心臓内の少なくとも１つの位置から電気データの少なくとも１つのストリームを受け取るように適合された少なくとも１つの電極であって、データがコンプレックス細分化電気的活動図情報を含む、少なくとも１つの電極と、少なくとも１つの電極に結合され、少なくとも１つの位置から電気データの少なくとも１つのストリームを受け取り、電気データのストリームを受け取っている間に、患者の心臓内の電極の測定位置を確定する、少なくとも１つのプロセッサであって、測定位置を、受け取られている少なくとも１つの電気データのストリームと関連付ける、少なくとも１つのプロセッサと、電極の測定位置と受け取られている少なくとも１つの電気データのストリームとを格納する少なくとも１つのメモリと、少なくとも１つの電気データのストリームを分析して、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、所定ウィンドウに含まれるコンプレックス細分化電気的活動図情報を定量化する、ソフトウェアと、定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報とその各々の測定位置とを、患者の心臓のモデルに提示する提示装置と、を有する。ソフトウェアは、不連続な電気活性化の発生の間の時間間隔の標準偏差、平均、または標準偏差および平均の両方を定量化してもよく、それを、後に、モデルの、電気データが測定された点に対応する位置に提示してもよい。システムは、任意に、患者内の複数の位置から電気データを同時に受け取る複数の電極を採用してもよい。
【００１４】
本発明の別の態様によれば、患者の電気生理学的活動を表す情報を分析し提示する方法は、複数の測定位置を識別する位置情報と複数の測定位置の各々において取得された電気生理学的測定値とを含む、心臓電気生理学的マップを取得するステップであって、電気生理学的測定値が、コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを含む、ステップと、複数の測定位置のうちの１つにおいて測定されるコンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、所定ウィンドウに含まれるコンプレックス細分化電気的活動図情報を定量化するように処理するステップと、定量化されたコンプレックス細分化電気的活動図情報とその各々の測定位置とを患者の心臓のモデルに提示するステップと、を含む。本方法は、任意に、患者内の複数の測定位置から電気データを同時に受け取る複数の電極を採用し、電気データは、モデル上で処理され、定量化され、提示され得る。コンプレックス細分化電気的活動図情報を、モデルにおいて色、色調またはグレースケールとして提示してもよい。
【００１５】
本発明のさらに別の態様によれば、患者の電気生理学的活動を表す情報を分析し提示する方法であって、測定位置を識別する位置情報と測定位置において取得された電気生理学的測定値とを含む、心臓電気生理学的マップを取得するステップであって、電気生理学的測定値が、コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを含む、ステップと、測定位置において測定されるコンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームを、所定ウィンドウ内の不連続な電気活性化の発生を識別し、所定ウィンドウの不連続な電気活性化の発生の間の時間間隔の標準偏差を定量化するように、処理するステップと、標準偏差情報を、心臓のモデルの、コンプレックス細分化電気的活動図情報の少なくとも１つのストリームが測定された点に対応する位置に提示するステップと、を含む。
【００１６】
さらに別の実施形態では、患者の電気生理学的活動を表す情報を提示するシステムであって、患者の心臓の表面から電気的活動図情報を測定するように適合された少なくとも１つの電極と、少なくとも１つの電極に結合され、電気的活動図情報を受け取り、電気的活動図情報が測定される患者の心臓内の少なくとも１つの電極の位置を測定する、少なくとも１つのプロセッサであって、少なくとも１つの電極の測定位置を、受け取られた電気的活動図情報と関連付ける、少なくとも１つのプロセッサと、関連付けられた電気的活動図情報と測定位置とを患者の心臓のモデルに提示する提示装置と、を有する。電気的活動図情報は、任意に、コンプレックス細分化電気的活動図情報を含む。関連付けられた電気的活動図情報と測定位置とを格納する少なくとも１つのメモリを提供してもよい。
【００１７】
本発明のさらなる態様によれば、心臓の表面のモデルに患者の電気生理学的特徴を表す情報を提示する方法は、ａ）心臓に少なくとも１つの電極を導入するステップと、ｂ）少なくとも１つの電極を介して心臓の表面から電気的活動図情報を測定するステップと、ｃ）少なくとも１つの電極の位置情報を測定するステップと、ｄ）測定された位置情報から、電気的活動図情報が測定される心臓の表面の点に対する位置情報を導出するステップと、ｅ）導出された位置情報と測定された電気的活動図情報とを関連付けるステップと、ｆ）関連付けられた位置情報および電気的活動図情報を示す情報を、心臓の表面のモデルに提示するステップと、含む。ステップｂ）〜ｆ）を、電極が心臓内を移動するに従って複数回繰り返してもよい。あるいは、ステップｂ）〜ｆ）を、心臓に導入される複数の電極に対して繰り返してもよい。
【００１８】
本発明の上述した、かつ他の態様、特徴、詳細、有用性および利点は、以下の説明および特許請求の範囲を読むことから、かつ添付図面を検討することから明らかとなろう。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】１つまたは複数の電極の位置を特定し記録することができる、心臓電気生理学的検査またはアブレーション処置を行うシステムの概略図である。
