(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
各々が電圧を有する複数のデータ・サンプルを含む電位図を評価するためのコンピュータの作動方法であって、
前記電位図について活動期間を選択すること、
複数のウィンドウを定義し、前記複数のウィンドウのうちの各ウィンドウは前記活動期間によって定義される時間の長さであること、
前記電位図の前記複数のウィンドウのうちの各ウィンドウについて、各ウィンドウ内の前記データ・サンプルの前記電圧に基づいてエネルギーレベルを計算すること、
複数のビンを定義すること、
前記計算されたエネルギーレベルを前記複数のビンに割り当て、それによって前記複数のビンが計算されたエネルギーレベルの最小値から最大値までの範囲を有するヒストグラムを定義し、そこでは前記最小値と前記最大値との間の全てのエネルギーレベルがそれぞれ一つのビンに関連付けられること、及び
前記複数のビンのうちの特定のビンに割り当てられたエネルギーレベルの数に少なくとも部分的に基づいて、前記電位図の細分化の度合いを示すインデックスを計算すること、
を含むコンピュータの作動方法。
【請求項２】
前記複数のウィンドウを定義することは、前記電位図内のデータの各サンプルについて一つのウィンドウを定義することを含む、請求項１に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項３】
前記各ウィンドウについてエネルギーレベルを計算することは、前記ウィンドウ内の各データ・サンプルの電圧の絶対値を総和することを含む、請求項１又は２に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項４】
前記複数のビンのうちの各ビンは、エネルギーレベルの範囲に関連付けられ、前記計算されたエネルギーレベルを前記複数のビンに割り当てることは、各エネルギーレベルを、当該エネルギーレベルを含むエネルギーレベルの範囲に関連付けられたビンに割り当てることを含む、請求項１から３のいずれか一項に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項５】
前記複数のビンを定義することは、エネルギーレベルの最低エネルギー範囲を有するビンの中点が雑音閾値よりも小さくなるまで、ビンの数を反復的に増加させることによって、定義すべきビンの数を決定することを含む、請求項１から４のいずれか一項に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項６】
前記電位図に対する感度設定の関数として、雑音閾値を定義することをさらに含む、請求項５に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項７】
前記複数のビンのうちの各ビンは、エネルギーレベルの範囲に関連付けられ、前記特定のビンに割り当てられたエネルギーレベルの数に少なくとも部分的に基づいてインデックスを計算することは、エネルギーレベルの最低エネルギー範囲を有するビンに割り当てられたエネルギーレベルの数に少なくとも部分的に基づいて前記インデックスを計算することを含む、請求項１から６のいずれか一項に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項８】
前記複数のビンのうちの各ビンに割り当てられたエネルギーレベルの数のヒストグラムを生成することをさらに含む、請求項１から７のいずれか一項に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項９】
各々が電圧を有する複数のデータ・サンプルを含む電位図を評価するためのシステムであって、
前記データ・サンプルを受信するように構成されたコンピューティング・デバイスを備え、前記コンピューティング・デバイスは、
プロセッサと、
前記プロセッサに結合された少なくとも一つのメモリ・デバイスとを備え、
前記メモリ・デバイスはコンピュータ実行可能命令を記憶し、前記コンピュータ実行可能命令は、プロセッサによって実行されたときに、コンピューティング・デバイスに、
複数のウィンドウを定義させ、前記複数のウィンドウのうちの各ウィンドウは活動期間によって定義される時間の長さであり、
各ウィンドウ内の前記データ・サンプルの前記電圧に基づいて、前記電位図の前記複数のウィンドウのうちの各ウィンドウに対するエネルギーレベルを計算させ、
複数のビンを定義させ、
前記計算されたエネルギーレベルを前記複数のビンに割り当てさせ、それによって前記複数のビンが前記計算されたエネルギーレベルの最小値から最大値までの範囲を有するヒストグラムを定義し、そこでは前記最小値と前記最大値との間の全てのエネルギーレベルがそれぞれ一つのビンに関連付けられ、
前記複数のビンのうちの特定のビンに割り当てられたエネルギーレベルの数に少なくとも部分的に基づいて、前記電位図の細分化の度合いを示すインデックスを計算させる、
システム。
【請求項１０】
前記メモリ・デバイスは、前記プロセッサによって実行されたときに、前記コンピューティング・デバイスに、前記電位図内のデータの各サンプルについて一つのウィンドウを定義させるコンピュータ実行可能命令をさらに記憶する、請求項９に記載のシステム。
【請求項１１】
前記メモリ・デバイスは、前記プロセッサによって実行されたときに、前記コンピューティング・デバイスに、前記ウィンドウ内の各データ・サンプルの前記電圧の絶対値を総和することによって、各ウィンドウに対する前記エネルギーレベルを計算させるコンピュータ実行可能命令をさらに記憶する、請求項９又は１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記複数のビンのうちの各ビンはエネルギーレベルの範囲に関連付けられ、前記メモリ・デバイスは、前記プロセッサによって実行されたときに、前記コンピューティング・デバイスに、各エネルギーレベルを、当該エネルギーレベルを含むエネルギーレベルの前記範囲に関連付けられた前記ビンに割り当てさせるコンピュータ実行可能命令をさらに記憶する、請求項９から１１のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１３】
前記メモリ・デバイスは、前記プロセッサによって実行されたときに、前記コンピューティング・デバイスに、エネルギーレベルの最低エネルギー範囲を有する前記ビンの中点が雑音閾値よりも小さくなるまで、ビンの数を反復的に増加させることによって、定義すべきビンの数を決定させるコンピュータ実行可能命令をさらに記憶する、請求項９から１２のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１４】
前記複数のビンのうちの各ビンはエネルギーレベルの範囲に関連付けられ、前記複数のビンのうちの前記特定のビンは、エネルギーレベルの最低エネルギー範囲を有するビンである、請求項９から１３のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１５】
ディスプレイ・デバイスをさらに備え、
前記メモリ・デバイスは、前記プロセッサによって実行されたときに、前記コンピューティング・デバイスに、前記複数のビンのうちの各ビンに割り当てられたエネルギーレベルの数のヒストグラムを生成させるコンピュータ実行可能命令をさらに記憶する、請求項９から１４のいずれか一項に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本願は、２０１３年１０月３０日に出願された仮出願第６１／８９７，５９７号の優先権を主張するものであり、その明細書の全体はここに組み込まれる。
【０００２】
本開示は、概して、患者の心臓内で発生す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係する情報を視覚化するために使用される電気生理学的なシステム及び方法に関する。より詳細には、本開示は、コンプレックス細分化電位図を検出し、評価するためのデータの処理、及びコンプレックス細分化電位図に関連付けられた電気的活動の三次元マッピングにおけるそのようなデータの使用に関する。
【背景技術】
【０００３】
心臓は、二つの特殊な種類の心筋細胞を含む。心筋細胞の大部分（約９９パーセント）は収縮性細胞であり、これらは心臓をポンプのように動かす機械的作用に関与する。自動律動性細胞は第２の種類の心筋細胞であり、これらは自律神経系の一部として機能し、収縮性細胞の収縮に関与する活動電位を開始し伝導する。心筋は、ペースメーカーの活動を示す。そこでは、心筋細胞の膜が活動電位間で閾値に達するまでゆっくりと脱分極し、その閾値に達したときに膜は始動、すなわち活動電位を発生する。これは神経細胞又は骨格筋細胞とは対照的であり、これは膜が刺激されるまで一定の静止電位のままであることを示す。自動律動性心筋細胞によって発生する活動電位は心臓全体に広がり、神経刺激なしで律動的鼓動を誘発する。
