(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓の電位図信号を分析するためのコンピュータの作動方法であって、
前記電位図信号の分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析すること、及び、
前記分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記電位図信号の少なくとも一つの特性を決定すること、
を含み、
前記少なくとも一つの特性を決定することは、
前記分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記電位図信号の心臓活性化位置を決定すること、
前記心臓活性化位置の間の平均間隔を決定すること、
前記電位図信号の前記分析期間の始まりと終わりにおいて、前記決定された心臓活性化位置に境界条件を適用すること、及び、
前記境界条件の適用後に、前記分析期間における前記電位図信号の前記心臓活性化位置の間の平均間隔を再計算することを含み、
前記境界条件を適用することは、
前記分析期間の前記始まりと最初の心臓活性化位置との間の時間間隔が、決定された前記平均間隔よりも大きいときは、前記分析期間の前記始まりに心臓活性化位置を仮想的に追加すること、及び
前記分析期間の前記終わりと最後の心臓活性化位置との間の時間間隔が、決定された前記平均間隔よりも大きいときは、前記分析期間の前記終わりに心臓活性化位置を仮想的に追加することを含む、
コンピュータの作動方法。
【請求項２】
前記電位図信号は、心房電位図信号であり、
前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析することは、前記分析期間にわたって正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記分析期間の範囲内で少なくとも一つの心臓活性化の時間位置を決定することを含む、請求項１に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項３】
前記少なくとも一つの心臓活性化の前記時間位置を決定することは、前記心房電位図を、前記分析期間にわたって前記心房電位図信号の一次導関数及び二次導関数を決定する処理ステップに通すこと、及び、前記心房電位図信号の前記一次導関数及び前記二次導関数のうちの少なくとも一方に少なくとも部分的に基づいて、各心臓活性化の前記時間位置を決定することを含む、請求項２に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項４】
前記少なくとも一つの心臓活性化の前記時間位置を決定することは、前記処理ステップの後に、前記心房電位図を、活性化位置マーカー候補が決定されるトリガ・ステップにさらに通すことを含み、
前記トリガ・ステップは、前記信号の前記分析期間にわたって前記心房電位図信号の前記二次導関数の絶対値を決定すること、及び、前記二次導関数の前記絶対値を所定の閾値と比較することとを含み、
前記心房電位図信号の前記二次導関数の前記絶対値が前記所定の閾値よりも大きい各時間位置は、活性化位置マーカー候補として把握される、請求項３に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項５】
前記トリガ・ステップは、前記二次導関数に基づいて、各決定された活性化位置マーカー候補における前記心房電位図信号の極性を決定することをさらに含み、
前記二次導関数が正であって前記所定の閾値より大きい場合は、前記活性化位置マーカー候補は負の位置マーカー候補として指定され、
前記二次導関数が負であってその絶対値が前記所定の閾値より大きい場合は、前記活性化位置マーカー候補は正の位置マーカー候補として指定される、請求項４に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項６】
前記少なくとも一つの心臓活性化の前記時間位置を決定することはさらに、前記トリガ・ステップの後に、前記心房電位図信号を、前記心房電位図信号に関連付けられているピークピーク電圧が各それぞれの正の位置マーカー候補及び各それぞれの負の位置マーカー候補について決定される最低ピークピークプルーニング・ステップにさらに通すことを含み、
各それぞれの負の位置マーカー候補については、前記負の位置マーカー候補に関連付けられている最大ピークが、前記負の位置マーカー候補の前記時間位置から時間的に逆方向に探索することによって識別され、前記負の位置マーカー候補に関連付けられている最小ピークが、前記負の位置マーカー候補の前記時間位置から時間的に順方向に探索することによって識別され、前記ピークピーク電圧は前記最大ピークにおける前記電圧と前記最小ピークにおける前記電圧との間の差の絶対値として決定され、