【図２】いくつかの遠位電極を備えた電気生理学的カテーテルによって検査される心臓の概略表現である。
【図３】記録された電極位置データ点を使用して心腔の表面を描画する例示的な方法の概略図である。
【図４】臨床医に心電図および関連する電気生理学的情報を表示するグラフィカルユーザインタフェースの概略図である。
【図５】図４に示すパネル６６の拡大である。
【図６】心臓の壁に沿ったさまざまな位置に対して収集された時間変化する電気的活動図を並べた図を示す。
【図７】心臓の壁に沿ったさまざまな位置に対して収集された時間変化する電気的活動図を並べた図を示す。
【図８】時間領域および周波数領域における典型的な緻密心筋組織および線維性心筋組織の電気的活動図の横に並べた比較を示す。
【図９Ａ】電気的活動図に対する時間領域情報および周波数領域情報の横に並べた比較を示す。
【図９Ｂ】複数のスペクトル帯域におけるエネルギーを網掛けで示す、電気的活動図に対する時間領域情報および周波数領域情報の横に並べた比較を示す。
【図１０】電気的活動図を収集し時間領域電気的活動図情報及び／又は周波数領域電気的活動図情報を３次元モデルにマッピングする方法を示す。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
図１は、患者１１の心臓で発生している電気的活動を測定し、電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報を３次元マッピングすることにより、心臓電気生理学的調査を行う、本発明によるシステム８の概略図である。一実施形態では、たとえば、システム８は、患者の心臓および脈管構造におけるかつ／またはその周囲の最大６４個の電極の位置を瞬時に特定し、それら６４個の電極うちの最大６２個において電気的活動を測定し、心臓１０の単一鼓動に対して、測定された電気的活動（たとえば電気的活動図）から時間領域及び／又は周波数領域情報の３次元マップを提供する。同時に監視することができる電極の数は、システム８への電極リード入力の数とシステム８の処理速度とのみによって制限される。電極は、固定されていてもよく、または移動していてもよい。さらに、電極は、電気的活動を収集するために、心臓の壁に直接接触していてもよく、または単に概して心臓の壁に隣接していてもよい。アレイ電極が使用される別の実施形態では、システム８は、心臓の壁に沿って最大約３０００の位置に対し電気的活動図を確定することができる。こうしたアレイ電極については、参照により開示内容がすべて本明細書に援用される米国特許第５，６６２，１０８号明細書に詳細に述べられている。
【００２１】
患者１１を、簡単のために長円形として概略的に示す。Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸に沿った患者１１の表面に、表面電極（たとえばパッチ電極）の３つのセットがあてがわれているように示す。Ｘ軸表面電極１２、１４は、患者の胸郭領域の両側面等、第１軸に沿って患者にあてがわれ（たとえば、患者の両腕の下の皮膚にあてがわれ）、左電極および右電極と呼ぶことができる。Ｙ軸電極１８、１９は、患者の内腿領域および首領域に沿うようなＸ軸にほぼ直交する第２軸に沿って患者にあてがわれ、左脚電極および首電極と呼ぶことができる。Ｚ軸電極１６、２２は、患者の胸郭領域の胸骨および脊柱に沿うような、Ｘ軸およびＹ軸にほぼ直交する第３軸に沿ってあてがわれ、胸部電極および背中電極と呼ぶことができる。心臓１０は、表面電極のこれら対の間に位置する。追加の表面基準電極（たとえば「腹部パッチ（ｂｅｌｌｙ  ｐａｔｃｈ）」）２１が、システム８に対する基準電極及び／又は接地電極を提供する。腹部パッチ電極２１は、固定心臓内電極３１の代替物である。さらに、患者１１は、従来の心電図（ＥＣＧ）システムリードの大部分またはすべてを適所に有することも理解されるべきである。このＥＣＧ情報は、図１には図示しないがシステム８には利用可能である。
【００２２】
また、少なくとも１つの電極１７（たとえば遠位電極）を有する代表的なカテーテル１３も示す。この代表的なカテーテル電極１７を、明細書を通して「ロービング（ｒｏｖｉｎｇ）電極」または「測定電極」と呼ぶ。通常、カテーテルに複数の電極が使用される。一実施形態では、たとえば、システム８は、患者の心臓及び／又は脈管構造内に配置される最大１２のカテーテルに最大６４の電極を備えてもよい。当然ながら、本実施形態は単に例示的なものであり、いかなる数の電極およびカテーテルも本発明の範囲内で使用され得る。ＯＫ
【００２３】
第２カテーテル２９上に、固定基準電極３１（たとえば心臓１０の壁にあてがわれる）を示す。較正の目的で、この電極３１は、固定されていても（たとえば心臓の壁にまたはその近くにあてがわれる）またはロービング電極１７に対し空間的に固定された関係に配置されてもよい。固定基準電極３１を、上述した表面基準電極２１に加えてまたはその代りに使用してもよい。多くの場合、冠状静脈洞電極または心臓１０の他の固定電極を、電圧および変位を測定する基準として使用することができる。
【００２４】
各表面電極は多重スイッチ２４に結合されており、コンピュータ２０で実行しているソフトウェアによって電極の対が選択され、多重スイッチ２４は、電極を信号発生器２５に結合する。コンピュータ２０は、たとえば、従来の汎用コンピュータ、専用コンピュータ、分散コンピュータまたは他の任意のタイプのコンピュータを含んでもよい。コンピュータ２０は、単一中央処理装置、一般に並列処理環境と呼ばれる複数の処理装置等、１つまたは複数のプロセッサを含んでもよい。
【００２５】