【０００４】
心筋の特殊な自動律動性細胞は、伝導システムを含み、二つの主要な機能を果たす。第１に、自動律動性細胞は、心筋の律動的収縮を引き起こす周期的インパルスを発生する。第２に、自動律動性細胞は、周期的インパルスを心臓全体に速やかに伝導する。このシステムが正しく働くとき、心房は心室収縮の約６分の１秒先立って収縮する。これは、それらがポンプ動作で血液を肺及び血管系に通す前に、心室への追加の充填を可能にする。この系はまた、心室のすべての部分がほとんど同時に収縮することも可能にする。これは、心室腔内での有効圧力発生に不可欠である。これらの自動律動性細胞が活動電位を発生する速度は、閾値までのゆっくりとした脱分極の速度に差があるため異なり、これは心臓の律動的鼓動を確実にする。
【０００５】
通常、自動律動性心機能は、神経活性化によって変わり得る。脊髄の上にある脳幹内に配置されている髄質は、様々な全身からの及び中枢受容体（例えば、圧受容器及び化学受容器）からの知覚入力、さらには脳の他の領域（例えば、視床下部）からの信号を受け取る。脳幹からの自律神経出力は、主に交感神経枝と副交感神経（迷走神経）枝とに分けられる。これらの自律神経の遠心性線維は心臓及び血管まで伸びており、そこでこれらの標的器官の活動を調節する。心臓は交感神経線維、及び迷走神経線維によって神経支配される。交感遠心性神経は心臓の伝導系を含む心房（特に洞房結節）、及び心室の全体に存在している。右迷走神経は主に洞房結節を神経支配するが、左迷走神経は心房心室結節を神経支配する。しかしながら、解剖学的分布ではかなり重複することがあり得る。遠心性迷走神経は、心房筋も神経支配する。しかしながら、遠心性迷走神経は心室心筋層をまばらに神経支配するだけである。交感神経刺激は心拍数及び伝導速度を増大させるが、心臓の副交感神経（迷走神経）刺激はその反対の影響を及ぼす。
【０００６】
心調律が不規則になる、すなわち速すぎるか（頻脈）、又は遅すぎるか（徐脈）、又は心房心室拍動の頻度が異なると不整脈が起きる。インパルスの形成の変化又はインパルスの伝導の変化によって不整脈が起こり得る。前者は結果として不整をもたらすペースメーカー細胞の変化によって、又は洞房結節以外の部位、すなわち異所性病巣による活動電位の異常発生によって引き起こ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、心臓内での電気伝導の完全又は部分的な遮断に結び付く。インパルス伝導が変化すると、その結果、一般にはリエントリーが起こり、これによって頻脈性不整脈が起こり得る。リエントリーは狭い局所領域内で起こり得るか、又はたとえば、心房と心室との間で起こり得る（大域的リエントリー）。リエントリーでは、ペースメーカー細胞の部分的脱分極によって通常引き起こされる伝導路内に一方向性ブロックが存在する必要がある。不整脈は、不整脈の血行動態の成り行き及び致死的な不整脈に変化する可能性に応じて、性質が良性にも、より重篤にもなり得る。
【０００７】
電気生理学の研究は、これらの不整脈を識別し治療するために利用され得る。例示的な一システムにおいて、測定システムは変調された電界を心腔内に導入する。血液量及び動く心臓壁面は、印加される電界を変化させる。心腔内の電極部位で、電界の変化を受動的に監視し、心臓の内壁の配置の動的な表現が、医師に示される。心臓自体によって発生させられる電気生理学信号も心臓内の電極部位で測定され、これらの信号はローパス・フィルタにかけられ、動的壁面の表現と一緒に表示される。この複合動的電気生理学マップは、隠れている不整脈を診断するために表示され、使用され得る。
【０００８】
診断用のマッピングに加えて、測定システムは心腔内の治療用カテーテルの配置を物理的に特定するためにも使用され得る。この治療用カテーテル上の電極に送出される変調された電界は、心臓内の治療用カテーテルの配置を示すために使用され得る。治療用カテーテルの配置は、他の診断情報と一緒にリアルタイムで動的電気生理学マップ上に表示され得る。したがって、治療用カテーテルの配置は心臓の内因性又は誘発性電気的活動と一緒に表示され、心臓自体の内部から起こる電気的活動に対する治療用カテーテルの先端部の相対位置を示すことができる。その結果、医師は動的電気生理学マップを参照しつつ、心臓内の所望の配置に治療用カテーテルを誘導することができる。
【０００９】
動的電気生理学マップは一般的に、段階的な過程において作成される。最初に心臓の内部形状が決定される。この情報は、印加された電界の変調に関係する一連の幾何学的測定から導出される。心臓の動的な形状に関する知見は、心臓の内部又は外部の表面の表現を生成するために使用される。次に、心臓の固有電気的活動が測定される。生理学的な原因に由来する信号は受動的に検出され、壁面の電位の大きさが壁面の表現上に表示され得るように処理される。測定された電気的活動は様々な形式、たとえば、様々な色又は色の濃淡で壁面の表現上に表示される。最後に、配置電流が同じ腔内の治療用カテーテルに送出され得る。腔内の治療用カテーテルの相対又は絶対位置を決定するように、この電流から感知される電位が処理され得る。これらの様々な処理は１秒間に数百回連続して、又は同時に行われ、心臓活動の連続的画像及び治療装置の配置をもたらす。
【００１０】
アブレーションが指示された治療である場合、治療用カテーテルは心臓内の所望の配置に位置決めされ、組織を切除するために治療用カテーテルにエネルギーが送出される。コンプレックス細分化心房電位図（ＣＦＡＥ）の使用は、心房細動アブレーション部位を識別するために使用される一つのツールとなっている。たとえば、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ  Ｍｅｄｉｃａｌから入手可能なＥｎＳｉｔｅ（商標）Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（商標）マッピング・システムにおいて利用されている一方法において、一連の活性化事象がＣＦＡＥ信号で認識され、次いでその後の活性化事象の間の時間間隔が計算される。平均時間間隔はＣＦＥ平均として決定され、指定される。サイクル長が所定の閾値（たとえば、１２０ミリ秒（ｍｓ））よりも短い配置は、潜在的アブレーション部位として識別される。
【００１１】
他の知られているシステムでは、様々な他の測定基準を使用してＣＦＡＥを検出し、特徴付けし、及び／又は評価する。たとえば、いくつかのシステムでは、活性化を検出し、連続する検出された活性化の間のサイクル長の標準偏差を計算することによって、ＣＦＥ標準偏差（ＣＦＥ  ＳｔｄＤｅｖ）を使用する。他のシステムでは、活性化の検出の間の最短間隔は、ＣＦＡＥの調査に対するインデックス（ときには最短コンプレックス間隔（ＳＣＩ）とも称される）として使用されるが、他のシステムでは、信号中のすべてのＣＦＡＥコンプレックス間隔（ＡＣＩ）の平均を使用する。他のいくつかのシステムでは間隔信頼水準（ＩＣＬ）が使用される。ＩＣＬは、７０ｍｓから１２０ｍｓの間の長さを有する記録期間における間隔の数である。いくつかのシステムでは、優位周波数（ＤＦ）測定基準などの周波数ベースの測定基準を利用する。ＤＦ測定基準を使用するシステムにおいて、時間ベースの電位図は周波数空間に変換され、変換された電位図内の最も優位の周波数成分はＤＦとして識別される。
【００１２】
ＣＦＡＥの評価で使用される、知られている様々なサイクル長ベースの測定基準、たとえば、ＣＦＥ平均、ＣＦＥ  ＳｔｄＤｅｖ、ＳＣＩ、ＡＣＩ、及びＩＣＬは、正確な活性化検出結果に依存する。活性化検出結果はパラメータ設定に大きく依存する。適切なパラメータ設定へのチューニングは、困難で時間のかかる作業となり得る。さらに、信号が変化する特性を有する場合、信号全体に適用可能である最適なパラメータを見つけることは非常に困難であり得る。したがって、活性化検出に対して敏感でないＣＦＡＥ分析のための、正確で有用な測定基準（複数可）を用意することが望ましい。
【発明の概要】
【００１３】