各それぞれの正の位置マーカー候補については、前記正の位置マーカー候補に関連付けられている最小ピークが、前記正の位置マーカー候補の前記時間位置から時間的に逆方向に探索することによって識別され、前記正の位置マーカー候補に関連付けられている最大ピークが、前記正の位置マーカー候補の前記時間位置から時間的に順方向に探索することによって識別され、前記ピークピーク電圧は前記最大ピークにおける前記電圧と前記最小ピークにおける前記電圧との間の差の絶対値として決定され、
前記最低ピークピークプルーニング・ステップは、各正の位置マーカー候補について、及び各負の位置マーカー候補について、前記決定されたピークピーク電圧を所定の最低ピークピーク電圧閾値と比較すること、及び、前記決定されたピークピーク電圧が前記最低ピークピーク電圧閾値より低い場合に、前記それぞれの時間位置を、活性化位置マーカー候補としては排除することとをさらに含む、請求項５に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項７】
前記少なくとも一つの心臓活性化の前記時間位置を決定することは、前記心房電位図信号を、正の各位置マーカー候補について、及び負の各位置マーカー候補について、決定されたピークピーク電圧が所定の最高ピークピーク電圧閾値と比較される最高ピークピークプルーニング・ステップに通すこと、及び、前記決定されたピークピーク電圧が前記最高ピークピーク電圧閾値より高い場合に、前記それぞれの時間位置を、活性化位置マーカー候補としては排除することとをさらに含む、請求項６に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項８】
前記心房電位図信号の前記少なくとも一つの特性を決定することは、前記心房電位図信号の前記期間全体にわたって複数（Ｎ）の心臓活性化の前記時間位置（ｔ１、ｔ２、．．．、ｔＮ）を決定すること、及び、前記複数の心臓活性化の連続する時間位置であって、それぞれの心臓活性化の前記最初の時間位置から始まり、それぞれの心臓活性化の前記最後の時間位置で終わる、前記時間位置の間の平均時間を決定することを含む、請求項２に記載のコンピュータの作動方法。
【請求項９】
前記電位図はコンプレックス細分化心房電位図である、請求項１から８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１０】
心臓に関して位置決め可能な少なくとも一つの電極から受信された電極データを前記心臓の三次元モデルにマッピングするためのシステムであって、
前記少なくとも一つの電極から電位図信号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、コンピュータ実行可能命令とを備え、
コンピュータ実行可能命令は、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、
前記電位図信号の分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析させ、
前記分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記電位図信号の心臓活性化位置を決定させ、
前記心臓活性化位置の間の平均間隔を決定させ、
前記電位図信号の前記分析期間の始まりと終わりにおいて、前記決定された心臓活性化位置に境界条件を適用させ、
前記境界条件の適用後に、前記分析期間における前記電位図信号の前記心臓活性化位置の間の平均間隔を再計算させ、
これにより、前記分析期間にわたって前記信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記電位図信号の少なくとも一つの特性を決定させ、
前記境界条件を適用させることは、
前記分析期間の前記始まりと最初の心臓活性化位置との間の時間間隔が、決定された前記平均間隔よりも大きいときは、前記分析期間の前記始まりに心臓活性化位置を仮想的に追加させること、及び
前記分析期間の前記終わりと最後の心臓活性化位置との間の時間間隔が、決定された前記平均間隔よりも大きいときは、前記分析期間の前記終わりに心臓活性化位置を仮想的に追加させることを含む、
システム。
【請求項１１】
前記コンピュータ実行可能命令は、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、
前記三次元モデルに関して前記電極の位置を決定させ、
前記電位図信号の前記決定された少なくとも一つの特性を前記三次元モデルに関する前記電極の前記決定された位置に関連付けさせる、請求項１０に記載のシステム。
【請求項１２】
