(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓の局部的サイトでの心臓組織の特性を、前記サイトで測定された局部的エレクトログラムに基づき、特徴付ける装置において、前記装置が、
（ａ）カテーテルと、そして
（ｂ）信号処理回路を有するプロセサーとを具備しており、該信号処理回路が、
（ｉ）前記エレクトログラムを正規化し、
（ii）前記正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出し、
（iii）前記フイーチャーベクトルに基づき前記局部的サイトでの前記心臓組織の前記特性を分類し、
（iv）前記心臓の前記組織の前記特性のマップを計算し、前記カテーテルは前記局部的エレクトログラム測定するための電極を備えており、該カテーテルが更に前記エレクトログラムの測定中に前記電極の３次元的位置を測定するための位置センサーを有し、それによって、心臓組織の特性のマップの計算を促進する、
機能を実行することを特徴とする装置。
【請求項２】
前記３次元的センサーは電磁的センサーであることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記組織に治療を施すための手段を更に具備する請求項１又は２に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本出願は２０００年９月２２日出願の米国仮出願第６０／２３４、４９４号の特典を請求する。
【０００２】
【産業上の利用分野】
本発明は局部的エレクトログラム（local electrogram）から心臓組織（cardiac tissue）の特性（property）、特に心臓組織の虚血性の状態（ischemic state）を特徴付ける（characterizing）ための方法と装置に向けられている。
【０００３】
【従来の技術】
しばしば虚血（ischemia）を伴う患者は休息時には無症候性だが、ストレス下で症候が出る。心臓組織（cardiac tissue）内の虚血を診断する多数の技術が現在存在する。１つのこの様な技術はストレス心電図（stress electrocardiography）｛ストレスイーケージー（stress EKG）｝であり、それでは患者が運動中に心電図（electrocardiogram）が測定される。虚血を検出する他の技術は心電計法（electrocardiography）と核画像形成（nuclear imaging）を含んでいる。これらの技術の両者は又患者が身体的にか又はドゥボタミン（dubotamine）の様な薬品を用いて薬理学的にか何れかで誘起されるストレス下にある時行われる。患者が休息時に取られる純粋に局部的エレクトログラムから患者の慢性虚血（chronic ischemia）を診断する技術は今まで存在しなかった。更に、上記技術の幾つかは領域レベルで虚血を診断するためは使用出来るが、それらはピンポイントレベルの精度で（with pinpoint accuracy）の虚血を表しはしない。
【０００４】
米国特許第５、９６７、９９５号は、心電計データを集め、該信号を、最も有意な情報を含む幾つかの要素又は成分に数学的に分解しそして該幾つかの要素での変化を追跡することにより、生命を脅かす心臓不整脈を予測する方法を開示している。該’９９５特許の方法は患者の評価と診断を可能にするには必ず時間依存の経過的データを要する。更に、該’９９５特許は局部的エレクトログラムから組織の局部的虚血性状態を診断する可能性を開示又は示唆してはいない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題と課題を解決するための手段】
本発明の１つの側面は心臓の局部的サイトの心臓組織の特性（property）をその局部的サイト（local site）で測定された局部的エレクトログラムに基づき特徴付ける方法に向けられている。該方法は最初に該局部的エレクトログラムを正規化（normalizing）することを含む。次いで該正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトル（feature vector）が抽出（extract）される。該局部的サイトでの心臓組織の特性は最終フイーチャーベクトルに基づき分類される。
【０００６】
本発明の方法のもう１つの実施例は複数の局部的サイトでの心臓組織の特性を複数の局部的エレクトログラムに基づき特徴付けることへ向けられている。本発明のこの実施例は最初に該局部的エレクトログラムを正規化する過程を含む。次いで該正規化された局部的エレクトログラムからフイーチャーベクトルが抽出される。該複数の局部的サイトでの該心臓組織の特性は次いで該抽出されたフイーチャーベクトルに基づき分類（classified）される。
【０００７】
本発明の方法のもう１つの実施例は心臓の心臓組織（cardiac tissue of a heart）の領域（region）の特性を該領域内で測定された複数の局部的エレクトログラムに基づき特徴付けることに向けられている。この実施例は最初に該エレクトログラムを正規化することを含む。該領域内の該組織を代表するエレクトログラムは次いで該正規化されたエレクトログラムから計算される。次いで代表的フイーチャーベクトルが該代表的エレクトログラムから抽出される。該領域内で該心臓組織の特性は該代表的フイーチャーベクトルに基づき次いで分類される。
【０００８】
該局部的エレクトログラムを正規化する過程は該エレクトログラムをアノテートし（annotating）、該エレクトログラムから１つの心臓周期（cardiac cycle）を選択し、そして該アノテーション（annotation）が該ベクトル内の固定位置（at a fixed position）にあるように該エレクトログラムの心臓周期をベクトルとして表すことを含む。
【０００９】
幾つかの実施例では、該正規化の過程は更に、該エレクトログラムを尺度合わせする（scaling）過程を含む。この場合、該エレクトログラムは該エレクトログラムの特定のフイーチャー（feature）で固定値を有するように尺度合わせされる。幾つかの実施例の該特定のフイーチャーは該アノテーション（annotation）に対応する。
【００１０】
幾つかの実施例では、該正規化過程は更に該エレクトログラムをセンター化する（centering）過程を含む。又該正規化過程は外れた（outlying）エレクトログラムを拒絶することを含んでもよい。
【００１１】
本発明の幾つかの実施例では該フイーチャーベクトルは該正規化されたエレクトログラムの予め計算された部分空間（subspace）上への投影（projection）である。該部分空間はエレクトログラムのトレーニング集合（a training set）の主成分分析（principal component analysis）により計算されてもよい。この実施例では、本発明の方法の分類する過程は該部分空間内の該フイーチャーベクトルの位置に基づく。
【００１２】
幾つかの実施例では、本発明の方法により特徴付けられる特性は局部的サイト又は領域の解剖（anatomy）を表している。他の実施例では、該特性は該局部的サイト又は領域での組織の虚血度の様な心臓組織の病理学的状態を表している。
【００１３】
本発明の方法が心腔（chamber of the heart）内の複数のサイト又は領域での心臓組織の特徴付けを含む所では、該方法は更に該心腔の特性のマップを作る過程を含む。
【００１４】
幾つかの実施例では、本発明の方法は更に該局部的サイト又は領域での該組織に治療を施す過程を含む。この様な場合、該方法は更に、該治療の有効性を決定するために組織特性のフオローアップ的特徴付け（follow-up characterization）を含む。
【００１５】
幾つかの実施例では、該局部的エレクトログラムはカテーテル状の電極を用いて測定される。該カテーテルは更に、該エレクトログラム測定中に該電極の３次元的位置を測定するために電磁的センサーの様な位置センサーを有する。
【００１６】
本発明のもう１つの側面は心臓の局部的サイトでの心臓組織の特性を該サイトで測定された局部的エレクトログラムに基づき特徴付ける装置に向けられる。本発明の装置はカテーテルとプロセサーとを含む。該プロセサーは該エレクトログラムを正規化し、該正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出し、そして該フイーチャーベクトルに基づき該局部的サイトでの該心臓組織の特性を分類する機能を実行する。該プロセサーは更に該心臓組織の特性のマップを計算する機能を実行する。
【００１７】
本発明の装置の幾つかの実施例では、局部的エレクトログラムを測定するための電極を有する該カテーテルは更に、該エレクトログラムの測定中に電極の３次元的位置を測定するための電磁的センサーの様な位置センサーを有する。
【００１８】
本発明の装置は更に該組織に治療を施す手段を有する。
【００１９】
本発明は次の図面と共に行う、好ましい実施例の下記の詳細な説明からより充分に理解されよう。
【００２０】
【実施例】
本発明は局部的な心臓エレクトログラムから心臓組織の特性を特徴付ける方法と装置に向けられている。その種々の実施例では、本発明の方法は心臓の局部的サイトでの、領域での、又は複数のサイトでの組織の特性を特徴付けるのに有用である。
【００２１】