上述した実情を鑑み、本明細書では、活性化検出に対して敏感でないＣＦＡＥ分析のための、正確で有用な測定基準（複数可）を用意し得るとともに、他の解剖学的構造にも適用可能な技術が提供される。一実施形態では、コンピュータに実装され、各々が電圧を有する複数のデータ・サンプルを含む電位図を評価するための方法が説明される。このコンピュータに実装された方法は、電位図に対する活動期間を選択すること、各ウィンドウ内のデータ・サンプルの電圧に基づいて電位図の複数のウィンドウのうちの各ウィンドウに対するエネルギーレベルを計算すること、計算されたエネルギーレベルを複数のビンに割り当てること、及び、複数のビンのうちの特定のビンに割り当てられたエネルギーレベルの数に少なくとも部分的に基づいて、インデックスを計算することを含む。
【００１４】
別の実施形態では、各々が電圧を有する複数のデータ・サンプルを含む電位図を評価するためのシステムが記載される。このシステムは、データ・サンプルを受信するように構成されたコンピューティング・デバイスを備える。コンピューティング・デバイスは、プロセッサと、プロセッサに結合された少なくとも一つのメモリ・デバイスとを備える。メモリ・デバイスは、コンピュータによって実行可能な命令を記憶する。この命令は、プロセッサによって実行されたときに、コンピューティング・デバイスに、各ウィンドウ内のデータ・サンプルの電圧に基づいて電位図の複数のウィンドウのうちの各ウィンドウに対するエネルギーレベルを計算させ、計算されたエネルギーレベルを複数のビンに割り当てさせ、複数のビンのうちの特定のビンに割り当てられたエネルギーレベルの数に少なくとも部分的に基づいてインデックスを計算させる。
【００１５】
本開示の前述の、及び他の態様、特徴、詳細、有用性、ならびに利点は、以下の説明及び請求項を読むことで、また添付図面を精査することで明白になるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】一つ又は複数の電極の配置が決定され記録され得る心臓電気生理学検査、又はアブレーション手順を実行するためのシステムの概略図である。
【００１７】
【図２】いくつかの遠位電極を備える電気生理学カテーテルによって調査される心臓の概略表現図である。
【００１８】
【図３】図１に示されているシステムにおいて使用するためのコンピューティング・デバイスの概略ブロック図である。
【００１９】
【図４】電位図セグメントを評価するための例示的な方法の流れ図である。
【００２０】
【図５】図４に示されている方法を使用して評価するための例示的な電位図セグメント長の図である。
【００２１】
【図６】図４に示されている方法を使用して作成された例示的なヒストグラムである。
【００２２】
【図７】比較高い程度の細分化がなされている例示的な電位図及びその電位図に対するヒストグラムである。
【００２３】
【図８】比較低い程度の細分化がなされている例示的な電位図及びその電位図に対するヒストグラムである。
【００２４】
【図９】電圧ベースの等電点インデックスを計算する方法において使用するビンの数を決定するための例示的な方法の流れ図である。
【００２５】
【図１０】受信者動作特性（ＲＯＣ）分析の結果のグラフである。
【００２６】
対応する参照文字は、図面全体を通して、対応する部分を示す。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
本開示は一般的に人間の心臓又はその一部分などの、解剖学的構造をマッピングするためのマッピング・システム及び方法に関するものであり、より具体的には、コンプレックス細分化心房電位図（ＣＦＡＥ）などの心房電位図からのデータの処理、及びマッピング・システムにおけるそのようなデータの使用に関する。特定の実施形態において、本開示のシステム及び方法では、ＣＦＡＥの評価に電圧ベースの行列を使用する。本明細書にいくつかの実施形態では、それらのシステム及び方法は細分化電位図における活性化検出のために使用されるが、本明細書で開示されているシステム及び方法は、非細分化電位図でも同様に使用され得ることが企図されている。それに加えて、本明細書の様々な実施形態が患者の心臓のマッピングに関連して説明されているが、本開示は心臓のマッピングに限定されないこと、及び他の解剖学的構造のマッピングは、本開示の範囲内にあるものとみなされることが理解される。
【００２８】
ＣＴ走査法、ＭＲＩ、超音波撮像、レーダ・イメージング、Ｘ線撮像、及び蛍光透視撮像などの技術を利用するシステムを含む、心臓などの解剖学的構造の三次元モデルを生成するための知られているシステム及び方法が存在する。そのようなデータの出力は、複数のｘｙｚデータ座標、球面座標、及び／又は三次元画像をもたらす他の形式とすることができる。そのような撮像技術は診断に、さらには患者の治療及び／又は外科手術の準備のために、多くの場合有益である。撮像プロセスは、治療及び／又は外科手術の数時間もしくは数日前に、又は治療及び／又は外科手術と同時に実行され得る。いくつかの三次元モデルでは、たとえば、セグメント化ＣＴ又はＭＲＩ走査画像を含むセグメント化アプローチを利用する。セグメント化モデルは三次元画像の部分領域が、より大きい三次元画像、たとえば、心臓の残り部分から分離された右心房の画像からデジタル処理で分離されていることを示す。患者の一部分の三次元モデルを作成するための他の方法及び技術も、本開示に従って利用され得る。
【００２９】
撮像プロセスから取得されたデータは、典型的には、三次元モデルを離散面素に分割し、その後のマッピング及び再構築の際の数値計算を円滑にするために使用される。三次元モデルを離散セグメントに分割するために、階差、有限要素法（ＦＥＭ）、及びスプラインＢＥＭ又は線形ＢＥＭなどの境界要素法（ＢＥＭ）などの様々な計算方法が使用され得ることが理解される。解剖学的構造の三次元モデルは一般的に、離散セグメントによって定義された境界面を含み、そこで境界面は三次元モデルの内部（広く、第１の側）と解剖学的構造の三次元モデルの外部（広く、第２の側）とを定義する。
【００３０】
次に図面を、特に図１〜３を参照すると、心臓カテーテルを患者１１の心臓１０内にナビゲートし、心臓内で発生する電気的活動を測定し、電気的活動及び／又はその電気的活動に関係する、もしくは表現する情報を三次元マッピングすることによって心臓電気生理学研究を行うためのシステム８の一例が図示されている。システム８は、特に、心内膜面に沿った複数の点において電気生理学データを測定し、電気生理学データが測定された各測定点について配置情報に関連付けて測定データを記憶するために使用される。一実施形態において、たとえば、システム８は、患者の心臓及び血管系内の、及び／又はその周りの最大６４個の電極を瞬時に特定し、それら６４個の電極のうちの最大６２個の電極において電気的活動を測定し、心臓１０の一回の鼓動に対して測定された電気的活動（たとえば、電位図）から時間領域及び／又は周波数領域の情報の三次元マップを構成することができる。同時に監視され得る電極の数は、システム８内への電極リード入力の数、及びシステム８の処理速度によってのみ制限される。電極は静止状態であるか、又は移動状態であり得る。それに加えて、電極は、電気的活動を集めるために、心臓の壁と直接接触しているものとしてよいか、又はただ概して心臓の壁に隣接しているだけでよい。別の実施形態では、電極のアレイは、心臓の壁に沿った複数の配置で電気的活動を集めるために使用される。このようなアレイ電極は、参照により本明細書に組み込まれている米国特許第５，６６２，１０８号において詳細に説明されている。
【００３１】
好適な一実施形態において、ローカライゼーション／マッピング・システム８は、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ  Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．から入手可能なＥｎＳｉｔｅ（商標）Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（商標）ナビゲーション及び視覚可視化システムであってよい。他の実施形態では、他の任意の好適なローカライゼーション／マッピング・システムが使用され得る。
【００３２】
患者１１は、簡潔化のため模式的に楕円形で示されている。表面電極（たとえば、パッチ電極）の三つのセットが、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸に沿って患者１１の表面に付けられているものとして図示されている。Ｘ軸表面電極１２、１４は、患者の胸郭領域の側面など、第１の軸に沿って患者に付けられており（たとえば、各腕の下の患者の皮膚に付けられており）、左及び右電極と称され得る。Ｙ軸電極１８、１９は、患者の太ももの内側及び頸部領域に沿うなど、Ｘ軸に概して直交する第２の軸に沿って患者に付けられ、左脚電極及び頸部電極と称され得る。Ｚ軸電極１６、２２は、胸郭領域内の患者の胸骨及び脊椎に沿うなど、Ｘ軸及びＹ軸に概して直交する第３の軸に沿って患者に付けられ、胸部電極及び背部電極と称され得る。心臓１０は、表面電極のこれらの対の間に位置する。追加の表面基準電極（たとえば、「腹部パッチ」）２１は、システム８に対する基準及び／又は接地電極を構成する。腹部パッチ電極２１は、固定心臓内電極３１の代替である。それに加えて、患者１１は、従来の心電図（ＥＣＧ）システムのリードの大部分又はすべてを適所に置いて有することも理解されるであろう。ＥＣＧ情報は図１には示されていないが、システム８に利用可能である。