前記電位図信号は心房電位図信号を含み、前記決定された少なくとも一つの特性は、前記信号の前記分析期間にわたる前記心房電位図信号の心臓活性化位置の間の平均間隔を含み、前記コンピュータ実行可能命令は、前記プロセッサによって実行されたときに、前記分析期間にわたって前記心房電位図信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記心房電位図信号の心房活性化位置を決定する、請求項１０又は１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記電位図信号は心房電位図信号を含み、前記少なくとも一つの特性は前記心房電位図信号上の複数の心臓活性化位置マーカーを含み、前記マーカーは、前記信号の前記分析期間にわたって前記信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて決定される、請求項１０から１２のいずれか一項に記載のシステム。
【請求項１４】
心臓のマッピングのためのコンピュータの作動方法であって、
前記心臓の三次元コンピュータ・モデルを生成すること、
前記心臓に近接して位置決めされた電極キャリアの電極から電位図信号を生成すること、
前記心臓の少なくとも一つの特性を、前記電位図信号の正の変動と負の変動とに少なくとも部分的に基づいて決定すること、
前記決定された少なくとも一つの特性を前記心臓の前記三次元コンピュータ・モデルに関連付けることを含み、
前記決定することは、
前記信号の分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析すること、
前記分析期間にわたって前記電位図信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて、前記電位図信号の心臓活性化位置を決定すること、
前記心臓活性化位置の間の平均間隔を決定すること、
前記電位図信号の前記分析期間の始まりと終わりにおいて、前記決定された心臓活性化位置に境界条件を適用すること、及び、
前記境界条件の適用後に、前記分析期間における前記電位図信号の前記心臓活性化位置の間の平均間隔を再計算することを含み、
前記境界条件を適用することは、
前記分析期間の前記始まりと最初の心臓活性化位置との間の時間間隔が、決定された前記平均間隔よりも大きいときは、前記分析期間の前記始まりに心臓活性化位置を仮想的に追加すること、及び
前記分析期間の前記終わりと最後の心臓活性化位置との間の時間間隔が、決定された前記平均間隔よりも大きいときは、前記分析期間の前記終わりに心臓活性化位置を仮想的に追加することを含む、
コンピュータの作動方法。
【請求項１５】
前記心臓の少なくとも一つの特性を決定するステップは、前記心臓に関する前記電極キャリアの配向に関係なく実行される、請求項１４に記載のコンピュータの作動方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本願は、２０１３年１０月３０日に出願した仮出願第６１／８９７，５７６号の優先権を主張するものであり、その明細書の全体が本明細書に組み込まれる。
【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からのデータの処理、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、心臓の内壁の位置の動的な表現が、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位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位置を示すために使用され得る。治療用カテーテルの位置は、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位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、心臓内の所望の位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、位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位置をもたらす。
【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位置に位置決めされ、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））よりも短い位置は、潜在的アブレーション部位として識別される。
【００１１】
現在使用されている活性化検出方法では、もっぱらＣＦＡＥにおける負の変動に焦点が当てられている。カテーテルに沿った波形の方向は、ＣＦＡＥで記録された変動の方向に影響を及ぼし得るので、カテーテルの配向に対する感受性が存在する。これは、活性化事象が他の何らかの形で正の変動によって定められ得る平均ＣＦＥ決定にも影響を及ぼし得る。したがって、ＣＦＡＥ分析はよりロバストで、カテーテルの配向の影響を受けにくいものであることが望ましい。
【発明の概要】
【００１２】