ここで使われている様に、用語”特性（property）”は心臓組織の属性（attribute）をさす。図解的属性又は特性は、例えば、解剖的特性と生理学的特性を含む。例えば、解剖的特性は心臓内の、例えば、心室又は心房内の該サイトの位置をさす。それは又他の解剖的目印（anatomical landmarks）、例えば、中隔（septum）、尖（apex）そして心腔の基底（base of the heart chamber）をさす。該サイトの生理学的特性は病状の有り、無し又は程度、特に、該サイトでの虚血の程度を特徴付ける。本発明の方法と装置は、医者に組織の病状に適切な治療戦略を設計させるために、ストレス時の気絶的な（stunned）、ハイバネート（hibernating）する虚血、そして休息時の虚血、の様な組織の種々の虚血段階（ischemic stages）を区別することに特に向けられている。ここで使用されている様に、用語”領域（region）”は心臓組織の連続的セグメントをさす。
【００２２】
本発明の方法の実際化で、心臓組織の特性は局部的エレクトログラムに基づき特徴付けられる。身体表面に置かれた電極を使用して心臓の電気的活動を測定する体表面エレクトログラム（body surface electrogram）と対照的に、本発明の方法で使用される局部的エレクトログラムは心臓組織に接触するか又は近く近接する（are in close proximity to cardiac tissue）か何れかの電極により取得される。該エレクトログラムは心内膜的（endocardially）（心臓内から）にか又は心外膜的（epicardially）（心臓の外面から）にか何れかで得られてもよい。
【００２３】
図１及び図２は本発明の方法で使用するために心内膜的に局部的エレクトログラムを取得するために有用な図解的カテーテルシステムの要素を示す。該装置は人体内への経皮的挿入（intravascular insertion）用のカテーテル２１を有する。例えば、引用によりここに組み入れられる米国特許第５、３９１、１９９号又はＰＣＴ出願第ＷＯ９７／２４９８３号で説明される様に、カテーテル２１の遠位の端部２４はカテーテル遠位の先端２２に近接する、心内膜エレクトログラム記録用の、電極２３を有する。代わりに又は追加的に、カテーテル２１の遠位の端部２４は又該身体内の点でのパラメーター値記録用の他の診断装置を有してもよく、そして又当該技術で公知の療法装置（therapeutic apparatus）を含んでもよい。
【００２４】
本発明の方法での使用のためにエレクトログラムを取得するよう本発明の装置で使用される、カテーテル２１は２つ以上の電極２３をその中に有してもよい。多数電極を有するカテーテルは、例えば、引用によりそれらの全体がここに組み入れられる米国特許第５、４０９、０００号、第５、５８８、４３２号、第５、９３１、８６３号、第５、９３１、８３５号そして第５、９２１、９２４号そして米国特許出願第０９／５０６、７６６号で説明されている。本発明の方法と装置で使用するためのエレクトログラムの収集での多数電極の使用は心腔内での多数点でのエレクトログラムの同時測定を可能にして、それは該心臓内の複数サイトでのエレクトログラムを集めるための必要時間を可能性として減少させることが出来る。
【００２５】
図２に示す様に、局部的エレクトログラムはその先端２２に電極２３を有するカテーテル２１を該心臓内の点まで進め、好ましくはその点で該カテーテルの遠位の先端２２に含まれる電極２３で該組織に接触することにより取得され、その時或る時間間隔に亘り該エレクトログラムが取得されるのがよい。典型的には、各点での該局部的エレクトログラムは幾つかの心臓周期の間、時間の関数として取得される。該データは次いで下記説明の様に、将来使用のためにコンピユータメモリー内に記憶される。
【００２６】
図１に図解される実施例では、カテーテルの遠位の端部２２は、位置と、幾つかの実施例では、身体内の該カテーテルの方位と、を決定するため使用される信号を発生する位置センサー２８を有する。位置センサー２８は先端２２との固定的関係で電極２３に隣接しているのが好ましい。１実施例では、位置センサー２８は、引用によりその全体でここに組み入れられるＰＣＴ出願第ＷＯ９６／０５７６８号で説明される様に、３つのコイルを有する。該位置センサー２８は外部的に印加される磁場に対して６次元までの位置及び方位情報の連続的発生を可能にする。代わりに、位置センサー２８は引用によりここに組み入れられる米国特許第５、３９１、１９９号、米国特許第５、４４３、４８９号そしてＰＣＴ出願第ＷＯ９４／０４９３８号で説明される様に他の位置及び／又は座標センサーを有してもよい。電極２３からのエレクトログラムの測定中の、該カテーテル遠位の先端２２の位置の測定は、本発明の幾つかの実施例に依る心臓組織の特性マップの計算を容易化する。例に依れば、カリフオルニア州、ダイアモンドバーの、バイオセンスウエブスター社（Biosense-Webster, Inc. of  Diamond Bar, California）から入取可能な、ナビスターテーエム（NAVI-STARTM）カテーテルは、本発明を実施するのに使用するためにエレクトログラムを記録するのに有用な電極と位置センサーとの両者を有するカテーテルである。更に、先端２２はフルオロスコープ（fluoroscope）の様な画像形成装置下で該先端を可視化するために不透明なマーク用材料でコートされてもよい。
【００２７】
位置センサー２８の３次元的座標は典型的に基準センサー（reference sensor）１２４（図２）の位置に対して決定される。又該基準センサー１２４は該マップ化カテーテル２１の位置センサー２８と同じ原理で動作する電磁的センサーであることが好ましい。該基準センサー１２４は、図２に示す様に、例えば患者の皮膚に付けられた接着性パッチの１部として、患者の外部に位置付けられてもよい。代わりに、該基準センサー１２４は、例えば、マップ化過程中患者の心臓内の特定の点に位置付けられる基準カテーテルの１部品として患者の内部に位置付けられてもよい。かくして、該マップ化カテーテル２１内の該位置センサー２８は該基準センサー１２４に対する該マップ化カテーテル先端２２の３次元的座標を提供する。
【００２８】
該心臓の特性のマップの作成で、エレクトログラム取得中に該カテーテル先端２２の座標は該心臓周期の特定点、例えば、体表面エレクトログラムから決定されてもよい心臓周期の末期拡張部分（end diastole portion）を基準とさせられるのが典型的である。
【００２９】
カテーテル２１は好ましくは、望ましい方向にカテーテル２１の遠位の端部２４を操向するため使用される制御部（controls）３２を有するハンドル３０を備えるのがよい。カテーテル２１は好ましくは、先端２２の位置替え（repositioning）を容易化する当該技術で公知の様な操作機構を遠位の端部２４に有するのがよい。
【００３０】
カテーテル２１は延長ケーブル２５を介してユーザーにカテーテル２１の機能を観察、調整させるコンソール３４に接続される。コンソール３４は好ましくはコンピユータ３６，キーボード３８，典型的にコンピユータ３６内にある信号処理回路４０、そしてデイスプレー４２を有するのがよい。信号処理回路４０は典型的に、位置センサー２８と電極２３からの信号を含む、カテーテル２１からの信号を受信、増幅、フイルターそしてデジタル化し、その後これらのデジタル化された信号は、該エレクトログラムを処理するためそして該カテーテル先端２２の該位置及び／又は方位を計算するため、コンピユータ３６により使用される。代わりに、回路４０が既に増幅され、フイルターされそして／又はデジタル化された信号を受信するために適当な回路がカテーテル２１自身に付随してもよい。コンピユータ３６も又カテーテル２１の電極２３を経由して取得された局部的エレクトログラムを正規化するためにプロセサー３９を有する。プロセサー３９は又該正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出する機能を実行しそして又該フイーチャーベクトルに基づき該心臓組織を分類するよう機能する。好ましくは、コンピユータ３６は位置とエレクトログラム情報とを記憶するメモリーを有するのがよい。コンピユータ３６のプロセサー３９は又該心臓組織の特性のマップを計算するよう機能する。幾つかの実施例では、コンピユータ３６は更に心臓特性のマップを表示するために専用グラフイック回路（dedicated graphics circuitry）を有する。図１に示すコンピユータ３６は又複数の心電図体表面リード線（ECG body surface leads）５２に接続された心電図モニター（ECG monitor）７３から体表面心電図信号を受信するよう装備されている。代わりに、心電図モニター動作は信号処理回路４０により直接行われてもよい。
【００３１】
図２に示す様に、医者５１は、カテーテルの遠位の先端２２の電極２３と位置センサー２８が心腔内に入るように、カテーテル２１を脈管構造（vasculature）内の切開部（incision）を通して、例えば経皮的アプローチを用いて、患者９１の心腔２９内へ挿入する。本出願の譲受人に譲渡され、その開示が引用によりそれらの全体でここに組み入れられる、１９９５年１月２４日出願のＰＣＴ特許出願番号第ＷＯ９６／０５７６８号及び米国特許第５、３９１、１９９号に説明される例示的位置センサーに依れば、センサー２８は患者９１の近くの手術テーブル１０８に固定された電磁場発生器コイル２７により発生され外部的に印加された磁場に応答した信号を発生する。センサー２８により発生される信号の大きさは該印加磁場内の該センサーの位置と方位に依る。場発生器コイル２７は信号処理回路４０の１部である駆動回路へケーブル４１を経由して接続される。回路４０は該発生器コイル２７と全体の位置センサー探索システム（overall position sensor location system）の動作を制御する。
【００３２】
代わりに、本発明で使用するための局部的エレクトログラムを得るカテーテルシステムは該カテーテル内の場発生器コイルと該患者の外部のセンサーを使ってもよい。