信号発生器２５は、一対の電極、たとえば、患者１１の身体および心臓１０において電界を発生するＹ軸電極１８、１９を励起する。電流パルスの送達中、残りの表面電極は、表面電極２１を基準とし、これら残りの電極に誘発される電圧は、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）２７を介してフィルタリングされる。ＬＰＦ２７は、たとえば、アンチエイリアシングフィルタ（たとえば、３００ＨｚアナログＬＰＦ）を含んでもよい。そして、ＬＰＦ２７の出力は、アナログ信号をデジタルデータ信号に変換するアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）変換器２６に提供される。電子雑音および心臓運動の影響を除去するために、その後、コンピュータ２０で実行されるソフトウェアによって、デジタルデータ信号のさらなるローパスフィルタリングを実行してもよい。このフィルタリングは、たとえば、雑音を低減するために使用されるユーザ選択可能カットオフ周波数を含んでもよい。このように、ユーザは、ユーザの個々の選好に従って信号雑音を信号忠実度に対してトレードオフするように、システムをカスタマイズすることができる。このように、表面電極は、駆動電極セットと非駆動電極セットとに分けられる。一対の表面電極（たとえば、Ｘ軸電極１２、１４）は、信号発生器２５によって駆動され、残りの非駆動表面電極および他の基準電極（ある場合）（たとえば、Ｙ軸電極１８、１９、Ｚ軸電極１６、２２、表面基準電極２１および存在する場合は固定基準電極３１）は、任意の心臓内電極の位置を合成するための基準として使用される。
【００２６】
一般に、生物導体においてカテーテルナビゲーションを具現化するために、一連の駆動され検知された電気双極子によって３つの名目上直交する電界が生成される。あるいは、これら直交する電界を分解することができ、表面電極の任意の対を双極子として駆動して有効な電極三角形分割を提供することができる。さらに、かかる非直交方法がシステムの柔軟性を向上させる。任意の所望の軸に対し、所定の駆動（ソース・シンク）構成のセットからもたらされる心臓内電極１７の前後で測定される電位が代数学的に結合されることにより、直交軸に沿って一意の電流を単に駆動することによって得られるものと同じ有効電位がもたらされる。
【００２７】
したがって、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２のうちの任意の２つを、接地基準、たとえば腹部パッチ２１に関する双極子ソースおよびドレインとして選択してもよく、一方で非励起電極が接地基準に関して電圧を測定する。心臓１０に配置される測定電極１７は、電流パルスからの電界に晒され、その電位が接地、たとえば腹部パッチ２１に関して測定される。実際には、心臓内のカテーテルは、複数の電極を含んでもよく、各電極電位を測定してもよい。上述したように、心臓の内面に少なくとも１つの電極を固定して固定基準電極３１を形成してもよく、それもまた接地に対して測定される。表面電極、内部電極および仮想基準の各々からのデータセットをすべて使用して、測定電極１７または心臓１０内の他の電極の位置を特定してもよい。
【００２８】
生電極電圧データのすべてがＡ／Ｄ変換器２６によって測定され、コンピュータ２０によってソフトウェアの指示の下で格納される。この電極励起プロセスは、表面電極の交番セットが選択されると迅速かつ逐次発生し、残りの非駆動電極を使用して電圧が測定される。この電圧測定値の集まりを、本明細書では「電極データセット」と称する。ソフトウェアは、表面電極の各対の各励起中に各電極で行われる個々の電圧測定各々にアクセスすることができる。
【００２９】
生電極データを使用して、ロービング電極１７等、心臓内部の電極、ならびに患者１１の心臓及び／又は脈管構造にまたはその周囲に位置する任意の数の他の電極の３次元空間（Ｘ、Ｙ、Ｚ）の「基礎」位置が確定される。図２は、心臓１０内に延在する、従来の電気生理学的「ＥＰ」カテーテルであってもよいカテーテル１３を示す。図２において、カテーテル１３は、心臓１０の左心室５０内に延在している。カテーテル１３は、図１に関して上述した遠位電極１７を含み、追加の電極５２、５４および５６を有する。これら電極の各々は患者内に（たとえば、この例において心臓の左心室に）位置するため、電極の各々に対して位置データを同時に収集してもよい。さらに、電極が、必ずしも心臓の表面に直接ではないが、表面に隣接して配置される場合、かつ電源２５がオフである場合（すなわち、表面電極対のいずれも励起されていない場合）、電極１７、５２、５４および５６の少なくとも１つを使用して、心臓１０の表面の電気的活動（たとえば電圧）を測定することができる。
【００３０】
要約すると、システム８はまず表面電極のセットを選択し、次に電流パルスを用いてそれらを駆動する。電流パルスが送達されている間、残りの表面電極および生体内電極うちの少なくとも１つで測定される電圧等の電気的活動が、測定され格納される。この時点で、呼吸及び／又はインピーダンスシフト等の影響の補償を、上述したように行ってもよい。上述したように、複数の電極位置（たとえば心内膜電極位置）に関連するさまざまな位置データ点が、システム８によって収集される。セットにおける各点は、空間に座標を有する。一実施形態では、システム８は、最大１２のカテーテルに同時にまたは互いに近接して配置されてもよい最大６４の電極に対し位置データ点を収集する。しかしながら、より小さいかまたはより大きいデータセットを収集してもよく、それにより、各々心臓のより複雑でない低解像度の表現かまたはより複雑で高解像度の表現がもたらされ得る。
【００３１】