上述した実情を鑑み、本明細書では、ＣＦＡＥ分析をよりロバストで、カテーテルの配向の影響を受けにくいものにし得るとともに、非細分化電位図の活性化検出のためにも使用し得る技術が提供される。一実施形態において、電位図信号を分析するためのコンピュータ実装方法は、概して、信号の分析期間にわたって電位図信号の正と負の両方の変動を分析することを含む。電位図信号の少なくとも一つの特性は、分析期間にわたって信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて決定される。
【００１３】
別の実施形態では、解剖学的構造に関して位置決め可能な少なくとも一つの電極から受信された電極データを解剖学的構造の三次元モデルにマッピングするためのシステムは一般的に、少なくとも一つの電極から電位図信号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・デバイスは一般的に、プロセッサと、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、ａ）信号の分析期間にわたって電位図信号の正と負の両方の変動を分析させ、ｂ）分析期間にわたって信号の正と負の両方の変動を分析することに少なくとも部分的に基づいて電位図信号の少なくとも一つの特性を決定させるコンピュータ実行可能命令とを備える。
【００１４】
さらに別の実施形態では、解剖学的構造のマッピングのためのコンピュータ実装方法は一般的に、解剖学的構造の三次元コンピュータ・モデルを生成することと、電極キャリアを解剖学的構造に近接して位置決めし電極キャリアが複数の電極をその上に有することとを含む。電位図信号は電極から生成される。解剖学的構造の少なくとも一つの特性は、電位図信号の正の変動と負の変動とに少なくとも部分的に基づいて決定される。次いで、決定された少なくとも一つの特性は、解剖学的構造の三次元コンピュータ・モデルに関連付けられる。
【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位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】心臓の壁に沿った様々な位置について収集された時間的に変化する電位図の例を示す図である。
【００２０】
【図５】一方の時間セグメントが負の変動を含み、他方の時間セグメントが正の変動を含む、時間的に変化する電位図の離散時間セグメントの概略図である。
【００２１】
【図６】心房電位図の双方向活性化検出のための方法の一実施形態を示す流れ図である。
【００２２】
【図７】図６に図示されている方法の調整ステップの概略図である。
【００２３】
【図８】図６に図示されている方法に従って境界条件が適用される前の心房電位図と、境界条件が適用された後の同じ心房電位図との比較の図である。
【００２４】
【図９】活性化検出の従来技術の方法に従って分析された心房電位図と、図６に図示されている双方向活性化検出方法に従って分析された同じ心房電位図との比較の図である。
【００２５】
【図１０】活性化検出の従来技術の方法に従って分析された別の心房電位図と、図６に図示されている双方向活性化検出方法に従って分析された同じ心房電位図との比較の図である。
【発明を実施するための形態】
【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。
【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、心房及び心室電位図などの電位図からのデータの処理、より具体的には、コンプレックス細分化心房電位図（ＣＦＡＥ）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ものである。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を分析する際に双方向活性化検出を使用して、よりロバストな分析を行い、システムに対して心臓内のカテーテルの配向の影響を受けにくくする。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、非細分化電位図の活性化検出のために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マッピング・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位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１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位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、直交軸に沿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又は他の電極の位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間で各電極で行われた各個別の電圧測定結果へのアクセスを行える。