【００３３】
該カテーテルシステムが電磁的位置センサーを参照してここで説明されたが、３次元位置情報と、オプションとして、方位情報とを提供する他のどんなセンサーが本発明の方法の実際化のためのエレクトログラムを得るのに使用されてもよい。有用でもある図解的センサーには音響的センサーと磁気的センサーが含まれる。例えば、その開示がそれらの全体で引用によりここに組み入れられる米国特許第５、４０９、０００号及びＰＣＴ出願第ＷＯ９９／０５９７１号で開示された種類の音響的センサーが本発明の方法での使用のために該エレクトログラムを得るよう該カテーテルシステム内で使用されてもよい。
【００３４】
米国特許第５、３９１、１９９号で開示される様に、心臓の特性のマップ化はカテーテル２１の遠位の先端２２を該心臓内のサイトに位置付け、該サイトでの位置と電気的情報を検出し、データ点を創るために該サイトでの該検出された位置と電気的な情報を処理し、そしてこれらの過程を該心臓の特性のマップを創るために充分な回数繰り返すことにより行われる。腔の電気的活動度（chamber electrical activity）に基づく該特性の精密マップ用に、位置と電気的なデータは、カテーテル２１の遠位の先端２２にある電極２３が各サイトで該心臓壁に接触するか又は近く近接した時検出されるのが好ましい。
【００３５】
該エレクトログラムから又は該心臓組織の最終特性マップから病理的学条件を識別すると、該病理学的に影響されたサイト又は複数サイトへ治療を施すことにより該生理学的条件は治療されてもよい。１つの治療方法は該心臓表面の局部的改質（local ablation）を含む。図２に示す様に、改質は、回路４０と、カテーテル２１の遠位の先端２２に含まれる電極２３へのケーブル２５と、を経由して改質電源５３から局部的サイトへアールエフエネルギー（RF energy）を供給することにより行われてもよい。代わりに治療に役立つもの（therapeutics）が、例えば、その開示が引用によりここに組み入れられる、同時係属中の米国特許出願第０９／１９、４５３号及び第０９／３７９、５４０号で説明される様な、位置検出能力を有する供給カテーテル（delivery catheter）を使用して損傷のサイトへ供給されてもよい。米国特許出願第０９／１９、４５３号は遺伝子エンコーデイング成長因子（genes encoding growth factor）のみならず線維芽細胞成長因子（fibroblast growth factor）及び脈管内皮成長因子（vascular endothelial growth factor）の様な成長因子（growth factors）を含む虚血用の治療を開示している。米国特許出願第０９／３７９、５４０号は虚血の治療用に筋原細胞（myoblasts）又は筋細胞（myocytes）の様な細胞を該心臓に供給することを開示している。代わりに、その開示が引用によりここに組み入れられる、刊行されたＰＣＴ出願第９８／３０１４４号で開示されている様に、該治療は、該心臓組織の脈管再生（revascularization）を促進するために該心臓亜組織をレーザー照射（laser irradiation）に曝すことを含んでもよい。
【００３６】
加えて、本発明の方法と装置は特定の治療プロトコルの効能を決定するために心臓組織の特性のフオローアップ調査を行うために有用である。
【００３７】
もう１つの実施例では、本発明の方法は複数のサイトでの心臓組織の特性を特徴付けることに向けられている。この場合、第１のサイトで局部的エレクトログラムを取得した後、該カテーテル遠位の先端２４は該心臓内のもう１つのサイトへ進められ、上記説明の様にエレクトログラムが再び取得される。この過程は全ての望むサイトがカテーテルの遠位の先端２２の電極２３で訊ねられるまで繰り返される。
【００３８】
図３Ａに示す様に、局部的サイトでの心臓組織の特性を、該局部的サイトで測定されたエレクトログラムに基づいて特徴付ける本発明の方法は該局部的エレクトログラムを正規化し６２，該正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出し６４，そして該フイーチャーベクトルに基づき該心臓組織の特性を分類する６８過程を含んでいる。
【００３９】
エレクトログラムの正規化（Normalizing the Electrogram）
図３Ｂに示す様に、エレクトログラム自身を正規化する過程は次の３つの過程：該エレクトログラムをアノテート（annotating）する７０、該エレクトログラムから１つの心臓周期（cardiac cycle）を選択する７２、そして該エレクトログラムベクトル内の該アノテーション（annotation）の位置を固定する７４、を含む。加えて、該エレクトログラムを正規化する過程は該エレクトログラムを尺度合わせ（scaling）し７６そして該エレクトログラムをセンター化する（centering）７８オプションの過程を含んでもよい。これらの過程を下記で完全に説明する。
【００４０】
エレクトログラムのアノテーテイング（Annotating the Electrogram）
アノテーションは記録されたエレクトログラム内の特定のフイーチャーを識別する（identifying a particular feature ）ことをさす。アノテーションのフイーチャーは、最小値、最大値、最小傾斜の位置又は最大傾斜の位置等の様な、該エレクトログラムのどんなフイーチャーとすることも出来る。図７Ａは犬の心臓の異なるサイトから取られた２つのエレクトログラムを示す。図７Ａのエレクトログラムは、図７Ａのエレクトログラム上の円で示す様に、それらの最小値上でアノテートされている。エレクトログラムをアノテートする目的は、その付近で、該調査に使用された全てのエレクトログラムが同期化される様な点として該アノテーションを使用することである。
【００４１】
１つの心臓周期の選択（Selecting a Single Cardiac Cycle）
局部的エレクトログラムは各サイトで最小時間間隔の間、例えば、約３秒間、１ＫＨｚのサンプリング速度で記録されるのが典型的である。かくして、人間の心臓では、各記録されたエレクトログラムは数心臓周期（several cardiac cycles）を記録する。エレクトログラムの形態（morphology）は種々の理由（例えば、不整脈、カテーテルの不安定性、ノイズ）でサイクルからサイクルへ変化するかも知れないので、受け入れ可能な程度の周期性（periodicity）を示さないエレクトログラムは拒絶される。該記録されたエレクトログラムは同時に記録された体表面エレクトログラムのサイクル長さに依るサイクルに解剖（parsed）される。最後に記録されたサイクルに対応する最後のセグメントが、次いで、前のサイクルの全てと比較される。もし１つのエレクトログラムの中の全てのサイクルの相関が最小しきい値より大きいならば、該最後のサイクルは選択され、受け入れられそして該方法の次の過程で使用するためにコンピユータメモリー内に記憶される。サイクル間の最小相関は約９０％以上が好ましく、より好ましくは約９５％以上であるのがよい。
【００４２】
エレクトログラムベクトルのアノテーションの固定（Fixing Annotation of Electrogram Vector）
ここで説明される様に、幾つかの実施例では、本発明の方法は複数のエレクトログラム；すなわち少なくとも１つのテストエレクトログラム（at least one test electrogram）と多数のトレーニングエレクトログラム（a number of training electrograms ）、の使用を要する。該エレクトログラムベクトルのアノテーションを固定する目的は、部分的には、該少なくとも１つのテストエレクトログラムを該トレーニングエレクトログラムと同期化させることである。
【００４３】
他の実施例では、本発明は、複数の局部的エレクトログラムに基づき複数のサイトでの組織の特性を特徴付けることに応用される。心臓内の異なる場所は異なる時刻に賦活されるので、該調査に使用されたエレクトログラムの全てを同期化させる必要がある。該エレクトログラムは、該エレクトログラムの特定のフイーチャー、すなわちアノテーション、が全ての該エレクトログラムで一致するようにされるよう、時間的にシフトされる。
【００４４】
同期化点のベクトル指数（vector index）がゼロと見なされ、該同期化点のＬ１ミリ秒（ｍｓ）前（ゼロを含む）とＬ２ミリ秒後のウインドウ（window）がセーブされ、次の解析に使用される。もしｘ（ｔ）が記録されたエレクトログラムの最後の拍動（beat）のベクトル表現であるならば、同期化されたエレクトログラムｘs（ｔ）のベクトル表現は下記で与えられる。
【００４５】
【数１】
0005054873.tif 000002
【００４６】
人間の心臓用のＬ１とＬ２の推奨値は、もし該アノテーションが該エレクトログラムの最小値に選ばれたならば、５０ｍｓと１５０ｍｓである。
【００４７】
図７Ｂは、アノテーションのフイーチャー、最小エレクトログラム値の付近で同期化された図７Ａのエレクトログラムからの該最後の心臓周期（the last cardiac cycle）を示す。
【００４８】
エレクトログラムの尺度合わせ（Scaling the Electrogram）
信号形態での差によるエレクトログラム間の差異を強調するために、該エレクトログラムの特定のフイーチャーでのそれらの値が全て等しくなるように、振幅の差が全ての該エレクトログラムを尺度合わせすることにより補償されてもよい。該エレクトログラムは上記説明のアノテーション的フイーチャー（annotation feature）で尺度合わせされてもよい。代わりに、該エレクトログラムは該アノテーション的フイーチャーの他の或るフイーチャーで尺度合わせされてもよい。