電極データを使用して、参照により開示内容がすべて本明細書に援用される米国特許出願公開第２００４／０２５４４３７号明細書で述べられているような電極位置に対する生位置データを改善するために使用される呼吸補償値を作成してもよい。また、電極データを使用して、同様に参照により開示内容がすべて本明細書に援用される２００５年９月１５日に同時に出願された同時係属米国特許出願第１１／２２７，５８０号明細書で述べられているように、患者の身体のインピーダンスの変化を補償してもよい。
【００３２】
心臓内の電極の位置を特定するために使用されるデータは、表面電極対が電界を心臓に印加する間に測定される。複数の電極位置を、複数の電極（たとえば、最大１２のカテーテル間で分散される６２個の電極）を同時にまたは逐次（たとえば多重化される）サンプリングすることにより、かつ／または患者（たとえば心臓の腔）内で移動している１つまたは複数の電極（たとえばロービング電極１７）をサンプリングすることにより、収集してもよい。一実施形態では、個々の電極に対する位置データが同時にサンプリングされ、それにより、心拍の単一段または位相においてデータを収集することが可能になる。別の実施形態では、位置データを、１つまたは複数の心拍の位相と同期して、または心拍のいかなる特定の段にも無関係に収集してもよい。データが、心拍の位相にわたって収集される場合、心臓の壁に沿った位置に対応するデータは、時間とともに変化する。一変形では、外側位置または内側位置に対応するデータを使用して、最大容積および最小容積各々において心臓壁の位置を確定してもよい。たとえば、最も外側の点を選択することにより、心臓の形状をその最大容積で表す「シェル」を作成することができる。
【００３３】
患者の一部、たとえば患者の心臓または周囲の脈管構造の一領域の３次元モデルを、たとえば同時か又は先立つ処置の間に位置データ点から作成してもよく、または先に生成された３次元モデル、たとえばセグメント化されたＣＴまたはＭＲＩスキャン画像を使用してもよい。セグメント化モデルは、３次元画像の下位領域がより広い３次元画像からデジタル式に分離されていることを示し、たとえば心臓の残りの部分から分離された右心房の画像である。例示的なセグメント化アプリケーションには、アナライズ（ＡＮＡＬＹＺＥ）（ミネソタ州ミネアポリスのマヨ（Ｍａｙｏ（Ｍｉｎｎｅａｐｏｌｉｓ，ＭＮ）））、ベリスモ（Ｖｅｒｉｓｍｏ）（ミネソタ州セント・ポールのセント・ジュード・メディカル社（Ｓｔ．Ｊｕｄｅ  Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．（Ｓｔ．Ｐａｕｌ，ＭＮ）））およびＣａｒｄＥＰ（ウィスコンシン州ミルウォーキーのジェネラル・エレクトリック・メディカル・システムズ（Ｇｅｎｅｒａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，ＷＩ）））が挙げられる。たとえば単一処置中に、システム８によって収集される位置データ点から３次元モデルが作成される場合、データの最外位置点を使用して、患者の心臓の一領域の容積に対応する形状を確定することができる。
【００３４】
一変形では、Ｑｈｕｌｌアルゴリズムは、たとえば、バーバー（Ｂａｒｂｅｒ），Ｃ．Ｂ．、ドブキン（Ｄｏｂｋｉｎ），Ｄ．Ｐ．およびホーダンパー（Ｈｕｈｄａｎｐａａ），Ｈ．Ｔ．著、「凸包のためのＱｕｉｃｋｈｕｌｌアルゴリズム（Ｔｈｅ  Ｑｕｉｃｋｈｕｌｌ  ａｌｇｏｒｉｔｈｍ  ｆｏｒ  ｃｏｎｖｅｘ  ｈｕｌｌｓ）」（数学的ソフトウェアに関するＡＣＭ会報（ＡＣＭ  Ｔｒａｎｓ．  ｏｎ  Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ  Ｓｏｆｔｗａｒｅ）、２２（４）：４６９〜４８３、１９９６年１２月）に述べられている。凸包形状を計算するために使用される他のアルゴリズムが知られており、それもまた、本発明を実装するのに使用されるために適当であり得る。そして、この表面をより一様の格子上で再サンプリングしてもよく、同じかまたは後の処置の間に医師に提示するために３次元モデルとして格納される、適度に平滑な面を与えるように補間してもよい。再サンプリングされた表面は、一般により多くの数のデータ点を有する可能性がある。かかる３次元モデルは、たとえば、点のセットから心臓領域の内部の推定された境界を提供する。
【００３５】
図３は、心腔の形状に対応するシェルを作成する別の例示的な方法を概略的に示す。ある期間にわたる心腔内の１つまたは複数の電極の位置データ点４０を識別する位置データにアクセスする。位置データを、心腔内の点の群（ｃｌｏｕｄ）として表してもよい。このため、最も遠い位置データ点４０は、最大容積に対応する弛緩すなわち心拡張状態にある心腔の内壁に対応する。シェルまたは表面は、この位置データから、位置データ点４０のグループの周囲に「ビン（ｂｉｎ）」４４のアレイを適合させることによって描画される。ビン４４は、位置データ点４０の群内の平均中心点４２を確定し、その後境界を中心点４２から外側に放射状に延在させることによって構成される。ビン４４は、ビン４４によって包囲されるスライス内の最も遠い位置データ点４０まで延在する。図３を２次元で概略的に提示するが、ビン４４は３次元ボリュームであることが留意されるべきである。このため、ビン４４の径方向端面４６は、心腔壁の表面を近似する。そして、一般的なグラフィックシェーディングアルゴリズムを採用して、ビン４４の径方向端面４６から作成されるシェルの表面を「平滑化」することができる。
【００３６】