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１７、５２、５４、５６の各々は、患者体内（たとえば、この例では心臓の左心室５０）に置かれるので、位置データは、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位置データ点が、複数の電極位置（たとえば、心内膜電極位置）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個の電極に対する位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、電極位置に対する生の位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】
心臓内の電極（複数可）の位置を決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かけている間に測定される。多数の電極位置は、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、及び／又は患者体内（たとえば、心室内）で動いてい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のいずれかによって収集され得る。一実施形態において、個別の電極に対する位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、位置データは、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、心臓の壁に沿った位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、外部又は内部の位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、位置データ点から、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位置データ点から作成される場合、データ内の最も外側の位置点は、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】
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、不規則な電気的活性化（たとえば、心房細動）を指し、その場合、電位図には、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）の連続的な変動とともに、ベースラインの少なくとも二つの離散的な変動及び／又は摂動が現れる。たとえば、非常に高速で、連続する活性化を示す電位図は、短い不応期及びマイクロリエントリーを有する心筋に対応する。図４は、たとえば、一連の心房電位図を示している。最初の二つの電位図、ＲＡＡ−ｐｒｏｘ及びＲＡＡ−ｄｉｓｔは、それぞれ患者の右心房内の近位ロービング電極及び遠位ロービング電極からなどの患者の右心房からの典型的な電位図を含む。３番目の電位図、ＬＡ−ｒｏｏｆは、患者の左心房からなどのＣＦＥを含む。この３番目の電位図、ＬＡ−ｒｏｏｆでは、電位図に見られる数字によって示されるサイクル長が、最初の二つの電位図、ＲＡＡ−ｐｒｏｘ及びＲＡＡ−ｄｉｓｔに見られる数字によって示されるサイクル長により実質的に短くなっている。
【００４９】
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。電位図信号の所定の分析期間内の離散活性化（ＣＦＥ平均と称される）の間の平均間隔は、たとえば、与えられた電位図の細分化の程度を定量化するためにインデックスとして使用され得る。好ましくは、電位図信号全体の所定の分析時間間隔内の離散活性化の間の平均間隔は、心臓内の複数の位置について計算されるものとしてよく、したがって、心臓上の一方の位置から別の位置へと比較が行われ得る。これは、複数の電極を使用して、又は複数の位置で位置決めされた同じ電極を使用することによって遂行され得る。たとえば、色を様々な測定値に割り当てることによって心臓上の位置の関数として平均間隔情報を表示するためのソフトウェアが使用され得る。そのようなソフトウェアは、システム８のユーザに対して、潜在的問題領域を識別するのを助ける視覚ツールを提供する。
【００５０】
本明細書ではこれ以上説明されないが、他の実施形態では、ＣＦＥ情報に標準偏差計算が使用され得る。ＣＦＥ情報に対する標準偏差計算は、ＣＦＥ情報の有無を決定するための有用な測定基準をもたらし、したがって切除することを必要とし得る領域を識別するための有用な測定基準であることが発見されている。ＣＦＥ情報の存在は、電極によって、たとえば、電位図セグメント内の変動の数を監視し、電位図セグメント内の離散活性化の間の時間間隔の標準偏差を計算することによって、収集されるＥＰ情報（たとえば、電位図）から検出され得る。 