【００４９】
エレクトログラムが該アノテーション的フイーチャーについて尺度合わせされると仮定すると、もしｘns（ｔ）がＮ個のエレクトログラムから同期化されたエレクトログラムを表すならば、該尺度合わせされたエレクトログラムｘnsc（ｔ）は下記表現で与えられ、
【００５０】
【数２】
0005054873.tif 000003
【００５１】
【外１】
0005054873.tif 000004
【００５２】
せ用フイーチャー（scaling feature）での該Ｎ個のエレクトログラムの全ての平均値、は下記で与えられる。
【００５３】
【数３】
0005054873.tif 000005
【００５４】
図８Ａは犬の心臓で取られた複数の局部的エレクトログラムの平均（破線）と比較された１つの局部的エレクトログラム（実線）を示す。図８Ｂはアノテーション的フイーチャー、最小電圧、について図８Ａの平均エレクトログラム（破線）に尺度合わせされた図８Ａの１つの局部的エレクトログラム（実線）を示す。
【００５５】
エレクトログラムのセンター化（Centering the Electrogram）
本発明の方法の幾つかの実施例では、フイーチャーベクトルはエレクトログラムから抽出されるが、そこでは該フイーチャーベクトルは正規化されたエレクトログラムの予め計算された部分空間（pre-computed sub-space）への投影（projection）である。幾つかの実施例では、該部分空間はエレクトログラムのトレーニング集合（training set）の主成分分析（principal component analysis）により計算される。主成分分析を使用すると、全ての該同期化されたエレクトログラムの平均が望ましくは各エレクトログラムから差し引かれる（subtracted）のがよい。我々はこの処理を該エレクトログラムを”センター化する（centering）”と名付ける。かくして、もしｘns（ｔ）がＮ個のエレクトログラムからの同期化されたエレクトログラムを表すならば、該センター化された｛平均値除去された（average-removed）｝エレクトログラムｘnc（ｔ）は下記で与えられ、
【００５６】
【数４】
0005054873.tif 000006
【００５７】
【外２】
0005054873.tif 000007
【００５８】
エレクトログラムは本発明の方法で尺度合わせとセンター化を共に行われてもよい。この場合、該尺度合わせされ、センター化されたエレクトログラム，ｘnscc（ｔ）は下式で与えられ、
【００５９】
【数５】
0005054873.tif 000008
【００６０】
【外３】
0005054873.tif 000009
【００６１】
図８Ｃは図８Ａと図８Ｂの該センター化され、尺度合わせされ、同期化されたエレクトログラムである。
【００６２】
正規化されたエレクトログラムからのフイーチャーベクトルの抽出（Extracting a Feature Vector from the Normalized Electrogram）
図３Ａに示す様に、本発明の方法の次の過程は該正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出すること６４である。本発明の方法は個別のエレクトログラムが基本的要素（basic element）（ｕm、ｍ＝１，．．．、Ｍと呼ばれる、下記）から構成されるとして表されるとの仮定に基づく。これらの要素｛下記の”トレーニング（Training）”で説明される様に｝を識別して、我々は成分、すなわち該基本的要素の各々が与えられたエレクトログラムに貢献する程度を表す係数、を計算してもよい。
【００６３】
ＸLxN＝［ｘ1，．．．、ｘN］が心臓内の複数のサイトで記録されたＮ個の同期化され、尺度合わせされそしてセンター化されたエレクトログラムの集まりとすると、各々はＬ次元の列ベクトル（L-dimensional column vector）、
ｘn＝［ｘnscc（ｔ）］、ｔ＝−Ｌ１、．．．、Ｌ２
である。
【００６４】
サイズＭのベクトル基底（A vector basis of size M）ＵLxMはユニタリマトリックス（unitary matrix）であり、それはＭ個の固定列ベクトル（fixed column vector）の集まりで、そこではｕm＝［ｕm（ｔ）］、ｔ＝−Ｌ１，．．．，Ｌ２である。このベクトル基底はデータマトリックスＸLxNに適用されるマトリックス変換として使用され、それは次の様である：
Ｙ＝ＵTＸ
上記操作から得られるマトリックスＹMxN＝［ｙ1，．．．，ｙN］で、該列ｙn＝［ｙ1、n，．．．，ｙM、n］Tはエレクトログラムｘnの成分表現（component expressiom）となるフイーチャーベクトルである。該エレクトログラムの各々のＭ個の成分、ｙm、n、の各々は該マトリックス変換内で次の様に計算される：
【００６５】
【数６】
0005054873.tif 000010
【００６６】
該成分ｙm,nは基底集合ベクトル（basis set vectors）ｕmのエレクトログラムｘnの各々への寄与（contribution）を表す。
【００６７】
もしマトリックスＵがユニタリ（該ｕｍの全てが相互に直交性である）ならば、特定のエレクトログラムｘnに属する成分ｙm,nは相関関係にない（uncorrelated）。これは全ての成分は他の成分からは得られ得ない（cannot be obtained from the other components）情報を含むことを意味する。
【００６８】
図８Ｄは図８Ｃのセンター化され、尺度合わせされ、同期化されたエレクトログラムに対応する最初の３つのベクトル基底要素（vector basis element）、ｕmを描く。図８Ｄの該マトリックス要素はそれらのコンポーネントに従って尺度合わせされ、ここに説明された様に計算された。図９は図８Ｃの該尺度合わせされ、センター化され、同期化されたエレクトログラムに対応するフイーチャーベクトルの最初の１５の成分のグラフ描画である。図９から見られ得る様に、該エレクトログラムの変動の大部分は該フイーチャーベクトルの最初の数成分により説明される（be accounted for by the first few components）。
【００６９】
フイーチャーベクトルに基づく組織特性の分類（Classifying Tissue Property Based on Feature Vector）
本発明の方法の次ぎの過程は、該フイーチャーベクトルに基づき該局部的サイトでの組織特性を分類すること６８である。エレクトログラムがサンプルされた組織は多数の特性の幾つかで分類されてもよい。これらの特性は、例えば、該エレクトログラムが取得された組織の病状（pathology）を反映しているかも知れない。代わりに、該特性は該エレクトログラムが取得された組織の心臓内位置（location in the heart）を反映している。該組織が分類されるべき特定の特性が与えられると、下記の”トレーニング（Training）”で説明されるよう決定される固定係数（fixed coefficient）ａm、ｍ＝１，．．．，Ｍの集合が存在し、それはその特定の特性への各成分の寄与を決定する。該成分ｙm,nは次の様に定義される特性パラメーター（characteristic parameter）ψを形成するよう該係数αmを使用して線形に組み合わされ（linearly combined）てもより、
【００７０】
【数７】
0005054873.tif 000011
【００７１】
エレクトログラムはψの値を該特徴付けられる特性に左右される予め決められたしきい（predetermined threshold）と比較することにより分類される。
【００７２】
αm係数はＵで決定される部分空間内の分類ベクトル（classification vector）α＝［α1，．．．，αP］Tの成分と解釈されてもよい。該特性パラメーターψは従って該フイーチャーベクトルｙの該分類ベクトル上への投影に比例する。ψの値用に分類しきいを設定することは該部分空間Ｕを２つの領域（region）：１つは該分類ベクトル上への該フイーチャーベクトルの投影が該しきいより大きい領域と他は該投影が該しきいより小さい領域、に分けることと等価である。かくしてフイーチャーベクトルは該部分空間Ｕ内のそれらの位置により本質的に分類される。
【００７３】
代わりに、該特性パラメーターψは、上記表現で該成分が累乗（powers）に引き上げられる該成分ｙm,nの非線形組み合わせ（non-linear combination）として定義されてもよい。加えて、特定成分の積又は比とそれらの累乗として該特性関数を定義することも出来る。
【００７４】
トレーニング（TRAINING）
ベクトル基底を得ること（Obtain Vector Basis）
前に示した様に、本発明の心臓組織の特徴付けの方法はトレーニングから決定された要素と係数のマトリック基底（matrix basis）を使用する。トレーニングの目的は（１）Ｍ個の固定列ベクトルｕm＝［ｕm（ｔ）］、ｔ＝−Ｌ１，．．．、Ｌ２の集まりから成るユニタリマトリックス（unitary matrix）として前に定義した該ベクトル基底ＵLxM＝［ｕ1，．．．，ｕM］を得ることと（２）該ベクトル基底を決定されるべき心臓組織の特定の特性と相関させる特性係数の集合を得ることである。
【００７５】