さまざまな電気生理学的データを測定し、図１に示すシステム８のディスプレイ２３を通して心臓医に提示してもよい。図４は、コンピュータ２０を介して表示してもよい例示的なコンピュータディスプレイを示す。ディスプレイ２３を使用して、たとえば、医師等のユーザにデータを示し、ユーザが、特定の用途に対してシステム８の構成を適応させるのを可能にするいくつかのオプションを提示してもよい。ディスプレイ上の内容を容易に変更することができ、提示される特定のデータは単に例示的なものであり本発明を限定するものではない、ということが留意されるべきである。画像パネル６０は、同時に脱分極波形を受け取った領域を識別する心腔６２の３次元モデル、すなわち擬似カラーまたはグレースケールでモデルにマッピングされた「等時線（ｉｓｏｃｈｒｏｎ）」を示す。等時線は、一変形では、それらが取得された電気的活動図に対応する３次元座標（たとえばＸ、Ｙ、Ｚ）にマッピングされる。等時線はまた、キーとしてガイドバー６４にも示されており、３次元モデルにマッピングされる特定の色またはグレースケールに関連する情報を識別する。この画像では、カテーテルの各々における複数の電極の位置もまた、３次元モデルにマッピングされている。心臓表面モデルにマッピングされ得る他のデータには、たとえば、測定された電圧の大きさ、および心拍事象に関連する信号のタイミング関係がある。さらに、心臓壁の特定の位置で測定されるピーク・ツー・ピーク電圧を、導電性が漸減する箇所を示すようにマッピングしてもよく、それは、心臓の梗塞領域を反映することができる。
【００３７】
図４に示す変形では、たとえば、ガイドバー６４にはミリ秒刻みで目盛りが振られており、ガイドバー６４が、３次元モデルにマッピングされる特定の時間関係への各色またはグレースケールの割当を示す。３次元モデル画像６２の色またはグレースケールとガイドバー６４との間の関係もまた、パネル６６に示す情報に関連してユーザが確定することができる。図５は、図４に示すパネル６６の拡大を示す。パネル６６は、この変形では、図４に示す３次元モデル６２にマッピングされる等時線を生成するために使用されるタイミング情報を示す。概して、基準点は、「ゼロ」時刻として選択される。図５では、たとえば、基準電極に現れている電圧の変曲点７０が、等時線を作成するための一次タイミング点として使用される。この電圧を、仮想基準から取得してもよくまたは物理的基準（たとえば、図１に示すロービング電極３１）から取得してもよい。この変形では、図５において、基準点に対応する電圧トレースは「ＲＥＦ」と表記されている。図５にはロービング電極信号が示されており、「ＲＯＶ」と表記されている。電圧信号ＲＯＶの変曲点７２は、ロービング電極３１に対応する。カラーガイドバー６５が、基準電圧信号ＲＥＦおよびロービング電圧信号ＲＯＶ各々の変曲点７０と変曲点７２との間にみられるタイミング関係に対する色調またはグレースケールトーンの割当を示す。
【００３８】
図５のパネル６６には、ロービング電極３１に対応する電圧信号ＲＯＶの振幅もまた示す。時間変化する信号ＲＯＶの振幅は、２つの調整可能な帯域７４および７６の間に位置し、それを使用して、信号ＲＯＶのピーク・ツー・ピーク電圧に対する選択基準を設定することができる。実際に、ピーク・ツー・ピーク電圧が低い心臓の領域は梗塞組織の結果であり、ピーク・ツー・ピーク電圧をグレースケールまたは擬似カラーに変換することができることにより、梗塞または虚血である領域を識別することが可能になる。さらに、時間変化する信号「Ｖ１」もまた示されており、それは、従来のＥＣＧ表面電極等、表面基準電極に対応する。信号Ｖ１が、たとえば、医師等のユーザを、患者の表面に検出される同じ事象に向けさせてもよい。
【００３９】
上述したように、少なくとも１つのＥＰカテーテルの電極は、心臓の表面にわたって動かされ、移動中に、心臓の電気的活動または心臓の表面の他のＥＰ信号を検出する。各測定中、カテーテル電極のリアルタイム位置が、ＥＰ電圧または信号の値とともに記録される。そして、このデータは、サンプリングされたＥＰデータが取得された時の電極の位置に対応する３次元モデルの表面に投影される。位置特定表面電極が励起されている間このデータは取得されないため、投影プロセスを使用して、ジオメトリによって表される最も近い心臓表面に電気情報を配置してもよい。１つの例示的な実施形態では、たとえば、ＥＰデータセットの２つの近い点または位置が選択され、２つの点の近い方であると確定された点にデータがマッピングされる（たとえば、幾何学的表面の「最も近い」表面点に線を「ドロップする」ことによる）。この新たな点は、医師に提示される画像におけるＥＰデータの提示のための「位置」として使用される。
【００４０】
患者の心臓におけるかつ／またはその周囲のＥＰ活動に関連するさまざまな時間領域情報を、３次元モデルにマッピングしてもよい。たとえば、ロービング電極および基準電極で測定される活動電位の時間差、ロービング電極で測定される活動電位のピーク・ツー・ピーク電圧、及び／又はロービング電極で測定される活動電位のピーク負電圧を、３次元モデルにマッピングしてもよい。一実施形態では、最大６２のロービング電極からのＥＰ活動を収集し、３次元モデルにマッピングしてもよい。
【００４１】
３次元モデルに、コンプレックス細分化電気的活動図（ｃｏｍｐｌｅｘ  ｆｒａｃｔｉｏｎａｔｅｄ  ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ）（ＣＦＥ）および周波数領域情報をマッピングしてもよい。ＣＦＥ情報は、たとえば、心房細動に対するアブレーション目標を識別し案内するのに有用であり得る。ＣＦＥ情報は、電気的活動図が、少なくとも２つの不連続な振れ、及び／又は長期の活性化コンプレックス（たとえば、１０秒間にわたる）の連続した振れによる電気的活動図の基線の摂動を含む、不規則な電気活性化（たとえば心房細動）を指す。非常に高速かつ連続した活性化を有する電気的活動図は、たとえば、不応期間が短くマイクロリエントリ（ｍｉｃｒｏ−ｒｅｅｎｔｒｙ）を有する心筋と一貫している。図６は、たとえば、一連の電気的活動図を示す。