【００５１】
また、離散活性化の発生を分析し、識別するためのソフトウェアを利用することも可能であり、その情報は、次いで平均間隔及び／又は標準偏差について評価され得る。１秒未満の分析期間、又は２０〜６０秒など数秒よりもかなり長い期間に対するデータのセクションに対して知られているアルゴリズムを使用して測定が計算され得る。一実施形態において、分析期間は、適切には約１秒から約１０秒の範囲内であり、及びより適切には約３秒から約８秒の範囲内の期間である。一実施形態では、ユーザは分析に対するウィンドウを指定するものとしてよい。たとえば、三次元マッピング上で色を様々な測定値に割り当てることによって、心臓上の位置の関数として平均間隔（ＣＦＥ平均）及び／又は標準偏差情報を表示するためのソフトウェアが使用され得る。そのようなソフトウェアはシステムのユーザに対して、潜在的問題領域を識別するのを助ける視覚ツールを提供する。
【００５２】
平均間隔及び標準偏差情報の両方が表示されるべきである場合、これは、互いに比較され得る二つの個別の画像、又はデータの二つのセットが同じ三次元モデル上に重ね合わされる単一の画像の形態を取り得る。組み合わされた情報を表示する別の方法では、二つの測定基準、たとえば、平均で割った標準偏差、又は標準偏差で割った平均の数学的な関係を求め、次いで結果を単一の画像上に表示し、この場合もやはり色を様々な計算された値に割り当てる。そのようなプレゼンテーション用ソフトウェアはシステム８のユーザに対して、平均と標準偏差の両方の情報を使用して潜在的問題領域を識別するのを助ける視覚ツールを提供する。医師は、たとえば、特定の位置が高い標準偏差及び低い平均を有することが重要であることを見出し得る。
【００５３】
心房細動を診断し、アブレーション・カテーテルを誘導する際に、心房細動を開始し、持続するための生理学的機構に対応する電位図は、電位図の細分化を定量化することによって識別され得る。次いでこれらの定量化は、心房細動を排除するためにアブレーションされるべき領域を識別するために使用され得る。心室の虚血領域内の中拡張期電位も、心臓の領域内で収集される電位図の細分化を定量化することによって識別され得る。健康な組織であれば非細分化電位図（すなわち、単一の離散活性化）に対応するが、健康でない組織（たとえば、虚血組織）であれば細分化電位図（すなわち、複数の離散活性化及び／又はベースラインの摂動）に対応する。次いで、電位図におけるＣＦＥ情報の時刻又は他の定量化は、上述のように三次元モデルにマッピングされ得る。
【００５４】
本開示の一実施形態によりＥＰ（電位図）を分析する際に、プロセッサ３４は、「正」の変動（電圧が負から正になる）と「負」の変動（電圧が正から負になる）の両方を双極性電位図上で検出することができる双方向活性化検出分析を適切に行うことができる。図５は、元の信号の離散分析期間にわたって生成された元の電位図信号のそれぞれの時間セグメントから取られた例示的な負の変動（左側）と正の変動（右側）を示している。 
【００５５】
図６は、心房電位図などの電位図の双方向活性化検出及び分析のための方法の一実施形態を示す流れ図、及びより具体的には、いくつかの実施形態において、コンプレックス細分化心房電位図である。本明細書では前処理ステップ１０１と称される、第１のステップ（本明細書ですでに説明されている一つ又は複数のカテーテル電極１７、５２、５４、５６を使用する電位図の生成の後の）において、信号の分析期間にわたって電位図信号について一次及び二次導関数（図５に示されている）が計算され、これにより、電位図信号に沿った正及び負の変動の最も急な勾配を決定する。いくつかの実施形態では、一次及び二次導関数は、信号の離散期間に沿って３ミリ秒（ｍｓ）の時間間隔にわたって計算され、その時間間隔にわたる電圧の差Ｓ（ｔ＋Δｔ）−Ｓ（ｔ）として定義される。他の実施形態では、導関数が計算される時間間隔は３ｍｓ以外であってもよいが、時間間隔を長くすると、結果として元の信号中のより広い変化（たとえば、スパイク）を拾うことになり得る。
【００５６】
次に、図６を引き続き参照すると、電位図信号はトリガ基準ステップ１０３に通され、そこで、活性化検出位置マーカーの候補が分析期間にわたって識別される。特に、１０５では、二次導関数の絶対値が元の信号に沿った時点において所定の閾値、たとえば、０．０５の閾値よりも大きい場合、元の信号に沿ってこれが生じる時間位置は位置マーカーに対する候補となる。位置マーカー候補の極性も、二次導関数に基づき１０７で決定される。たとえば、二次導関数が正であり、０．０５よりも大きい場合、時間位置は負の心拍（たとえば、負の変動）位置マーカー候補として定義される。しかしながら、二次導関数が負であり、−０．０５よりも小さい場合、時間位置は正の心拍（たとえば、正の変動）位置マーカー候補として定義される。
【００５７】