【００３３】
少なくとも一つの単一の電極１７（たとえば、遠位電極）を有する代表的なカテーテル１３も図示されている。この代表的なカテーテル電極１７は、本明細書全体を通して「ロービング電極」又は「測定電極」と称される。典型的には、カテーテル上の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／又は血管系内に配設された最大１２個のカテーテル上に最大６４個の電極を備え得る。もちろんこの実施形態は単なる例にすぎず、本発明の範囲内で電極及びカテーテルはいくつでも使用され得る。
【００３４】
固定基準電極３１（たとえば、心臓１０の壁に取り付けられる）は、第２のカテーテル２９上にあるように図示されている。較正を目的として、この電極３１は、静止しているか（たとえば、心臓の壁に、又はその近くに取り付けられている）、又はロービング電極１７と固定された空間関係を有するように配設され得る。固定基準電極３１は、上述したように表面基準電極２１に加えて、又はその代替として使用され得る。多くの場合において、心臓１０内の冠状静脈洞電極又は他の固定電極は、電圧及び変位を測定するための基準として使用され得る。
【００３５】
各表面電極は多重化スイッチ２４に結合され、電極の対は、電極を信号発生器２５に結合するコンピュータ２０上で稼働しているソフトウェアによって選択される。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、分散型コンピュータ、又は他の任意の種類のコンピュータを含み得る。コンピュータ２０は、単一の中央演算処理装置などの一つ又は複数のプロセッサ又は複数の処理ユニットを備えてもよく、これは並列処理環境と一般に称される。信号発生器２５は一対の電極、たとえば、Ｙ軸電極１８、１９を励起し、患者１１の身体、及び心臓１０に電界を発生させる。
【００３６】
電流パルスを送出したときに、残りの表面電極は表面電極２１を基準とし、これらの残りの電極上に引き起こされる電圧は、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）を備え得る。ＬＰＦ２７の出力は、次いで、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）コンバータ２６に供給される。デジタルデータ信号のさらなるローパス・フィルタリングはその後、コンピュータ２０上で実行されるソフトウェアによって実行され、電子雑音及び心臓の動きのアーチファクトを除去し得る。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なカットオフ周波数を含み得る。このようにして、ユーザは、ユーザの個別の選好に従って信号信頼率に対する信号雑音の兼ね合いを図るようにシステムをカスタマイズすることができる。このようにして、表面電極は駆動電極セットと非駆動電極セットとに分割される。表面電極の対（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及び他の基準電極がもしあれば（たとえば、Ｙ軸電極１８、１９、Ｚ軸電極１６、２２、表面基準電極２１、及び存在する場合には固定基準電極３１）は、心臓内電極の位置を統合するための基準として使用される。
【００３７】
一般的に、三つの公称上直交する電界は、生物導体中のカテーテルのナビゲーションを実現するために一連の駆動電気的双極子及び感知電気的双極子によって生成される。代替的に、これらの直交する電界は分解され、表面電極の対はいずれも双極子として駆動され、効果的な電極三角測量を提供することができる。それに加えて、そのような非直交方法はシステムの柔軟性を増大させる。望ましい軸について、所定の一組の駆動（ソース−シンク）構成から結果として得られる心臓内電極１７上で測定された電位は代数的に結合されて、直交軸にそって均一な電流を単純に駆動することによって得られるものと同じ実効電位を発生する。したがって、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２のうち任意の二つが、接地基準、たとえば、腹部パッチ２１に関して双極子のソース及びドレインとして選択され得るが、非励起の表面電極では、接地基準に関して電圧を測定する。心臓１０内に留置された測定電極１７は電流パルスからの電界にも曝され、その電圧が接地に関して、たとえば、腹部パッチ２１に関して測定される。実際、心臓内のカテーテルは複数の電極を収容するものとしてよく、各電極電位が測定され得る。以前に指摘されているように、少なくとも一つの電極が心臓の内面に固定され、固定基準電極３１を形成し得るが、これは接地に関しても測定される。表面電極、内部電極、及び仮想電極の各々からのデータセットはすべて、心臓１０内の測定電極１７又は他の電極の配置を決定するために使用される。
【００３８】
生の電極電圧データはすべてＡ／Ｄコンバータ２６によって測定され、ソフトウェアの指令に従ってコンピュータ２０によって記録される。この電極励起プロセスは、表面電極の代替的セットが選択され残りの非駆動電極が電圧を測定するために使用されるときに、高速に順次実行される。電圧測定結果のこの集合体は、本明細書では「電極データセット」と称される。ソフトウェアは、表面電極の各対の各励起の間に各電極で行われた各個別の電圧測定結果へアクセスすることができる。生の電極データは、ロービング電極１７などの、心臓の内側にある電極の三次元空間（Ｘ，Ｙ，Ｚ）内の「基底」位置、及び患者１１の心臓及び／又は血管系内に、又はその周りに配置された他の電極の数を決定するために使用される。図２は、心臓１０内に貫入する、従来電気生理学（ＥＰ）カテーテルであってよい、カテーテル１３を示している。図２において、カテーテル１３は、心臓１０の左心室５０内に貫入する。カテーテル１３は、図１に関して上述した遠位電極１７を備え、追加の電極５２、５４、及び５６を有する。これらの電極の各々は、患者体内（たとえば、この例では心臓の左心室）に置かれるので、配置データは、電極の各々について同時に収集され得る。それに加えて、電極が必ずしも心臓の表面に直に配設されるわけではないが、表面に隣接して配設されるときに、また信号源２５が「オフ」にされたときに（すなわち、表面電極対のどれも通電されていないときに）、電極１７、５２、５４、及び５６のうちの少なくとも一つは、心臓１０の表面上の電気的活動（たとえば、電圧）を測定するために使用され得る。
【００３９】
要約すると、システム８は最初に電極のセットを選択し、次いでそれらを電流パルスで駆動する。電流パルスが送出されている間に、残りの表面電極及び生体内の電極のうちの少なくとも一つにおいて測定された電圧などの電気的活動が、測定され記憶される。この時点で、呼吸及び／又はインピーダンスの変化などのアーチファクトに対する補正が、上で示されているように実行され得る。上述したように様々な配置データ点が、複数の電極配置（たとえば、心内膜電極配置）に関連付けられているシステム８によって収集される。セット内の各点は、空間内に座標を有する。一実施形態において、システム８は最大１２個のカテーテル上に、同時に又は互いに近接近して、配置され得る最大６４個の電極に対する配置データ点を収集する。しかしながら、より小さい、又はより大きいデータセットが収集されるものとしてよく、その結果、それぞれ心臓の複雑度が低く分解能も低い、又は複雑度が高く分解能も高い表現が得られる。
【００４０】
電極データは、参照により本明細書に組み込まれている米国特許第７，２６３，３９７号において説明されている、電極配置に対する生の配置データを改善するために使用される呼吸補正値を生成するためにも使用され得る。電極データは、たとえば、これもまた参照により本明細書に組み込まれている米国特許第７，８８５，７０７号において説明されている、患者の身体のインピーダンスの変化を補正するためにも使用され得る。
【００４１】