最初の２つの電気的活動図、すなわちＲＡＡ−ｐｒｏｘおよびＲＡＡ−ｄｉｓｔは、患者の右心房における近位ロービング電極および遠位ロービング電極各々から等、患者の右心房からの典型的な電気的活動図を含む。第３電気的活動図、すなわちＬＡ−ｒｏｏｆは、患者の左心房の頂部から等、ＣＦＥを含む。この第３電気的活動図、ＬＡ−ｒｏｏｆでは、電気的活動図に示す数字によって指定されるサイクル長は、最初の２つの電気的活動図、ＲＡＡ−ｐｒｏｘおよびＲＡＡ−ｄｉｓｔに示す数字によって指定されるサイクル長より実質的に短い。図７に示す別の例では、第１電気的活動図、ＲＡ−Ｓｐｅｔｕｍは、第２電気的活動図ＲＡと比較した矢印によって示す高速かつ連続した活性化を含む。高速かつ連続した活性化は、たとえば、不応期間が短くマイクロリエントリを含む心筋組織、たとえば心房細動「巣（ｎｅｓｔ）」と一貫している可能性がある。
【００４２】
ＣＦＥ情報の存在を、電極によって収集されるＥＰ情報（たとえば電気的活動図）から、電気的活動図セグメント内の振れの数を監視し、電気的活動図セグメント内の振れ間の平均時間を計算し、電気的活動図のサイクル長内の振れ間の時間の変動を監視し、電気的活動図の勾配、導関数および振幅を計算することにより、検出することができる。たとえば、不連続な活性化は、指定された期間にわたって測定された関連するピーク・ツー・ピーク値を有する。このピーク・ツー・ピーク値を使用して、不連続な活性化を定量化してもよい。図５に示すように、不連続な活性化の時刻を、ユーザディスプレイの電気的活動図にマークすることができる。時刻及び／又は電気的活動図の細分化の他の定量化を使用して、ＣＦＥ情報の存在及び／又は不在を確定してもよい。所定期間内の不連続な活性化の間の平均間隔を、たとえば、所定の電気的活動図の細分化の程度を定量化するための指標として使用してもよい。この例では、所定の期間内に不連続な活性化が１つしかない場合、電気的活動図に１の値を割り当ててもよく、所定の期間内に不連続な活性化が２つ以上存在する場合、それより低いか高い値を割り当ててもよい。別の定量化は、たとえば、電気的活動図の不連続な活性化の間の時間の変動を定量化することを含んでもよい。時間領域のこれらまたは他の定量化は、電気的活動図の形態学と相関し、そのため、電気的活動図がサンプリングされた領域の基礎となる生理学に基づく。
【００４３】
好ましくは、所定期間内の不連続な活性化の間の平均間隔を、心臓内の複数の位置に対して計算してもよく、それにより、心臓の１つの位置と別の位置との比較を行うことができる。これを、複数の電極を使用して、または複数の位置に再配置される同じ電極を使用することにより、達成してもよい。ソフトウェアを使用して、たとえばさまざまな測定値に対し色を割り当てることにより、心臓の位置の関数として平均間隔情報を表示してもよい。かかるソフトウェアは、システムのユーザに対し、あり得る問題箇所を特定するのを支援する視覚的ツールを提供する。
【００４４】
好ましい実施形態では、ＣＦＥ情報に対して標準偏差計算が望ましい。ＣＦＥ情報に対する標準偏差計算は、ＣＦＥ情報の存在及び／又は不在を確定するための有用な測定基準を提供し、したがって、焼灼を必要とする可能性のある箇所を識別するための有用な測定基準であることが分かった。ＣＦＥ情報の存在を、電極によって収集されるＥＰ情報（たとえば電気的活動図）から、たとえば電気的活動図セグメント内の振れの数を監視し、電気的活動図セグメント内の不連続な活性化の間の時間間隔の標準偏差を計算することにより、検出することができる。図５に関連して上述したように、不連続な活性化の発生を、ユーザディスプレイの電気的活動図にマークすることができる。ソフトウェアを利用して不連続な活性化の発生を分析し識別することも可能であり、その情報を、標準偏差に対して評価してもよい。標準偏差測定値を、１秒未満の期間、または２０〜６０秒等、数秒間のはるかに長い期間、データのセクションに対し既知のアルゴリズムを使用して計算してもよい。期間は、約１秒から約１０秒までの範囲であることが好ましく、約３秒から約８秒にわたる期間であることがより好ましい。一実施形態では、ユーザは、分析のためのウインドウを指定してもよい。標準偏差確定は、心臓の一部内の複数の位置に対して行われることが好ましく、それにより、心臓の１つの位置と別の位置との比較を行うことができる。これを、複数の電極を使用して、または複数の位置に再配置される同じ電極を使用することによって達成してもよい。ソフトウェアを使用して、たとえば、さまざまな測定値に色を割り当てることにより、心臓の位置の関数として標準偏差情報を表示してもよい。かかるソフトウェアは、システムのユーザに対し、あり得る問題箇所を特定するのを支援する視覚的ツールを提供する。標準偏差が特定閾値を超えた場合、これは、電気的活動図における高度な細分化を示す可能性がある。
【００４５】
更に別の好ましい実施形態では、ＣＦＥ情報は、平均間隔データと間隔の標準偏差との両方を使用して提示される。所定期間内の不連続な活性化の間の間隔に対する平均および標準偏差情報は、心臓内の複数の位置に対して計算され、そのため、心臓の１つの位置と別の位置との比較を行うことができる。ソフトウェアを使用して、たとえばさまざまな測定値に色を割り当てることにより、心臓の位置の関数として平均および標準偏差情報を表示してもよい。これは、互いに比較され得る２つの別個の画像の形態をとってもよく、または２つのデータのセットが同じ３次元モデル上に重ね合わされる単一画像の形態をとってもよい。結合された情報を表示する別の方法は、２つの測定基準を数学的に関連付け、たとえば標準偏差を平均で除算するか、または平均を標準偏差によって除算し、その後、この場合もまたさまざまな計算値に色を割り当てて、単一画像に結果を表示する、というものである。かかる提示ソフトウェアは、システムのユーザに対し、平均および標準偏差情報の両方を使用してあり得る問題箇所を特定するのを支援する視覚的ツールを提供する。医師は、たとえば、特定の位置が、標準偏差が高くかつ平均が低いことが重要であることが分かる場合もある。本発明の目的は、あり得る限りの有用な情報を使用して医師が状況を分析するのを支援するツールを提供するということである。