その後のマーカー位置決定ステップ１０８において、活性化検出位置マーカー候補（トリガ基準ステップで識別されたものに対する）の正確な位置が決定される。一実施形態では、マーカーの位置は、元の電位図信号上の最も急な勾配上に適切に置かれる。図５に最もよく示されているように、最も急な勾配は一次導関数の極値に対応すべきである。たとえば、最も急な勾配は、負の変動については一次導関数の極小値に、正の変動については一次導関数の極大値に対応する。 
【００５８】
次いで、残りの活性化検出位置マーカー候補は、ピークピークプルーニング（peak-to-peak pruning）ステップ１０９に通される。たとえば、一実施形態では、その候補は１１１において、電圧感度に基づくピークピークプルーニング（各それぞれの位置マーカー候補の互いに反対（たとえば、時間的に順方向及び逆方向）のピーク間の最小電圧差を指す）に通される。電圧差が所定の閾値（ピークピーク電圧感度と称される）を超えない場合、時間位置は位置マーカー候補として取り除かれる。特に適している一実施形態において、ピークピーク感度はユーザによって定義可能である（たとえば、ユーザによる入力）。代替的な実施形態において、ピークピーク感度はシステムの製造時にプリセットされ、ユーザによって他の方法で調整可能でないことが企図される。
【００５９】
与えられた位置マーカー候補に対するピークピーク電圧を決定するために、（元の信号の）最高及び最低電圧が決定されなければならず、次いで、これらの電圧の間の差が計算される。一実施形態では、これは、上述のトリガ基準ステップ１０３で行われる極性決定を使用して達成される。特に、なおも図５を参照すると、負の変動では、位置マーカー候補の近くの電圧極小値について元の信号上で順方向（時間的に）探索が実行され、位置マーカー候補の近くの電圧極大値については元の信号上で逆方向（時間的に）探索が実行される。同様に、正の変動では、位置マーカー候補の近くの電圧極大値について順方向（時間的に）探索が実行され、位置マーカー候補の近くの電圧極小値については逆方向（時間的に）探索が実行される。したがって、ピークピーク電圧は電圧極大値と電圧極小値との間の差である。ピークピーク電圧は、ピークピーク感度と比較され、位置マーカー候補は位置マーカー候補として排除されるピークピーク感度よりも小さいピークピーク電圧を有する。
【００６０】
追加の、又は代替的なピークピークプルーニング・ステップ１１３において、ピークピーク「ハイレール」（本明細書では所定の最大ピークピーク電圧として定義される）に基づくプルーニングが実行される。したがって、上で決定されたピークピーク電圧はピークピークハイレールと比較され、ハイレールを越えるピークピーク電圧を有する位置マーカー候補は、位置マーカー候補として排除される。特に適している一実施形態において、ピークピークハイレールはユーザによって定義可能である（たとえば、ユーザによる入力）。代替的な実施形態において、ピークピークハイレールはシステムの製造時にプリセットされ、ユーザによって他の方法で調整可能でないことが企図される。
【００６１】
最終の調整ステップ１１５において、正の電圧を有する位置マーカー候補の位置（すなわち、時間位置）が調整される。特に、正の位置マーカー候補では、最も急な勾配における電圧は図５に示されているように０ミリボルト（ｍＶ）を超える。マッピング・システム８などのマッピング・システムのいくつかの用途において、医師は、活性化検出位置マーカーが電圧が負である時間位置（たとえば、活性化の開始の近く）に常に置かれていることを好む。したがって、以前の排除基準に合格しており、正の電圧を有する位置マーカー候補については、時間位置の最終の調整は、位置マーカー候補を負の電圧、又はいくつかの場合において、少なくとも０に近い正の電圧に移動するように実行される。たとえば、一実施形態では（図７に示されている）、正の電圧に関連付けられている位置マーカー候補は、位置マーカーに関連付けられている電圧が０より低くなるまで、又は決定された時間間隔の範囲内で時間的に逆方向に探索するが、負の電圧を見つけられなくなるまで、逆方向（時間的に）に移動される。
【００６２】
好適な一実施形態により決定された時間間隔は、所定の時間ウィンドウ（本明細書ではＣＦＥ幅と称される）の２倍である。所定の時間ウィンドウ（すなわち、ＣＦＥ幅）は一実施形態においては、ユーザによって定義される時間ウィンドウである。他の実施形態では、所定の時間ウィンドウは、製造時にプリセットされ、他の方法では調整不可能であるものとしてよい。一例において、所定の時間ウィンドウは約１０ｍｓ〜２０ｍｓの範囲内にあり得る。負の電圧について逆方向（時間的に）探索を行った結果、決定された間隔（すなわち、所定の時間ウィンドウの２倍）内に負の電圧が位置されない場合、位置マーカー候補は、決定された時間間隔の範囲内で最も小さい正の電圧まで移動される。いくつかの実施形態では、本発明の範囲から逸脱することなく、この最終の調整ステップ１１５は省かれてもよく、これにより、位置マーカー候補は正の電圧のところに位置され得ることが理解される。