トレーニングは図６に示す様にもたらされる。トレーニングエレクトログラムの集合は最初にアノテートされる７０。１つの心臓周期が該アノテートされたエレクトログラムの各々から選択される７２。次いでエレクトログラムベクトルの各々に対してアノテーションの位置が該トレーニング集合内で固定される７４。次いで該エレクトログラムは尺度合わせされ７６、センター化される７８。該エレクトログラムベクトルについて主成分分析８８が行われ、ベクトル基底が抽出され９０，成分のフイーチャーベクトルが抽出される９２。ベクトル基底から限られたベクトル基底が選択されるが９０、それは望ましい誤差内でエレクトログラムを表す９４ためである。上記で説明した様に使用される特性係数を決定するために次いで本発明の方法で決定されるべき特性が特性関数に対し相関を付けられる９６。
【００７６】
ＸLxN＝［ｘ1，．．．，ｘN］をＮ個の同期化され、尺度合わせされそしてセンター化されたエレクトログラムの集まりであるトレーニングセットとすると、各々はＬ次元の列ベクトル、
ｘn＝［ｘnscc（ｔ）］、ｔ＝−Ｌ１，．．．，Ｌ２    ｎ＝１，．．．，Ｎである。
【００７７】
該トレーニングが実行されるエレクトログラムＸLxNの集合、すなわちトレーニング集合、は分類用に意図されるエレクトログラムの集合とは異なる。
【００７８】
例えば、アデイソンウエズレイ（Addison-Wesley）、１９９７年発行レイデー．（Lay D.）著”線形代数とその応用（Linear Algebra and its Application）”（第２版）７章、及びケンブリッジ大学プレス（Cambridge University Press,）発行、プレスダブリュー．、チューコルスキーダブリュー．、ベッテリングダブリュー．及びフレネリービー．（Press W., Teukolsky W., Vettering W. and Flannery B.）著”Ｃによる数値的レシピー（Numerical Recipes in C）”（第２版）、２．６章で開示されている様に、該ベクトル基底ＵＬｘＭは主成分分析（Principal Component Analysis）｛ピーシーエイ（PCA）｝と呼ばれる技術により見出される。この技術に依ると、望ましいユニタリマトリックスＵは該マトリックスＸの特異値分解（singular balue decomposition）｛エスブイデー（SVD）｝により見出される。この手順は下記関係を満足する直交マトリックスＵ及びＶと準対角マトリックスＳを与える：
Ｘ＝ＵＳＶT＝ＵＹ
該ベクトル基底Ｕに加えて、マトリックスＹMxN＝［ｙ1，．．．，ｙN］が得られるが、そこでは該列ｙn＝［ｙ1,n，．．．，ｙM,n］Tは該エレクトログラムｘnの成分表現である（上記の”正規化されたエレクトログラムからのフイーチャーベクトルの抽出”で定義された様に）。該得られた成分ｙm,nは相関関係が無く、減少する分散の順序（in order of decreasing variance）になっている。減少する分散の特性は平均して該成分指数ｍが低い程該エレクトログラムへのその平均寄与が高いことを意味する。この事実は我々に成分の数を該エレクトログラムの元の次元数（dimensionality）Ｌより遙かに少ない数Ｍに制限することを可能にさせる。
【００７９】
該数Ｍは平均見積もり誤差が与えられたしきいより小さい最低の整数として決定される。該トレーニング集合内のエレクトログラム用のベクトル基底ＵLxMと成分、ｙm,nの各々を知れば、該元のエレクトログラムは次ぎに様に再生される：
尺度合わせされ、センター化されたエレクトログラムｘnscc（ｔ）の見積もり
【００８０】
【数８】
0005054873.tif 000012
【００８１】
はその成分から下記の様に得られる。
【００８２】
【数９】
0005054873.tif 000013
【００８３】
かくして元の尺度合わせされず、センター化されず同期化されたエレクトログラムｘns（ｔ）の該見積もり
【００８４】
【数１０】
0005054873.tif 000014
【００８５】
は下記で与えられる：
【００８６】
【数１１】
0005054873.tif 000015
【００８７】
【外４】
0005054873.tif 000016
【００８８】
ラム
【００８９】
【数１２】
0005054873.tif 000017
【００９０】
は、下記で与えられる該見積もりの質を表す見積もり誤差ｅnを得るために元の同期化されたエレクトログラムｘns（ｔ）と比較されてもよい。
【００９１】
【数１３】
0005054873.tif 000018
【００９２】
平均見積もり誤差は該見積もり誤差ｅnの算術平均として定義されてもよく、すなわち下記となる：
【００９３】
【数１４】
0005054873.tif 000019
【００９４】
【外５】
0005054873.tif 000020
【００９５】
ピーク対ピーク振幅の１０％である。
【００９６】
適当なベクトル基底を得るためには、該トレーニング集合内のエレクトログラムの該数Ｎは多くあるべきである。エレクトログラムがサンプルされる患者のこの数は、好ましくは１００人より多いのがよいが、少なくとも約３０人であるべきである。好ましくは、約５０から約１５０のエレクトログラムが各患者から記録される。該データベースが出来るだけ大きいことが最も好ましい。データが１人の患者から又は同じ条件で（同じ心臓領域でそして特徴付けられつつあるそれと同じ病状で）多くの患者から取られた前に準備されたデータベースから、該トレーニング集合内にこの様な数のエレクトログラムを得ることは可能である。本発明の方法で新しい患者の組織が特徴付けられる時該トレーニング集合に新しいエレクトログラムを追加することにより該ベクトル基底を絶えず更新することも出来る。
【００９７】
特性係数の計算（Computation of Characteristic Coefficient）
それにより該エレクトログラムを分類することが望まれる特定の特性が与えられると、該トレーニング集合内のエレクトログラムが記録された全ての心臓の点用のその特定の特性の独立した規定を持つ必要がある。例えば、もし該特性が該エレクトログラムが属する心臓の領域であるならば、位置情報が蛍光鏡検査（fluoroscopy）の助けを得て入手可能とされてもよい。もし該特性が病理的条件（pathological condition）であるならば、該組織の病理的状態が他の医学的方式（other medical modalities）から得られてもよい。例えば、虚血は、エコー心拍記録法（echocardiography）、コンピユータ断層撮影（computed tomography）｛シーテー（CT）｝、磁気共鳴画像形成法（magnetic resonance imaging）｛エムアールアイ（NRI）｝又は単一光子放射コンピュータ断層撮影（single photon emission computed tomography）｛エスピーイーシーテー（SPECT）｝又は陽電子放射断層撮影（positron emission tomography）｛ピーイーテー（PET）｝の様な核画像形成技術(nuclear imaging technique)で独立に検出されてもよい。該与えられた特性用の特性係数（characteristic coefficient）、αm、は限られた集合の値内のそれらの係数について探索を行うことにより決定される。選択される該係数は、該特性パラメータ、ψ、の値と該追加的方式により規定された該特性の値との間で最大相関関係へ導く様なそれら（those that lead to the greatest correlation）である。
【００９８】
本発明の方法のもう１つの実施例は複数の局部的エレクトログラムに基づき心臓内の複数のサイトでの心臓組織の特性を特徴付けることに向けられている。図４Ａに示す様に、この実施例は、該特性が１つの局部的エレクトログラムに基づき１つのサイトで特徴付けられる本発明の実施例と類似である。該多数サイトの実施例では、該１つの局部的エレクトログラム用に上記で規定した過程が該複数の局部的エレクトログラムの各々用に繰り返される。複数サイトでの組織特性の最終の特徴付けは該組織特性のマップを作ること８０にそして該マップ化された特性に基づき該組織を治療すること８２に使用される。
【００９９】
図４Ｂに示す様に、本発明の多数サイトの実施例での正規化過程は中心を外れたエレクトログラム（outlying electrogram）を拒絶する８４オプションの過程を含んでもよい。複数サイトで測定された複数のエレクトログラムの存在は、１つ以上の基準に依る、該エレクトログラムの評価と、中心を外れたもの（outlliers）と考えられるそれらの拒絶と、を可能にする。例えば、図１のカテーテルで取得された普通のエレクトログラムは下の組織の最大脱分極（maximum depolarization of underlying tissue）に対応する最小値を示す傾向がある。もしカテーテル先端により該組織に過剰な圧力が印加されるならば、該最終エレクトログラムは普通に取得されるエレクトログラムに比してより長い時間へシフトされた最小値を示す傾向がある。最小値の基準に依り同期化が行われる時、普通のエレクトログラムでは、かくして該同期化点は対応心臓領域の最大脱分極の点と対応する。圧力誘起された歪みを有するエレクトログラム（Electrograms with pressure-induced distorsion）は普通の最大脱分極の点より遙かに後れた点で誤って同期化する。これらの異常エレクトログラムはかくして、同期化されるには、特定のしきいより多く時間的にシフトされる必要があるエレクトログラムとして識別出来る。人体心臓用にこのしきいの推奨値は約１００ｍｓである。
【０１００】