【００４６】
心房細動を診断しアブレーションカテーテルを案内する際、心房細動を開始し維持する生理学的機構に対応する電気的活動図を、電気的活動図の細分化を定量化することによって識別することができる。そして、これら定量化を使用して、心房細動を除去するために焼灼されるべき領域を識別することができる。心腔の虚血箇所内の拡張中期電位もまた、心臓の領域で収集される電気的活動図の細分化を定量化することによって識別され得る。健康な組織は非細分化電気的活動図（すなわち、単一の不連続な活性化）に対応し、不健康な組織（たとえば、虚血組織）は細分化電気的活動図（すなわち、複数の不連続な活性化及び／又は基線の摂動）に対応する。そして、時刻または電気的活動図のＣＦＥ情報の他の定量化を、上述したように３次元モデルにマッピングしてもよい。
【００４７】
収集されたＥＰ情報から分析されかつマッピングされる時間領域情報に加えて、及び／又はその代りに、３次元モデルに周波数領域情報をマッピングしてもよい。一実施形態では、たとえば、収集された信号を周波数領域に変換するために、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）または時間変化する信号を周波数領域情報に変換する他の方法を使用してもよい。周波数領域は、時間変化する電気的活動図信号の周波数成分のエネルギーまたは出力を表すスペクトルを示す。ＦＦＴおよび他の変換は本技術分野において既知であり、本明細書ではこれ以上詳細には説明しない。
【００４８】
図８は、合わせて心臓の壁を形成する緻密（ｃｏｍｐａｃｔ）心筋と線維性（ｆｉｂｒｉｌｌａｒ）心筋との横に並べた比較を示す。緻密心筋組織は、心臓の脱分極中に電気的活動を、電気的活動をいかなる方向においても等しい速度で伝達することにより均質な方法で行う、緊密に連結された細胞群を含む。しかしながら、線維性心筋組織は、通常、神経組織、維管束組織および心房組織間の遷移部等、ゆるく連結された細胞を含む。線維性心筋組織は、かかる損傷した組織間の不十分な連結をもたらす細胞の伸張及び／又は変質によって形成される可能性もある。段Ａでは、第１列は、心臓壁の脱分極中の緻密心筋組織の均質なまたは一様な活性化を示す。しかしながら、第２列では、脱分極中の線維性心筋組織の不規則な活性化が示されており、そこでは、波が、線維性心筋組織の異なるストランドまたは部分を通して異なる速度で移動し、それにより、心筋の異なる部分に非同期の収縮がもたらされている。
【００４９】
段Ｂでは、心拍の脱分極段階中の緻密心筋組織および線維性心筋組織に対する時間領域電気的活動図信号を示す。図８に示すように、時間領域電気的活動図信号は、通常、緻密心筋組織に関し二相または三相形状（列１に示す）を含み、線維性心筋組織に関し、より多相形状（列２に示す）を含む。最後に、列Ｃに、緻密心筋組織および線維性心筋組織に対する段Ｂの電気的活動図信号の周波数領域を示す。周波数領域は、段Ｂ列１に示す緻密心筋組織及び段Ｂ列２に示す線維性心筋組織における時間変化する電気的活動図のある期間に対してＦＦＴを実行することによって得られる。図８の段Ｃに示すように、緻密心筋組織に対する周波数スペクトルは、通常、基本周波数の周囲に位置する単一ピークにおいてより高い振幅を含み、線維性心筋組織に対する周波数スペクトルは、通常、複数の高調波周波数によってもたらされる周波数の右シフトにより、その基本周波数においてより低い振幅を含む。
【００５０】
図８に示すように、線維性心筋組織は、心臓の脱分極中の電気的活動の不規則な波面をもたらす可能性がある。線維性心筋組織の緻密心筋組織に対する割合が大きくなるほど、心房細動の傾向が高くなる。かかる箇所では、「心房細動巣」（または「ＡＦＩＢ巣」）を、潜在的な（ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）心房細動源として識別してもよい。このため、周波数領域情報を使用することにより、医師は、心房細動をもたらす可能性のある潜在的な問題箇所をさらに識別することができる可能性がある。
【００５１】
電気的活動図信号の周波数領域からさまざまな数値指標を得ることができる。そして、これら指標のいずれかを患者の信号の３次元モデルにマッピングすることにより、医師等のユーザが、特定の特徴に対応する心臓の壁上の位置を識別することができる。本発明の１つの例示的な変形では、電気的活動図信号の主周波数を、ＦＦＴを介して得られた周波数領域で識別することができる。図９Ａに示すように、たとえば、典型的な通常の緻密心筋組織は、スペクトルに単一ピークを有する可能性があり、線維性心筋組織は、緻密心筋組織より多くのスペクトルピークを有する。スペクトルピークの数を、上述したように３次元モデルで心臓の壁の周囲の複数の点に対して確定することができる。
【００５２】
本発明の別の変形では、主周波数の最大ピーク振幅を、電気的活動図信号の周波数領域から確定してもよく、心臓の３次元モデルにマッピングしてもよい。図９Ａでは、たとえば、緻密心筋組織の主周波数における最大ピーク振幅は、約１７５ｄＢｍＶでより高いことが分かり、線維性心筋組織の主周波数における最大ピーク振幅は、約８０ｄＢｍＶでより低い。これらの値もまた、心臓の３次元モデルにマッピングしてもよい。
【００５３】