表面電極対が心臓に電界を印加している間に、心臓内の電極（複数可）の配置を決定するために使用されるデータが測定される。多数（たとえば、最大１２個のカテーテルの間に分散されている６２個の電極）を同時又は順次（たとえば、多重化して）サンプリングすることにより、及び／又は、患者体内（たとえば、心室内）で移動する一つ又は複数の電極（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って、多数の電極の配置が収集され得る。一実施形態において、個別の電極に対する配置データは同時にサンプリングされ、これは心拍の単一の段階又は期においてデータの収集を可能にする。別の実施形態において、配置データは、心拍の一つ又は複数の相と同期して、又は心拍の特定の段階に関係なく、のいずれかで収集され得る。データが心拍のいくつかの相にわたって収集される場合、心臓の壁に沿った配置に対応するデータは時間とともに変化する。一変更形態において、外部又は内部の配置に対応するデータはそれぞれ、最大容積及び最小容積における心臓壁の位置を決定するために使用され得る。たとえば、最も外の点を選択することによって、最大の容積における心臓の形状を表す「殻」を作成することが可能である。
【００４２】
患者の一部分、たとえば、患者の心臓又は周囲の血管系の領域の三次元モデルは、配置データ点から、たとえば、同じもしくは以前の手順で作成され得るか、又は以前に生成された三次元モデル、たとえば、セグメント化ＣＴもしくはＭＲＩ走査像が使用され得る。セグメント化モデルは、三次元画像の部分領域が、より大きい三次元画像、たとえば、心臓の残り部分から分離された右心房の画像からデジタル処理で分離されていることを示す。例示的なセグメント化アプリケーションは、ＡＮＡＬＹＺＥ（ミネソタ州ミネアポリス所在、Ｍａｙｏ）、Ｖｅｒｉｓｍｏ（商標）（ミネソタ州セントポール所在、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ  Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．）、及びＣａｒｄＥＰ（ウィスコンシン州ミルウォーキー所在、Ｇｅｎｅｒａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ）を含む。三次元モデルが、たとえば、単一の手順中、システム８によって収集された配置データ点から作成される場合、データ内の最も外側の配置点は、患者の心臓の領域の容積に対応する形状を決定するために使用され得る。
【００４３】
一変更形態において、たとえば、Ｑｈｕｌｌアルゴリズムなどの標準的なアルゴリズムを使用して凸包が生成され得る。Ｑｈｕｌｌアルゴリズムは、たとえば、Ｂａｒｂｅｒ、Ｃ．Ｂ．、Ｄｏｂｋｉｎ、Ｄ．Ｐ．、及びＨｕｈｄａｎｐａａ、Ｈ．Ｔ．著「Ｔｈｅ  Ｑｕｉｃｋｈｕｌｌ  ａｌｇｏｒｉｔｈｍ  ｆｏｒ  ｃｏｎｖｅｘ  ｈｕｌｌｓ」、ＡＣＭ  Ｔｒａｎｓ．ｏｎ  Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ  Ｓｏｆｔｗａｒｅ、２２（４）：４６９〜４８３頁、１９９６年１２月、において説明されている。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、本発明を実装する際に使用するのにも適しているものとしてよい。この表面は次いで、より均一な格子上で再サンプリングされ、補間されて、同じ又は後の手順中、医師に提示するための三次元モデルとして記憶される十分に滑らかな表面をもたらす。そのような三次元モデルは、たとえば、点のセットから心臓領域の内部の推定される境界をもたらす。
【００４４】
図３は、コンピュータ・システム２０のブロック図である。コンピュータ・システム２０は、コンピューティング・デバイス３２、ディスプレイ・デバイス２３、及び入力デバイス３８を備える。コンピューティング・デバイス３２は、コンピューティング・デバイス３２をディスプレイ・デバイス２３に通信可能に結合するディスプレイ・アダプタ４０を備える。ディスプレイ・デバイス２３は、これらに限定はしないが、モニタ、テレビ用ディスプレイ、プラズマ・ディスプレイ、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）に基づくディスプレイ、複数の有機発光ダイオード（ＯＬＥＤ）に基づくディスプレイ、ポリマー発光ダイオード（ＰＬＥＤ）に基づくディスプレイ、複数の表面伝導型電子放出素子（ＳＥＤ）に基づくディスプレイ、投影及び／又は反射画像を含むディスプレイ、又は他の好適な電子デバイスもしくは表示メカニズムを含み得る。一実施形態において、ディスプレイ・デバイス２３は、関連付けられているタッチスクリーン・コントローラを有するタッチ・スクリーンを備える。インターフェース・アダプタ４２は、コンピューティング・デバイス３２を入力デバイス３８に結合する。コンピューティング・デバイス３２は、Ａ／Ｄコンバータ２６を通じて電極信号を受信するように構成された入力４４を備える。出力４６は、制御信号をコンピューティング・デバイス３２から多重化スイッチ２４に結合する。入力デバイス３８は、これらに限定されないが、キーボード、キーパッド、タッチ・センシティブ・スクリーン、マウス、スクロール・ホイール、ポインティング・デバイス、音声認識ソフトウェアを使用するオーディオ入力デバイス、及び／又はユーザがデータをコンピューティング・デバイス３２に入力することを可能にする任意の好適なデバイスを含む。いくつかの実施形態において、入力デバイス３８及びディスプレイ・デバイス２３は、タッチ・スクリーンディスプレイ・デバイスなどの、単一の入力／ディスプレイ・デバイスに一体化される。
【００４５】
コンピューティング・デバイス３２は、プロセッサ３４と、プロセッサ３４に結合されたメモリ・デバイス３６とを備える。「プロセッサ」という用語は一般的に、システム及びマイクロコントローラ、縮小命令セット回路（ＲＩＳＣ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、プログラマブル・ロジック回路、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）、ゲート・アレイ・ロジック（ＧＡＬ）、プログラマブル・アレイ・ロジック（ＰＡＬ）、デジタル・シグナル・プロセッサ（ＤＳＰ）、及び本明細書で説明されている機能を実行することができる他の任意の回路又はプロセッサを含む任意のプログラム可能なシステムを指す。上記の例は例示的なものにすぎず、したがって、いかなる点でも「プロセッサ」という用語の定義及び／又は意味を制限することを意図していていない。さらに、単一のプロセッサが図３に例示されているが、プロセッサ３４は複数のプロセッサを含むものとしてよく、また本明細書で説明されているアクションは複数のプロセッサによって共有され得る。
【００４６】
メモリ・デバイス３６は、プロセッサ３４によって実行可能なプログラム・コード、及び命令を記憶する。プロセッサ３４によって実行されたときに、プログラム・コード及び命令は、プロセッサ３４に本明細書で説明されているように動作させる。メモリ・デバイス３６は、これらのみに限定されないが、揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）、磁気ＲＡＭ（ＭＲＡＭ）、強誘電体ＲＡＭ（ＦｅＲＡＭ）、リード・オンリー・メモリ（ＲＯＭ）、フラッシュ・メモリ及び／又は電気的消去可能プログラム可能リード・オンリー・メモリ（ＥＥＰＲＯＭ）を含むものとしてよい。他の任意の好適な磁気メモリ、光メモリ、及び／又は半導体メモリは、単独で、もしくは他の形態のメモリと組み合わせて、メモリ・デバイス３６に含まれ得る。メモリ・デバイス３６は、限定はしないが、好適なカートリッジ、ディスク、ＣＤ  ＲＯＭ、ＤＶＤ、又はＵＳＢメモリを含む、脱着可能又は取り外し可能メモリでもあるか、又は含んでいてもよい。プロセッサ３４とは別に例示されているが、メモリ・デバイス３６は、プロセッサ３４と一体化されてもよい。
【００４７】
メモリ・デバイス３６は、プロセッサ３４によって実行されたとき、上述したように、また本明細書で述べられている方法に従って、プロセッサ３４に動作させる命令（たとえば、ソフトウェア・コード）を記憶する。
【００４８】