本発明の方法のもう１つの実施例は心臓組織の領域の該特性を該領域で取得された複数の局部的エレクトログラムに基づき特徴付けることに向けられる。本発明のこの実施例は図５で略図的に描かれている。この実施例では、上記で列挙された様に取得された、エレクトログラムは最初に正規化される。次いで代表的エレクトログラムが該正規化されたエレクトログラムから計算される８６。該代表的エレクトログラムは、例えば、該領域内の全エレクトログラムの平均又は中央値（median）として計算されてもよい。上記で説明した方法は次いで該代表的エレクトログラムを使用して完了される、すなわち該領域内の該組織の全てを代表する代表的フイーチャーベクトル（representative feature vector）は該代表的エレクトログラムから抽出される。次いで該組織特性の領域的分類（regional classification）が該代表的フイーチャーベクトルに基づき実行される。
【０１０１】
本発明の方法の幾つかの実施例は本発明の方法で特徴付けられた心臓又は心腔の特性のマップを作る過程を含む。カテーテル位置センサーで取得された位置情報とここで説明された様な局部的エレクトログラムに基づく特性情報とに基づいた心臓のマップは、その開示がそれらの全体で引用によりここに組み入れられる１９９８年７月２４日出願の同時係属中の共通に譲渡された米国特許出願第０９／１２２、１３７号およびその対応する、２０００年１月２６日に刊行された欧州特許出願第９７４、９３６号で説明された様に作られてもよい。要するに、プロセサーが、その位置座標が決定された該腔上の複数のサンプルされた点から該心腔のマップ、好ましくは３次元的マップを作り直す（reconstructs）。該表面の予備的作り直しを充分な質で実行するためには約５から約１５のサンプルされる点で一般に充分である。
【０１０２】
初期の、一般的に任意の、閉じた３次元的曲面（initial, generally arbitrary, closed 3-D curved surface）（ここでも簡単のためにカーブと呼ぶ）が該サンプルされた点の容積（volume）内の作り直し空間（reconstruction space）内に定義される。該閉じたカーブは該サンプルされた点の作り直しと似た形状におおよそ調整される。その後、柔軟な整合段階が、作り直される実際の容積の形状に精密に似る閉じたカーブをもたらすために１回以上繰り返し実行される。該３次元的面は医者又は他の該マップユーザーによる視認用にビデオデイスプレー又は他のスクリーンへレンダー（render）されてもよい。
【０１０３】
該初期の閉じた曲面は好ましくは実質的に全ての該サンプルされた点を取り囲むか又は実質的に全てのサンプルされた点の内側にあるのがよい。しかしながら、該サンプルされた点の近傍内のどんなカーブも好適であることを述べておく。好ましくは、該閉じた３次元的曲面は楕円面（ellipsoid）、又は何等かの他の簡単な閉じたカーブを含むのがよい。代わりに、例えば、全体の容積よりむしろ１つの壁を作り直すことが望まれる時は、閉じないカーブ（non-closed curve）が使用されてもよい。
【０１０４】
該カーブ上に望ましい密度の格子（grid）が定義される。該格子上の点の各々用に、１つ以上の該格子点と該心臓表面上の１つ以上の測定された点との間の変位に依りベクトルが定義される。該表面は、作り直された表面が該心臓表面の実際の形状に似るよう変形されるように、該それぞれのベクトルに応じた該格子点の各々を動かすことにより調整される。該格子が該カーブ上の点を一様に規定するような、４辺形、又は他の何等かの多角形に、該格子が該曲面を分割するのが好ましい。好ましくは該格子密度は、どんな任意の近傍ででも、サンプルされた点より多い格子点が一般に存在するよう充分であるのがよい。更に好ましくは、該格子密度は、作り直し精度と速度の間の望ましい妥協により調整可能であるのがよい。
【０１０５】
好ましい実施例では、多角形を操作するよう設計された専用グラフイックハードウエアが上記説明の作り直し段階を実行するため使用される。
【０１０６】
好ましくは、該腔の幾何学的マップが上記説明の様に作られた後、本発明の方法により決定される該特性の値は、カテーテル電極によりサンプルされた周囲点での特性の内挿に基づいて該格子点の各々用に決定されるのがよい。かくして、本発明の方法は心腔形状の関数として心腔特性のマップの発生となる。
【０１０７】
好ましくは、該特性は予め規定されたカラー尺度に基づき該作り直し面上に表示されるのがよい。
【０１０８】
発生マップは一般にコンピユータデイスプレー又はコンピユータプリンターの様なデイスプレー装置へ出力される。
【０１０９】
例（Example）
エレクトログラムは、図１及び図２に示す様なカテーテルとシステムを使用して、左前部下降冠状動脈の結紮を介して作られた虚血及び梗塞（infarction）の逐次的段階にある８匹の犬の左心室から記録された。各犬用に、マップ化は次の様な４つの段階で行われた。
【０１１０】
１．ベースライン（管理用で、結紮前の）
２．結紮直後（immediately post ligation）（そして最初の１時間内に完了した）
３．結紮後５時間
４．結紮後３日
マップ化は該左心室の心内膜表面上のサンプリング点から成るが、該点の空間内の位置と対応するエレクトログラムの両者が同時に記録されるようにした。該エレクトログラムは１ＫＨｚのサンプリング速度で３秒の時間間隔の間全ての位置で記録された。該記録されたエレクトログラムの全てはアノテートされ、全てのアノテーションが該サンプルされたベクトル内の第２５００番のサンプルで一致するよう整合された。第２３０１番と第２６９９番のサンプルの間のウインドウが該データベース用に考慮されたが、すなわちそれは該アノテーションの周りの＋２００ｍｓと−２００ｍｓのウインドウであり、最後の拍動を含む。各段階で各犬でエレクトログラムが取得された点の数が表１で示される。
【０１１１】
【表１】
0005054873.tif 000021
【０１１２】
心内膜の全ての点の位置情報が１３の標準的領域に依り該エレクトログラムをグループ化するため使用された。該領域は、左心室の基底及び中間の両部分の６つの周辺帯（前部、前部中隔、下部、下部中隔、側部、後部）、とプラスして該尖（apex）を表す１つの領域に対応する。サンプルされた位置は図１０に略図的に示される。図１０のコードの意味は表２に詳述される。
【０１１３】
【表２】
0005054873.tif 000022
【０１１４】
各マップの各領域は収縮性の程度（degree of contractility）により経験あるエコー心拍記録者（echocardiographer）によりスコアー付けされた。該スコアは１から４に及び、１は最も良い収縮性を示し、４は最も悪い収縮性を示す。
【０１１５】
正規化（Normalization）
該心臓内の種々の位置が種々の時刻に賦活されるので、エレクトログラムはアノテートされ、最小値により同期化された。同期化点の各側へＬ＝１２４ｍｓのウインドウが取られた。これは２Ｌ＋１＝２４９サンプルの長さの各エレクトログラムとなった。
【０１１６】
トレーニング及びテステイングデータ集合（Training and Testing Data Sets）
種々の虚血性の段階は種々の信号フイーチャー（signal features）で特徴付けられるので、各虚血性の段階の該データ集合は別々に各々扱われた。各虚血性段階について、該テステイングデータ集合は、５０ｍｓウインドウ内に同期化され得なかったそれらを除いて、その段階でマップ化された全ての動物の間での記録されたエレクトログラムの全体の集まりから成る。この条件は該記録時に心内膜上のカテーテル圧力の結果として甚だしいエステーセグメント上昇（severe ST segment elevation）を示したエレクトログラムを除去した。甚だしい圧力誘起されたエステーセグメント上昇は、普通の最大脱分極点での代わりにこの点で該エレクトログラムを誤って同期化させるテーセグメント低下（T segment depression）に通常伴われることを注目されて来た。
【０１１７】
トレーニング集合は１５ｍＶ以上と規定される普通のピーク対ピーク振幅を有するエレクトログラムのみを含むテステイング集合からの部分集合として規定された。この選出は種々の虚血性段階に亘ってコンパラブルなトレーニング集合とコンパラブルなベクトル基底を得ることを可能にした。
【０１１８】
尺度合わせとセンター化（Scaling and Centering）
形態での差によるエレクトログラム間の区別を強調するために、同期化点でのそれらの値が平均のエレクトログラムの該値と等しくなるよう、全ての該エレクトログラムを尺度合わせすることにより振幅の差は補償された。加えて、全ての同期化されたエレクトログラムの平均値が各エレクトログラムから除かれた（エレクトログラムはセンター化された）。
【０１１９】
部分空間の計算（Computation of Subspace）
ベクトル基底ＵがマトリックスＸ、すなわちエレクトログラムベクトルのマトリックス、の特異値分解（singular value decomposition）｛エスブイデー（SVD）｝により見出された。該得られた成分ｙm,nは相関関係が無くそして減少する分散の順序になっている。該ベクトル基底内の該ベクトルの符号が任意であることで、該符号は該ベクトルの最大絶対値に対応する値が正であるように選ばれた。これはグラフをより見やすくする。換言すれば、もし
【０１２０】
【数１５】
0005054873.tif 000023
【０１２１】
が該エスブイデー（SVD）アルゴリズムから得られたベクトル基底要素を表すならば、修正されたバージョン（corrected version）ｕn（ｔ）は下記で与えられ：
【０１２２】
【数１６】
0005054873.tif 000024
【０１２３】
ここで
【０１２４】
【数１７】
0005054873.tif 000025
【０１２５】