さらに別の変形では、周波数領域の一帯域におけるエネルギーの周波数領域の第２帯域におけるエネルギーに対する割合を確定し、心臓の３次元モデルにマッピングしてもよい。たとえば、図９Ｂは、６０Ｈｚ〜２４０Ｈｚの通過帯域におけるエネルギーの６０Ｈｚを下回るエネルギーに対する割合が、線維性心筋組織からの電気的活動図のスペクトルの方が、緻密心筋組織からの電気的活動図のスペクトルより高いことを示す。
【００５４】
時間領域情報および周波数領域情報の例を、患者の心臓の３次元マップに変換することができるものとして本明細書では説明したが、当業者は、他の時間領域情報および周波数領域情報もまた確定し３次元モデルにマッピングしてもよい、ということを理解するであろう。たとえば、以下の情報を、時間領域または周波数領域から確定し、３次元モデルにマッピングしてもよい。すなわち、対象低周波数帯域または高周波数通過帯域（たとえばＨｚ）、通過帯域において最大エネルギーを有する周波数（たとえばＨｚ）、通過帯域内のピークの数（たとえばカウント）、各ピークにおけるエネルギー、出力及び／又は面積（たとえばｄＢ）、各ピークのエネルギー及び／又は面積の別の通過帯域におけるものに対する割合、ならびにスペクトルにおける各ピークの幅（たとえばＨｚ）である。
【００５５】
図１０は、時間領域及び／又は周波数領域における時間変化する電気的活動図からの情報を確定し、その情報を３次元モデル（たとえば心臓）にマッピングする方法の一例を示す。操作動作１００において、複数の電極（たとえば、接触または非接触、単極または双極マッピング電極）を使用して、時間変化する電気的活動図信号をサンプリングする。電気的活動図信号を、たとえば、心臓の壁及び／又は周囲の脈管構造に沿った複数の部位に対してサンプリングしてもよい。
【００５６】
そして、操作１０２において、時間変化する電気的活動図の期間にわたってＦＦＴを実行することにより、その電気的活動図に対する周波数領域情報を確定する。操作１０４において、時間領域及び／又は周波数領域情報のリアルタイムディスプレイを表示してもよい。そして、操作１０６において、１つまたは複数のパラメータを確定する。例示的なパラメータは上述しており、たとえば、ロービング電極と基準電極との間の時間差、ロービング電極のピーク・ツー・ピーク電圧、ロービング電極のピーク負電圧、ＣＦＥ情報、電気的活動図信号の主周波数、主周波数における最大ピーク振幅、周波数領域の１つの帯域のエネルギーの周波数領域の第２帯域におけるエネルギーに対する割合、対象低周波数通過帯域または高周波数通過帯域、通過帯域に最大エネルギーを有する周波数、通過帯域内のピークの数、各ピークにおけるエネルギー、出力及び／又は面積、各ピークのエネルギー及び／又は面積の別の通過帯域におけるものに対する割合、ならびにスペクトルにおける各ピークの幅である。操作１０８において、色、色調及び／又はグレースケールを、識別されるパラメータの値に割り当て、操作１１０において、電極によってサンプリングされた電気的活動図に対するパラメータに対応する色、色調及び／又はグレースケールを、３次元モデル（たとえば心臓の）に連続してかつリアルタイムに更新する。
【００５７】
対象となる１つの特定の箇所は、自律神経細胞からなる心臓の箇所のマッピングである。ＥＣＧ情報をマッピングして、心臓を通して電気伝播の中心（ｆｏｃｉ）を識別してもよい。電気信号の開始点は、概して、自立神経細胞束かまたは神経節網（ｇａｎｇｌｉａ  ｐｌｅｘｉ）である。いずれかの不整脈が自律神経細胞の異常によってもたらされる限り、この異常を検出することができることにより、治療の効力を大幅に向上させることができ、治療の範囲を最小化することができる。周波数領域におけるコンプレックス細分化電気的活動図をマッピングすることに対する特定の利益は、不整脈のかかる箇所を迅速に識別し位置を特定することができる、ということである。たとえば、特定の自律神経束が細動源であると確定される場合、線維性組織の複数の箇所を処置する代りに初期神経入力のこの箇所を対象にすることにより、状態を処置するために必要な損傷の数を大幅に低減することができる。
【００５８】
本発明の複数の実施形態について、ある程度詳細に説明したが、当業者は、本発明の精神または範囲から逸脱することなく、開示した実施形態に対し多くの変更を行うことができる。たとえば、上記説明では、データが３次元モデルにマッピングされることについて述べているが、限定されないが２次元または３次元の静的または時間変化する画像またはモデルを含む任意のマップに、データをマッピングしてもよい。
【００５９】
方向についてのすべての言及（たとえば、上、下、上方、下方、左、右、左方、右方、頂部、底部、上部、下部、垂直、水平、右回りおよび左周り）は、単に読者が本発明を理解するのを助ける識別目的のためにのみ使用するものであり、特に本発明の位置、向きまたは使用に関して限定をもたらすものではない。接合についての言及（たとえば、取り付けられた、結合された、連結された等）は、広く解釈されるべきであり、要素の接続の間に中間部材を含んでもよく、要素間の相対移動を含んでもよい。このように、接合についての言及は、必ずしも、２つの要素が直接接続されかつ互いに固定関係にあることを意味するものではない。
【００６０】
上記説明に含まれるかまたは添付図面に示したすべての事項は、限定ではなく単に例示するものであると解釈されるべきである。添付の特許請求の範囲で定義されるような本発明の精神から逸脱することなく、詳細または構造に対する変更を行ってもよい。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図１０】
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【国際調査報告】
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