様々な電気生理学データは測定され、図１に示されているシステム８のディスプレイ２３を通じて心臓内科医に提示され得る。ディスプレイ２３は、たとえば、医師などのユーザにデータを示し、ユーザが特定の用途に合わせてシステム８の構成を手直しすることを可能にするいくつかのオプションを提示するために使用され得る。表示のなかには、心臓１０の三次元モデルが含まれ得る。一つ又は複数のカテーテル上の電極の配置は、三次元モデルにマッピングされ得る。心臓表面モデルにマッピングされ得る他のデータは、たとえば、測定された電圧の大きさ、心拍事象に関する信号のタイミング関係を含む。さらに、心臓壁上の特定の配置において測定された最大振幅電圧は、導電率が下がる領域を示すようにマッピングされるものとしてよく、また心臓の梗塞領域を反映し得る。
【００４９】
一実施形態において、心房電位図情報、及びより具体的な実施形態において、コンプレックス細分化電位図（ＣＦＥ）情報は、三次元モデルにマッピングされ得る。一例において、ＣＦＥ情報のそのようなマッピングは、心房細動のアブレーションの標的を識別し誘導するのに役立ち得る。ＣＦＥ情報は、長時間の活性化コンプレックス（たとえば、１０秒の期間にわたる）の連続的変動を有する電位図のベースラインの少なくとも二つの離散変動及び／又は摂動を電位図が含む不規則な電気的活性化（たとえば、心房細動）を指している。非常に高速な、連続する活性化を有する電位図は、たとえば、短い不応期及びマイクロリエントリーを有する心筋と整合している。
【００５０】
ＣＦＥ情報の存在は、電極によって収集された電気生理学（ＥＰ）情報（たとえば、電位図）から検出され得る。たとえば、電位図の細分化の時刻及び／又は他の定量化は、ＣＦＥ情報の有無を決定するために使用され得る。ＣＦＥ情報は、一つ又は複数のインデックスを使用して定量化され得る。
【００５１】
例示的な一実施形態において、電圧ベースのインデックスは、与えられた電位図の細分化を特徴付けるために使用される。電圧ベースのインデックスは、電圧ベースの等電点インデックス（ｖ−ＩＥＩ）である。特定の電位図に対するｖ−ＩＥＩの値は、電位図のどれだけの部分が等電部分からなるかを示す指標である。細分化が低い電位図は、典型的には、細分化が高い電位図よりも大きい等電部分のパーセンテージに関連付けられる。
【００５２】
図４は、電位図セグメントを評価するための例示的な方法４００の流れ図である。方法４００は、システム８及びコンピューティング・デバイス２０を参照しつつ説明されるが、任意の好適な電気生理学デバイス及び／又はコンピューティング・デバイスを使用して実装され得る。図５は、セグメント長５０２を有する例示的な電位図５００である。電位図５００は、振幅（ミリボルト（ｍＶ））を時間（秒）の関数として表したグラフである。図示されている例において、セグメント長５０２は約１秒である。セグメント長５０２は可変であり、システム８のユーザによって選択可能であり、セグメント長５０２は任意の好適な時間の長さであってよい。いくつかの実施形態では、セグメント長は５秒から８秒までの範囲内である。
【００５３】
図４に示されている方法の４０２において、活動期間が選択される。活動期間は、セグメント長よりも短い時間期間である。活動期間は、心臓活動が探索される時間ウィンドウを定義し、一般的に、標準的な心臓活動を捕捉するのに十分な長さであって、かつ、時間的に局所的な現象のみを含むように十分に短さとなるように選択される。活動期間はユーザによって選択されてもよく、及び／又は、既定の活動期間がコンピューティング・デバイス２０において事前に定義されていてもよい。例示的な一実施形態において、活動期間は、既定で１０ミリ秒（ｍｓ）となるように選択される。他の実施形態では、他の任意の好適な活動期間が、既定の活動期間として定義され得る。ここで、活動期間を選択するということは、異なる活動期間を指定しない、変更しない、又は選択しないことによって、既定の活動期間を選択することも含み得ることが理解されるであろう。
【００５４】
４０４では、電位図内の複数のウィンドウについて、エネルギーレベルが計算される。各ウィンドウは、活動期間に等しい長さを有する。例示的な一実施形態において、一つのウィンドウが、電位図内の各サンプル（たとえば、システム８によって記録された各離散電極測定）について定義され、ウィンドウはサンプルの時間から始まり、活動期間の長さだけ続く。代替的に、ウィンドウは、他の任意の好適な時間から始まり得る。さらに、いくつかの実施形態において、より多い、又はより少ないウィンドウが定義される。例示的な一実施形態において、システム８のサンプリング・レートは毎秒約２，０３４サンプルである。他の実施形態では、システム８のサンプリング・レートは、電位図の十分な分解能をもたらす他の任意のサンプリング・レートである。図５では、三つのウィンドウ５０４、５０６、及び５０８が図示されており、それぞれ活動期間５１０によって定義される。例示を目的として、ウィンドウ５０４、５０６、及び５０８は、約９０ｍｓの活動期間５１０によって定義される。他の実施形態では、活動期間は約１０ｍｓなどの、より短い時間の長さとなるように選択され得る。上述したように、例示的な一実施形態において、一つのウィンドウは、電位図セグメント内の各サンプルについて定義される。システム８が毎秒２，０３４サンプルをサンプリングしている場合、図５に示されている長さ１秒の電位図５００は、２，０３４サンプル及び最大２，０３４個のウィンドウを有することになる。明確化、又は簡略化のため、２，０３４個の可能なウィンドウのうち三つのウィンドウ５０４、５０６、及び５０８のみが図５に示されている。
【００５５】
電位図内の各ウィンドウについて、ウィンドウ内の各サンプルの測定された振幅の絶対値を総和することにより、エネルギーレベル（ときには活動レベルとも称される）が計算される。計算は、次の式で計算され得る。
【数１】
0006273355.tif 000002
ここで、Ｅ（ｉ）はｉ番目のウィンドウのエネルギーレベルであり、Ｎはウィンドウ内のサンプルの数であり、ｎ０はウィンドウ内の１番目のサンプルであり、Ｖ（ｎ）はｎ番目のサンプルの電圧である。例示的な一実施形態において、システム８のサンプリング・レートは毎秒約２，０３４サンプルであり、活動期間は約１０ｍｓであり、各ウィンドウは約２０個のサンプルを含む。セグメントの各ウィンドウについてエネルギーレベルが計算された後、システム８はＭ個の別々のエネルギー値を有し、Ｍは電位図セグメントについて定義されているウィンドウの数である。図５を見るとわかるように、ウィンドウ５０６は、電位図セグメントのなかでゼロ付近の振幅で概して等電位の部分を含んでおり、ウィンドウ５０４及び５０８は、複数の小さな変動及び大きな変動をそれぞれ含んでおり、ウィンドウ５０６は、ウィンドウ５０４及び５０８よりもかなり低いエネルギーレベルＥ（ｉ）を有する。
【００５６】
図４を再び参照すると、４０６では、計算されたエネルギーレベルが、複数のビンに割り当てられている。これらのビンは、計算された最小のエネルギーレベルＥ（ｉ）から計算された最大のエネルギーレベルＥ（ｉ）までの範囲を有するヒストグラムを定義する。これらのビンは、各々、最小のＥ（ｉ）と最大のＥ（ｉ）との間の可能なエネルギー値の重なり合わない範囲を割り当てられ、Ｅ（ｉ）の最小値と最大値との間の可能なすべてエネルギー値が一つのビンに関連付けられる。各ビンの範囲のサイズはビンの数によって決定され、計算されたＥ（ｉ）値の範囲はビンとビンとの間で等間隔に分割される。他の実施形態では、これらのビンはすべて同じ範囲サイズを有する必要はない。例示的な一実施形態では、ビンの数は固定されたビンの所定の数である。別の実施形態では、ビンの数はユーザ選択可能なビンの数である。他の実施形態では、ビンの数は以下でより詳しく説明されるように、システム８によって決定される。
【００５７】
各ウィンドウに対するエネルギー値Ｅ（ｉ）は、そのウィンドウのエネルギー値Ｅ（ｉ）を包含するエネルギー範囲を持つビンに割り当てられる。システム８は、各ビンに割り当てられたウィンドウの数を追跡する。このデータは、最低のエネルギーのビンから最高のエネルギーのビンに順序付けられた各ビンにおけるウィンドウの数のヒストグラムを生成するために使用される。２０個のビンからなる例示的なヒストグラム６００が、図６に示されている。図６に示されているように最低のエネルギー値から最高のエネルギー値に編成されたときに、第１のビンは、エネルギー値Ｅ（ｉ）が最小のエネルギー値Ｅ（ｉ）に等しいウィンドウを含む、最低のエネルギー値を有するウィンドウ（複数可）を含むビンである。上で述べたように、低いエネルギー値のウィンドウは、典型的には、電位図の等電部分に関連付けられる。したがって、最低エネルギーの第１のビンＢｎ（１）は、電位図セグメントの等電部分に関連付けられる。
【００５８】
図４を再び参照すると、４０８では、複数のビンのうちの特定のビンに割り当てられたエネルギー値Ｅ（ｉ）の数に少なくとも部分的に基づいて、電圧ベースの等電点インデックス（ｖ−ＩＥＩ）が計算される。例示的な実施形態では、その特定のビンは、最低のエネルギー値を有するビンである。エネルギー値の昇順で編成されたときに、その特定のビンが第１のビンである。ｖ−ＩＥＩは、次のように計算される。