である。
【０１２６】
該特異値分解はＭ＝２Ｌ＋１個のベクトルを含むベクトル基底を作る。該成分は減少する分散の順序であるので、或る程度の誤差でＸを表すためには遙かに小さなベクトル基底が必要となる。エレクトログラムを精密に表すために必要な成分の数は比較的少ないことが分かった。図１１は代表的虚血性段階について平均のピーク対ピーク振幅に対する、平均近似誤差（average approximation error）を示す。１０％以下の相対平均誤差を得るためには必要な成分は５つより多くはないことが観察された。
【０１２７】
正規化されたエレクトログラムからのフイーチャーベクトルの抽出（Extracting Feature Vector from Normalized Electrogram）
変換Ｕが、同期化され、正規化されたエレクトログラムの完全な集合である該テステイング集合Ｘ’LxN'に適用された。
【０１２８】
領域的平均化（Regional Averaging）
１３の心筋の領域（myocardinal region）の各１つに属するデータ集合内の全てのエレクトログラムについて主成分のスペクトラム（spectrum of principal components）が平均化され、かくして領域毎の代表的主成分スペクトラムを得た
【０１２９】
【外６】
0005054873.tif 000026
【０１３０】
エコースコア（echo scores）も同様に犬（複数）の間で平均化され、かくして領域毎の代表的エコースコア（representative echo score）を得た。領域毎での平均化は犬（複数）の間での均一性を仮定することにより正当化される（averaging per region is justified by the assumption of homogeneity across dogs）。同じ冠状動脈が全ての犬で結紮されたので、病状は近似的に同じ領域：尖、中間前部そして中間前部中隔、に配置されると期待された。
【０１３１】
エコーとの相関関係（Correlation with Echo）
相関関係を求めるために１つの平均主成分とそれらの線形組み合わせが平均エコースコアに対しプロットされた。探索の範囲を減らすために、主成分の線形組み合わせは最初の５成分と値−１，０，１の係数、αに限定された。結果は表３で抄録される。該相関関係に於ける比較的大きな誤差は考慮した領域の比較的少ない数に依る。
【０１３２】
【表３】
0005054873.tif 000027
【０１３３】
上記で説明したψパラメーターを管理用として結紮前のベースラインで記録されたデータについて再度計算した。得られた領域毎の平均値が対応する虚血性段階でのそれらの領域での平均エコースコアと比較された。この仕方では、もし該ψパラメーターが病状のみに関係するならば、該ベースラインデータで得られた値と何等相関関係は期待されるべきでない。該直後及び５時間の虚血性段階からのψパラメーターに対してベースラインで或る程度の相関関係は見出されたが、全ての場合に該ψパラメーターの値は病状が実際にある時の該病状の領域については顕著により高かった。健康的な領域に対応する値で例え増加があっても、その増加は病状の領域程顕著ではなかった。
【０１３４】
個別の虚血の検出（Detection of Ischemia in Individuals）
全ての虚血性段階にある全ての個別犬について、エコースコア１（普通）を有する点についてのψの平均値がエコースコア３｛スカー（scar）｝以上を有する点についてのψの平均値と片側検定（one-tailed t-test）により比較された。エコー＝１を有する点とエコー≧３を有する点との間のψパラメーター上で評価されたテーテスト（t-tests）の最終Ｐ値（P-value）が表４に抄録される。幾つかの場合、該テストはデータ（電気的か又はエコーか何れかの）の欠けのため実行出来なかった。データの利用可能な大部分の場合、本発明の方法に依る局部的エレクトログラムからの組織特性（虚血）の特徴付けは統計的に有意であることが見出された。
【０１３５】
【表４】
0005054873.tif 000028
【０１３６】
上記説明された実施例は例として引用されており、本発明の完全な範囲は続く請求項によってのみ限定されることは評価されるであろう。
【０１３７】
本発明の特徴と態様を示せば以下の通りである。
【０１３８】
１．心臓の局部的サイトでの心臓組織の特性を、前記局部的サイトで測定された局部的エレクトログラムに基づき、特徴付ける方法に於いて、前記方法が、
（ａ）前記局部的エレクトログラムを正規化する過程と、
（ｂ）前記正規化された局部的エレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出する過程と、そして
（ｃ）前記フイーチャーベクトルに基づき前記局部的サイトでの前記心臓組織の前記特性を分類する過程とを具備することを特徴とする心臓の局部的サイトでの心臓組織の特性を、前記局部的サイトで測定された局部的エレクトログラムに基づき、特徴付ける方法。
【０１３９】
２．上記１の方法に於いて、前記正規化過程（ａ）が
（ｉ）前記エレクトログラムをアノテートする過程と、
（ｉｉ）前記エレクトログラムから１つの心臓周期を選択する過程と、そして
（ｉｉｉ）前記エレクトログラムの前記心臓周期をベクトルとして表す過程であるが、それは前記アノテーションが前記ベクトル内の固定点で行われるようにして表す該過程と、を備えることを特徴とする方法。
【０１４０】
３．上記２の方法に於いて、前記正規化過程が更に前記エレクトログラムを尺度合わせする過程を備えることを特徴とする方法。
【０１４１】
４．上記３の方法に於いて、前記エレクトログラムは前記エレクトログラムのフイーチャーで固定値を有するように尺度合わせされることを特徴とする方法。
【０１４２】
５．上記４の方法に於いて、前記フイーチャーは前記アノテーションと対応することを特徴とする方法。
【０１４３】
６．上記２の方法に於いて、前記正規化過程は更に前記エレクトログラムをセンター化する過程を備えることを特徴とする方法。
【０１４４】
７．上記１の方法に於いて、前記フイーチャーベクトルは前記正規化されたエレクトログラムの予め計算された部分空間上への投影であることを特徴とする方法。
【０１４５】
８．上記７の方法に於いて、前記部分空間はエレクトログラムのトレーニング集合の主成分分析により計算されることを特徴とする方法。
【０１４６】
９．上記７の方法に於いて、前記分類する過程は前記部分空間内の前記フイーチャーベクトルの位置に基づくことを特徴とする方法。
【０１４７】
１０．上記１の方法に於いて、前記特性は前記サイトの解剖を表すことを特徴とする方法。
【０１４８】
１１．上記１の方法に於いて、前記特性は前記局部的サイトでの前記心臓組織の病理的状態を表すことを特徴とする方法。
【０１４９】
１２．上記１の方法に於いて、前記特性は前記局部的サイトでの前記組織の虚血の程度を含むことを特徴とする方法。
【０１５０】
１３．上記１の方法が更に、前記局部的サイトで前記組織に治療を施す過程を具備することを特徴とする方法。
【０１５１】
１４．上記１３の方法が更に、前記治療の有効性を決定するために前記サイトでの前記心臓組織の該特性をフオローアップ特徴付けする過程を具備することを特徴とする方法。
【０１５２】
１５．上記１の方法に於いて、前記局部的エレクトログラムはカテーテル上の電極で測定され、前記カテーテルは更に位置センサーを有し、前記位置センサーは前記エレクトログラムの測定中前記電極の３次元的位置を測定することを特徴とする方法。
【０１５３】
１６．上記１５の方法に於いて、前記３次元的センサーは電磁的センサーであることを特徴とする方法。
【０１５４】
１７．複数の局部的エレクトログラムに基づき心臓の複数の局部的サイトでの心臓組織の特性を特徴付ける方法に於いて、前記方法は
（ａ）前記局部的エレクトログラムを正規化する過程と、
（ｂ）前記正規化された局部的エレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出する過程と、
（ｃ）前記フイーチャーベクトルに基づき前記複数の局部的サイトでの前記心臓組織の前記特性を分類する過程とを具備することを特徴とする複数の局部的エレクトログラムに基づき心臓の複数の局部的サイトでの心臓組織の特性を特徴付ける方法。
【０１５５】
１８．上記１７の方法に於いて、前記正規化過程（ａ）が、
（ｉ）前記エレクトログラムをアノテートする過程と、
（ｉｉ）前記エレクトログラムの各々から１つの心臓周期を選択する過程と、
（ｉｉｉ）前記エレクトログラムの各々の前記１つの心臓周期をベクトルとして表す過程であるが、前記アノテーションが前記ベクトル内の固定位置で行われるようにして表す該過程と、を備えることを特徴とする方法。
【０１５６】
１９．上記１８の方法に於いて、前記正規化過程が更に、前記エレクトログラムを尺度合わせする過程を備えることを特徴とする方法。
【０１５７】
２０．上記１９の方法に於いて、前記エレクトログラムが前記エレクトログラムのフイーチャーで固定値を有するように尺度合わせされることを特徴とする方法。
【０１５８】
２１．上記２０の方法に於いて、前記フイーチャーが前記アノテーションと対応することを特徴とする方法。
【０１５９】
２２．上記１８の方法に於いて、前記正規化過程が更に前記エレクトログラムをセンター化する過程を備えることを特徴とする方法。
【０１６０】
２３．上記１７の方法に於いて、前記フイーチャーベクトルは前記正規化されたエレクトログラムの予め計算された部分空間上への投影であることを特徴とする方法。
【０１６１】
２４．上記２３の方法に於いて、前記部分空間はエレクトログラムのトレーニング集合の主成分分析により計算されることを特徴とする方法。