【００６３】
第２のプルーニング・ステップにおいて、残りの活性化検出位置マーカー候補は、ユーザによって定義された不応期に基づく不応期プルーニング・ステップ１１７に通される。本明細書で使用されているように、不応期は、通常の心臓動作の下で、心臓活性化が１回だけあるべきである期間を指す。したがって、複数の活性化検出位置マーカー候補が所定の（及び好適な一実施形態において、ユーザによって定義された）不応期内にある場合に、不応期内の第２の位置マーカー候補が排除される。一実施形態では、好適な不応期は約１５ｍｓであるものとしてよい。他の実施形態では、好適な不応期は約１５０ｍｓから約２００ｍｓの範囲内にあり得る。いくつかの実施形態では、不応期は、システム８の製造時などにおいてプリセットされ、したがって他の方法ではユーザによる選択又は調整ができないことが理解される。
【００６４】
活性化位置マーカーの最終のセットが決定された後、境界条件がよりはっきりした目的のあるＣＦＥ平均を決定することを目的として、１２１において分析される。たとえば、電位図信号の与えられた期間に対する時刻ｔ１、ｔ２、．．．、ｔＮにおける活性化位置マーカーのセットを仮定すると、その期間のＣＦＥ平均は、１１９において次のように計算され得る。
【００６５】
【数１】
0006300911.tif 000002
【００６６】
本質的に、１１９において計算されたＣＦＥ平均（たとえば、境界条件が満たされていない）は、連続する活性化位置マーカーの間の時間間隔の総和を、位置マーカーの数から１を引いた値で割った値である。図８は、電位図信号の同じ分析期間の二つの図（上側及び下側）であり、上側信号は境界条件をチェックする前にこの方法を適用される。二つの活性化位置マーカーが識別され、それらの間の時間間隔（したがってＣＦＥ平均）は４１．８ｍｓとなる。図８の下側信号は、境界条件のチェック及び追加を示している。 
【００６７】
境界条件をチェックするために、１２３において、分析期間の始まりと最初の活性化位置マーカー（図８の下側信号に示されている）との間の時間間隔が決定され、１２５において、分析時間間隔の終わりと最後の活性化位置マーカー（これも図８の下側信号に示されている）との間の時間間隔が決定される。決定された時間間隔は各々、１１９において式１から計算されたＣＦＥ平均と比較され、時間間隔のいずれかがＣＦＥ平均よりも大きいかどうかを決定する。もしそうならば、仮想活性化位置マーカーが分析期間の始まり及び／又は終わりに追加され、次いでＣＦＥ平均が１２７において再計算される。たとえば、境界条件を図９の下側信号に適用した後、追加の活性化位置マーカーが、分析期間全体の始まりと終わりとに追加された。再計算されたＣＦＥ平均は、３３３．３ｍｓである。
【００６８】
図９は、同じ分析期間にわたる同じ電位図信号の比較を示しており、上側信号は正の変動を考慮しない活性化検出方法を適用され、下側信号は本明細書で説明されている双方向活性化検出方法を適用される。上側信号に付けられた矢印によって示されているように、正の変動から識別される可能性もあるが、正の変動が考慮されていないので省かれる多数の心臓活性化がある。その結果、上側信号のＣＦＥ平均は１２５．４ｍｓである−これは、信号が生成された物理的位置が、適当なアブレーション標的でないことを示している。本発明の方法に従って正の変動が考慮されるときに、追加の活性化が検出され、その結果のＣＦＥ平均が７９．１ｍｓであるようにマークされる−したがって、これは信号が生成された物理的位置が、可能なアブレーション標的として注目されていることを示す。
【００６９】
類似の比較、ただし異なる電位図信号の比較が図１０に示されており、上側信号（正の変動を考慮しない活性化検出方法に従って分析される）の結果、１８７．９ｍｓの計算されたＣＦＥ平均が得られる。正の変動を考慮する本発明の方法に従って分析された下側信号は、結果として６０．１ｍｓの計算されたＣＦＥ平均をもたらした。
【００７０】
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。
【００７１】
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。
【００７２】
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】
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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９】
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【図１０】
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