【数２】
0006273355.tif 000003
ここで、Ｂｎ（１）は第１の（最低エネルギー）ビンに割り当てられたエネルギー値Ｅ（ｉ）の数であり、Ｍは電位図セグメントについて計算されたエネルギー値Ｅ（ｉ）の総数（すなわち、電位図セグメントについて定義されているウィンドウの数）である。インデックスｖ−ＩＥＩは、電位図セグメント内の低エネルギーのウィンドウとすべてのウィンドウとの比である。インデックスｖ−ＩＥＩは、式（２）の結果に１００％を掛けてパーセンテージとして表され得る。低いパーセンテージのｖ−ＩＥＩは、等電部分のパーセンテージが低い（又は等電部分がない）電位図セグメントを記述し、これは高レベルの細分化を指示し得る。逆に、高いパーセンテージのｖ−ＩＥＩは、等電部分のパーセンテージが高い電位図セグメントを記述し、これは低レベルの細分化（又は細分化がないこと）を指示し得る。計算されたｖ−ＩＥＩは、電位図セグメントにおける細分化の量を記述するインデックスとして独立して使用され得る。ｖ−ＩＥＩは、数値として表示されるか、心臓の三次元マップにマッピングされるか、又は任意の好適な方式でシステム８のユーザに提示され得る。それに加えて、又は代替的に、ｖ−ＩＥＩは一つ又は複数の他のインデックスと組み合わされて、細分化の複合、又は融合、インデックスを作成し得る。
【００５９】
図７及び８は、本明細書で説明されている方法に従って作成された、例示的な電位図セグメント及び関連付けられているヒストグラムである。図７は、セグメント長が１秒で、比較的高い程度の細分化を有する電位図７００を含む。１０ｍｓの活動期間が選択され、電位図７００上の各ウィンドウについてエネルギーレベルＥ（ｉ）が計算された。計算されたエネルギーレベルは、ヒストグラム７０２に示されているように、約２０個のビンに割り当てられた。電位図７００に対して計算されたｖ−ＩＥＩは０．０６９３（又は６．９３％）であった。図８は、セグメント長が１秒で、細分化がごくわずかである電位図８００を含む。１０ｍｓの活動期間が選択され、電位図８００上の各ウィンドウについてエネルギーレベルＥ（ｉ）が計算された。計算されたエネルギーレベルは、ヒストグラム８０２に示されているように、約６０個のビン（いくつかのビンはエネルギーレベルを含まない）に割り当てられた。電位図８００に対して計算されたｖ−ＩＥＩは０．８６２４（即ち、８６．２４％）であった。
【００６０】
上で述べたように、いくつかの実施形態では、エネルギーレベルＥ（ｉ）が割り当てられるビンの数は、システム８によって（より具体的には、コンピューティング・デバイス２０によって）決定される。ビンの数は、適応ビニング法を使用して等電点間隔を含むウィンドウを正確に集める最低エネルギーのビンを作成するビンの数を決定することで見つけられる。図９は、図４に示されている方法４００などの、電圧ベースの等電点インデックスを計算する方法において使用するビンの数を決定するための例示的な方法９００の流れ図である。方法９００は、特定の電位図について収集されたデータに適用される。
【００６１】
９０２において、電位図セグメントに対してビンの初期の数（Ｎ）が選択される。方法９００は適応反復アルゴリズムであるので、設定されるビンの初期の数がビンの最終の数に近いほど、ビンの最終の数に到達するのに要する反復回数は少なくなる。反復回数を減らすことで、実行される必要のある処理の量を減らし、他の用途のために計算能力を解放し得る。しかしながら、初期値Ｎを高く設定しすぎると、方法９００で最低エネルギーのビンと等電点セグメントを含むウィンドウとの間の所望の相関を達成するために適切なビンの数を決定することが妨げられ得る。したがって、いくつかの実施形態では、ビンの数の初期値は一つのビンとなるように選択される。他の実施形態では、初期値Ｎは１０個のビンとなるように選択される。他の実施形態では、初期値Ｎは、１より大きく、ビンの予想される最終の数より小さい任意の数となるように選択される。ビンの初期の数はユーザによって選択されるものとしてよく、及び／又は既定値は、コンピューティング・デバイス２０において事前定義され得る。例示的な一実施形態では、ビンの初期の数に対する既定値は１０個のビンとして設定される。他の実施形態では、初期のＮに対する他の任意の好適な既定値が選択され得る。ビンの初期の数を選択することは、数Ｎを指定しない、変更しない、又は選択しないことによって既定の初期のＮを選択する／受け入れることを含み得ることが理解されるであろう。
【００６２】
９０４において、Ｎ個のビンが作成される。各ビンは、上述したエネルギー値の範囲を有する。９０６において、電位図セグメントに対して定義されたウィンドウの各々について計算されたエネルギー値が、そのエネルギー値が含まれる範囲を有するビンに割り当てられる。
【００６３】
９０８において、最低エネルギーのビンのエネルギー中点（ＥＭＢ）が計算される。エネルギー中点は、次の式によって計算される。
【数３】
0006273355.tif 000004
ここで、Ｅｍｉｎは電位図セグメントに対する最低エネルギー値であり、Ｅｍａｘは電位図セグメントに対する最高エネルギー値であり、Ｎはビンの数である。
【００６４】
９１０において、エネルギー中点ＥＭＢは雑音レベル・エネルギー閾値Ｅｎと比較されるが、これについては以下でより詳しく説明される。ＥＭＢが雑音レベル・エネルギー閾値Ｅｎよりも小さい場合、方法９００は完了し、ビンの数は現在のビンの数Ｎに設定される。ＥＭＢがＥｎよりも小さくない場合、方法９００は９１２に進む。９１２において、ビンの数Ｎは１だけインクリメントされ、方法９００は９０４に戻る。したがって、方法９００は、ＥＭＢがＥｎよりも小さくなるまで各反復において増加するビンの数とともに続く。
【００６５】
例示的な一実施形態では、システム８の最大振幅感度設定に基づいて、エネルギー雑音レベル閾値Ｅｎが決定される。感度設定は、典型的には、ユーザによって選択された値である。代替的に、又はそれに加えて、感度設定は既定／プリセット感度設定であってよい。最大振幅感度設定はミリボルト単位の電圧振幅（Ａ）である。図５において、たとえば、最大振幅感度５１２は閾値５１４によって定義される。閾値Ｅｎを決定するために、エネルギーレベルは、Ａの半分とＡの負の半分との間の仮想的な正弦波雑音信号について計算される。正弦波信号の周波数は、システム８に供給される交流（ＡＣ）電力の周波数によって決定される。システム８が６０ＨｚのＡＣ電力を使用する場合、仮想的な正弦波雑音信号は６０Ｈｚの周波数を有する。システム８に５０ＨｚのＡＣ電力を給電されているときには、５０Ｈｚの仮想的な正弦波雑音信号が使用される。エネルギーレベルは、式（１）に従って選択された活動期間の一つのウィンドウについて計算される。他の実施形態では、所定のＥｎ及び／又は異なる方法で計算されたＥｎを含む、他の任意の好適なエネルギー雑音レベル閾値Ｅｎが使用され得る。
【００６６】
上述したように、電圧ベースの等電点インデックスｖ−ＩＥＩは、単独でインデックスとして利用され得るか、又は一つ又は複数の他のインデックスと組み合わされ得る。散布図及び相関を使用する電位図セグメントの大きいサンプル（約５０，０００）に対するｖ−ＩＥＩインデックス及びＣＦＥ平均の研究から、ｖ−ＩＥＩとＣＦＥ平均との間に線形相関がないことが実証された。ｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均は、関係する相補的な情報であるように見える。例示的な一実施形態では、ｖ−ＩＥＩ測定基準はＣＦＥ平均と組み合わされて、電位図セグメントの評価のためのハイブリッド・インデックスをもたらす。代替的に、ｖ−ＩＥＩインデックスは、電位図の評価のために、たとえば、ＣＦＥ  ＳｔｄＤｅｖ、ＳＣＩ、ＡＣＩ、及びＩＣＬを含む他の任意のインデックスと組み合わされ得る。
【００６７】
ｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均を組み合わせるために、これら二つのインデックスは値の同じ範囲を有している必要がある。ｖ−ＩＥＩインデックスは０と１の範囲内にあるが、ＣＦＥ平均はミリ秒単位で０から電位図セグメントの長さまでの範囲内にある。いくつかの実施形態では、最大セグメント長、したがって最大ＣＦＥ平均は８，０００ｍｓである。ＣＦＥ平均を０から１までの範囲上にマッピングするために、シグモイド関数が使用される。この変換のためのシグモイド関数は、次のとおりである。
【数４】