【０１６２】
２５．上記２３の方法に於いて、前記分類する過程が前記部分空間内の前記フイーチャーベクトルの位置に基づくことを特徴とする方法。
【０１６３】
２６．上記１８の方法に於いて、前記正規化過程が更に中心を外れているエレクトログラムを拒絶する過程を備えることを特徴とする方法。
【０１６４】
２７．上記１７の方法に於いて、前記特性が前記サイトの解剖を表すことを特徴とする方法。
【０１６５】
２８．上記１７の方法に於いて、前記特性が前記局部的サイトでの前記心臓組織の病理的状態を表すことを特徴とする方法。
【０１６６】
２９．上記１７の方法に於いて、前記特性が前記局部的サイトでの前記組織の虚血の程度を含むことを特徴とする方法。
【０１６７】
３０．上記１７の方法に於いて、複数の前記サイトは前記心臓の腔の中にあり、前記方法は更に前記心臓の前記腔の前記特性のマップを作る過程を具備することを特徴とする方法。
【０１６８】
３１．上記２７の方法が更に、前記組織に治療を施す過程を具備することを特徴とする方法。
【０１６９】
３２．上記３１の方法が前記治療の有効性を決定するために前記心臓組織の該特性のフオローアップ特徴付けする過程を具備することを特徴とする方法。
【０１７０】
３３．上記１７の方法に於いて、前記局部的エレクトログラムはカテーテル上の電極で測定され、前記カテーテルは更に位置センサーを有しており、前記位置センサーは前記エレクトログラムの測定中に前記電極の３次元的位置を測定することを特徴とする方法。
【０１７１】
３４．上記３３の方法に於いて、前記３次元的センサーは電磁的センサーであることを特徴とする方法。
【０１７２】
３５．心臓の心臓組織の領域の特性を、前記領域内で測定された複数の局部的エレクトログラムに基づき特徴付ける方法に於いて、前記方法が、
（ａ）前記局部的エレクトログラムを正規化する過程と、
（ｂ）前記正規化されたエレクトログラムから前記領域の代表的エレクトログラムを計算する過程と、
（ｃ）前記代表的エレクトログラムから代表的フイーチャーベクトルを抽出する過程と、
（ｄ）前記代表的フイーチャーベクトルに基づき前記領域での前記心臓組織の前記特性を分類する過程とを具備することを特徴とする心臓の心臓組織の領域の特性を、前記領域内で測定された複数の局部的エレクトログラムに基づき特徴付ける方法。
【０１７３】
３６．上記３５の方法に於いて、前記正規化過程（ａ）が、
（ｉ）前記エレクトログラムをアノテートする過程と、
（ｉｉ）前記エレクトログラムの各々から１つの心臓周期を選択する過程と、そして
（ｉｉｉ）前記エレクトログラムの各々の前記心臓周期をベクトルとして表す過程であるが、前記アノテーションが前記ベクトル内の固定位置で行われるようにして表す該過程と、を備えることを特徴とする方法。
【０１７４】
３７．上記３６の方法に於いて、前記正規化過程が更に、前記エレクトログラムを尺度合わせする過程を備えることを特徴とする方法。
【０１７５】
３８．上記３７の方法に於いて、前記エレクトログラムが前記エレクトログラムのフイーチャーで固定値を有するように尺度合わせされることを特徴とする方法。
【０１７６】
３９．上記３８の方法に於いて、前記フイーチャーが前記アノテーションと対応することを特徴とする方法。
【０１７７】
４０．上記３６の方法に於いて、前記正規化過程が更に前記エレクトログラムをセンター化する過程を備えることを特徴とする方法。
【０１７８】
４１．上記３５の方法に於いて、前記代表的フイーチャーベクトルは前記代表的エレクトログラムの予め計算された部分空間上への投影であることを特徴とする方法。
【０１７９】
４２．上記４１の方法に於いて、前記部分空間はエレクトログラムのトレーニング集合の主成分分析により計算されることを特徴とする方法。
【０１８０】
４３．上記４１の方法に於いて、前記分類する過程が前記部分空間内の前記代表的フイーチャーベクトルの位置に基づくことを特徴とする方法。
【０１８１】
４４．上記３５の方法に於いて、前記特性が前記領域の解剖を表すことを特徴とする方法。
【０１８２】
４５．上記３５の方法に於いて、前記特性が前記領域での前記心臓組織の病理学的状態を表すことを特徴とする方法。
【０１８３】
４６．上記３５の方法に於いて、前記特性が前記領域での前記組織の虚血の程度を含むことを特徴とする方法。
【０１８４】
４７．上記３５の方法に於いて、前記方法が前記心臓の複数の領域について繰り返されることを特徴とする方法。
【０１８５】
４８．上記４７の方法に於いて、該複数の領域は前記心臓の腔の中にあり、前記方法は更に前記心臓の前記腔の前記特性のマップを作る過程を具備することを特徴とする方法。
【０１８６】
４９．上記４８の方法が更に、前記心臓の前記腔の前記特性の前記マップに基づき前記組織に治療を施す過程を具備することを特徴とする方法。
【０１８７】
５０．上記４９の方法が前記治療の有効性を決定するために前記心臓組織の該特性をフオローアップ特徴付けする過程を具備することを特徴とする方法。
【０１８８】
５１．上記３５の方法に於いて、前記局部的エレクトログラムはカテーテル上の電極で測定され、前記カテーテルは更に位置センサーを有しており、前記位置センサーは前記エレクトログラムの測定中に前記電極の該３次元的位置を測定することを特徴とする方法。
【０１８９】
５２．上記５１の方法に於いて、前記３次元的センサーは電磁的センサーであることを特徴とする方法。
【０１９０】
５３．心臓の局部的サイトでの心臓組織の特性を、前記サイトで測定された局部的エレクトログラムに基づき、特徴付ける装置に於いて、前記装置は、
（ａ）カテーテルと、そして
（ｂ）プロセサーとを具備しており、該プロセサーは、
（ｉ）前記エレクトログラムを正規化し、
（ｉｉ）前記正規化されたエレクトログラムからフイーチャーベクトルを抽出し、そして
（ｉｉｉ）前記フイーチャーベクトルに基づき前記局部的サイトでの前記心臓組織の前記特性を分類する機能を実行することを特徴とする心臓の局部的サイトでの心臓組織の特性を、前記サイトで測定された局部的エレクトログラムに基づき、特徴付ける装置。
【０１９１】
５４．上記５３の装置に於いて、該プロセサーが更に前記心臓の前記組織の前記特性のマップを計算する機能を実行することを特徴とする装置。
【０１９２】
５５．上記５３の装置に於いて、該カテーテルは前記局部的エレクトログラムを測定するための電極を備えており、前記カテーテルは更に前記エレクトログラムの測定中に前記電極の３次元的位置を測定するための位置センサーを備えることを特徴とする装置。
【０１９３】
５６．上記５５の装置に於いて、前記３次元的センサーは電磁的センサーであることを特徴とする装置。
【０１９４】
５７．前記組織に治療を施すための手段を更に具備する上記５３の装置。
【図面の簡単な説明】
【図１】局部的心内エレクトログラムを取得するために有用なカテーテルシステムの略図である。
【図２】図１のカテーテルシステムの追加的要素を示す略図である。
【図３】本発明の方法の１実施例を描くブロック流れ図（Ａ）、及び図３Ａの本発明の方法の正規化過程をより詳細に描くブロック流れ図（Ｂ）である。
【図４】本発明の方法のもう１つの実施例のブロック流れ図（Ａ）、及び図４Ａの本発明の実施例の正規化過程をより詳細に描くブロック流れ図（Ｂ）である。
【図５】本発明の方法のなおもう１つの実施例のブロック流れ図である。
【図６】エレクトログラムの集合のトレーニングを描くブロック流れ図である。
【図７】動物の心臓の種々のサイトで取られた、２つの、アノテートされた局部的エレクトログラムを描き、（Ａ）、該エレクトログラムがアノテーションのフイーチャーの周りで同期化させられている、図７Ａのエレクトログラムの最後の周期を描く（Ｂ）。
【図８】動物の心臓で取られた複数の局部的エレクトログラムの平均と同期化させられた１つの局部的エレクトログラムを示し（Ａ）、該平均のエレクトログラムと尺度合わせされた図８Ａの１つのエレクトログラムを示し（Ｂ）、図８Ｂのセンター化されたエレクトログラムを示し（Ｃ）、図８Ｃのセンター化され、尺度合わせされ、同期化させられたエレクトログラムに対応する最初の３つのベクトル基底要素を示す（Ｄ）。
【図９】図８Ｃの該尺度合わせされ、センター化され、同期化させられたエレクトログラムに対応するフイーチャーベクトルの最初の１５成分のグラフ的描画である。
【図１０】心臓の左心室の領域を示す略図である。
【図１１】本発明の方法に依り分析された成分の数の関数として相対誤差を示す。
【符号の説明】
２１  カテーテル
２２  カテーテルの遠位の先端
２３  電極
２４  カテーテルの遠位の端部
２５  延長ケーブル
２７  場発生器コイル
２８  位置センサー
２９  心腔
３０  ハンドル
３２  制御部
３４  コンソール
３６  コンピユータ
３８  キーボード
３９  プロセサー
４０  信号処理回路
４１  ケーブル
４２  デイスプレー
５１  医者
５２  心電図体表面リード線
５３  改質電源
７３  心電図モニター
９１  患者
１０８  手術テーブル
１２４  基準センサー
【図１】
0005054873.tif 000029
【図２】
0005054873.tif 000030
【図３】
0005054873.tif 000031
【図４】
0005054873.tif 000032
【図５】
0005054873.tif 000033
【図６】
0005054873.tif 000034
【図７】
0005054873.tif 000035
【図８】
0005054873.tif 000036
【図９】
0005054873.tif 000037
【図１０】
0005054873.tif 000038
【図１１】
0005054873.tif 000039