0006273355.tif 000005
ここで、ｘは元のＣＦＥ平均であり、βは０．０３５であり、Ｔは１２５ｍｓである。式（４）の中のパラメータＴは、注目すべき中心点として取り扱われ得る。注目すべき中心点を中心とする変動は、注目すべき中心点から遠く離れた変動より顕著になる。Ｔ＝１２５ｍｓの値は、ＣＦＡＥ電位図と非ＣＦＡＥ電位図との間の提案されるＣＦＥ平均カットオフポイントに対応する。代替的に、Ｔは、ＣＦＥ平均値の異なる範囲をハイライトするために異なる値を有し得る。パラメータβは、シグモイド関数の勾配を決定する。βの値が大きければ大きいほど、シグモイド関数の勾配は急になる。したがって、βは、関心のあるデータの範囲に基づいて選択され得る。他の実施形態では、異なるシグモイド関数、一次関数、及び／又は別の好適な単調関数が、ＣＦＥ平均及びｖ−ＩＥＩを同じ範囲にマッピングするために使用され得る。
【００６８】
式（４）を使用してＣＦＥ平均値がｖ−ＩＥＩと同じ範囲にマッピングされた後、ｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均値は組み合わされ得る。一例では、ｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均は、Ｆ値を使用して組み合わされる。二つの測定基準Ｍ１及びＭ２を使用することで、Ｆ値（Ｆ１スコアとも称される）は、次のとおりである。
【数５】
0006273355.tif 000006
式（５）を使用しｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均値を組み合わせることによって生成されるＦ値は、等しい重みをｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均値に割り当てる。いくつかの実施形態では、ｖ−ＩＥＩ値は次のように、より一般的な形のＦ値を使用することによって、この組合せにおいてより重い重みを付けられる。
【数６】
0006273355.tif 000007
ここで、αは重み係数であり、Ｍ１はＣＦＥ平均であり、Ｍ２はｖ−ＩＥＩである。変数αは式（６）の高調波成分に異なる重みを付ける。αの値は正である。αの値が１である場合、式（６）は整理されて式（５）になり、Ｍ１及びＭ２は等しい強調を受ける。αの値が１よりも小さい場合、Ｍ１はＭ２よりも大きい強調を受ける。αの値が１よりも大きい場合、Ｍ１よりもＭ２により大きい強調がかけられる。例示的な一実施形態では、式（６）はα＝１．０９５４を使用してｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均値を組み合わせるために使用された。αのこの値は、電位図の既存のデータセットへの本明細書で説明されている技術の適用から実験結果の分析の結果得られた。したがって、この組合せでは少し大きい重みがｖ−ＩＥＩ値に付けられた。他の実施形態では、αに対して他の任意の好適な値が使用され得る。
【００６９】
本明細書で説明されている方法は、ｖ−ＩＥＩを決定するためにいくつかのサンプル電位図に適用された。決定されたｖ−ＩＥＩ及びＣＦＥ平均は、式（６）においてα＝１．０９５４として、式（４）及び（６）を使用して組み合わされた。ｖ−ＩＥＩ、ＣＦＥ平均、及び組み合わされた測定基準は、サンプル電位図のエキスパートによる注釈と呼応して評価された。受信者動作特性（ＲＯＣ）分析が使用され、ｖ−ＩＥＩ、ＣＦＥ平均、及び組み合わされた測定基準の比較が行われた。図１０は、それらの結果を要約したグラフ１０００である。このグラフにおいて、トレース１００２はＣＦＥ平均であり、トレース１００４はｖ−ＩＥＩであり、１００６はＦ値組合せＣＦＥ平均及びｖ−ＩＥＩである。グラフ１００は一般的に、ＣＦＥ平均だけを使用して達成されるものと比べてＦ値を使用した場合により大きい感度、及び特異性が達成されることを示している。
【００７０】
ｖ−ＩＥＩマッピングについて、一実施形態において、不応性パラメータ（ｒｅｆｒａｃｔｏｒｙ  ｐａｒａｍｅｔｅｒ）及びフロア・パラメータ（ｆｌｏｏｒ  ｐａｒａｍｅｔｅｒ）の二つのパラメータが設定され得る。不応性パラメータは、等電であると考えられる最小セグメント長を定義する。たとえば、不応性パラメータは、３０ミリ秒（ｍｓ）から６０ｍｓまでの範囲内にあり得る。フロア・パラメータは、等電と考えられる最大振幅電圧を決定する。たとえば、フロア・パラメータは０．０３ミリボルト（ｍＶ）から０．０５ｍＶまでの範囲内、又はノイズ・フロアを超えるものとしてよい。一実施形態では、ユーザが不応性パラメータ及びフロア・パラメータのうちの少なくとも一方を調整するときに、ｖ−ＩＥＩマップは再計算され、再表示される。全セグメント長（たとえば、セグメント長５０２（図５に示されている））も指定される。全セグメント長は、たとえば、１秒（ｓ）から８ｓまでの範囲内であってよい。
【００７１】
ｖ−ＩＥＩとＣＦＥとの間の関係は実験により実証された。たとえば、１秒の全セグメント長に対して、次の表１は、複数の電位図に対して得られた実験データを列挙したものである。
【表１】
0006273355.tif 000008
【００７２】
表１において、表の第１行（すなわち、「すべての電位図の％」）は、それぞれの列の基準に適合するすべての取得された電位図のパーセンテージを表す。たとえば、すべての取得された電位図の２４．７０％は、１２０ｍｓよりも短いＣＦＥ平均を有していた。第２及び第３の行は、列の電位図に対する追加の基準を表している。たとえば、ｖ−ＩＥＩインデックスが２５％未満であったすべて電位図の９８．４２％は、１２０ｍｓよりも短いＣＦＥ平均を有している電位図でもあった。さらに、１２０ｍｓよりも短いＣＦＥ平均を有する電位図の３２．５８％は、２５％未満のｖ−ＩＥＩインデックスを有していた。したがって、表１の実験データから、ＣＦＥ平均及びｖ−ＩＥＩインデックスが互いに関係することは明白である。他の類似の実験も実施され、類似の結果が得られた。
【００７３】
本開示のいくつかの実施形態は、特に詳しく上述されているが、当業者であれば、本開示の趣旨又は範囲から逸脱することなく開示されている実施形態に多くの改変を加えることができるであろう。すべての方向に関する参照（たとえば、上側、下側、上方、下方、左、右、左方、右方、頂部、底部、上、下、垂直、水平、時計回り、及び反時計回り）は、本開示に関する読者の理解を助けるため識別目的にのみ使用され、特に本開示の位置、配向、及び使用に関して制限をもたらすものではない。結合の参照（たとえば、取り付けられる、結合される、接続される、及び同様の言い回し）は、広い意味で解釈されるべきであり、要素の接続の間の中間部材及び要素間の相対的移動を含むものとしてよい。そのようなものとして、結合の参照は必ずしも、二つの要素が直接接続され互いに固定された関係にあると推論するものではない。上記の説明に含まれ、また添付図面に示されているすべての事項は例示のみと解釈され、制限するものとして解釈されないことが意図されている。付属の請求項で定義されている本開示の趣旨から逸脱することなく、詳細又は構造の変更がなされ得る。
【００７４】
本開示の要素又はその様々なバージョン、実施形態（複数可）、もしくは態様を紹介する際、冠詞「ａ」、「ａｎ」、「ｔｈｅ」、及び「ｓａｉｄ」は、これらの要素の一つ又は複数があることを意味することが意図されている。「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ（備える、含む）」、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む、備える）」、及び「ｈａｖｉｎｇ（有する、持つ）」という言い回しは包含的であることが意図されており、列挙されている要素以外に追加の要素があり得ることを意味する。特定の配向を示す用語（たとえば、「頂部」、「底部」、「側部」など）の使用は、説明をしやすくするためのものであり、説明されている項目の特定の配向を必要とするわけではない。
【００７５】
本開示の範囲から逸脱することなく上記に様々な変更が加えられ得るので、上記の説明に含まれ、添付図面に示されているすべての事物は例示的なもので、限定することを意図していないと解釈されるものとする。
【図１】
0006273355.tif 000009
【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９】
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【図１０】
0006273355.tif 000018