JP2009509571A - 電気生理学情報の三次元地図を作成するためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

電気生理学装置（８）を使用して、患者（１１）の心臓（１０）で生じる電気的活動を測定し、その電気的活動および／またはその電気的活動に関連した情報を視覚化する。電気的活動および／または電気的活動に関連した情報の三次元地図が作成される。色、色の濃淡、および／またはグレースケールをパラメーター値に割り当て、電極（例えば、１２、１４、１６、１７、１８、１９、２２）でサンプリングした電位図のパラメーターに対応する色を三次元モデル（６２）上で更新する。

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２００５年９月１５日出願の米国特許出願第１１／２２７，００６号明細書（「‘００６号出願」）の優先権を主張するものである。‘００６号出願は、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援用される。

本発明は、患者の心臓で生じる電気的活動を測定し、その電気的活動および／またはその電気的活動に関連した情報を視覚化するのに用いられる電気生理学装置に関する。特に本発明は、電気的活動および／または電気的活動に関連した情報の三次元地図作成に関する。

心臓は、２つのタイプの特殊な心筋細胞を含んでいる。心筋細胞の大部分（およそ９９パーセント）は、心臓をポンプのように動かす機械的作用の役割を担う収縮性細胞である。自動律動性細胞（ａｕｔｏｒｈｙｔｈｍｉｃ ｃｅｌｌｓ）は第２タイプの心筋細胞であり、これは収縮性細胞の収縮の原因となる活動電位を引き起こして伝える自律神経系の一部として機能する。心筋はペースメーカーの働きを示し、そこでは心筋細胞の膜が活動電位間でゆっくり脱分極して閾値に達し、その閾値において膜は活動電位を発する（または生成する）。これは神経細胞または骨格筋細胞とは対照をなしており、その膜の場合は、刺激されるまで一定の静止電位のままである。自動律動性の心筋細胞によって生じる活動電位は心臓全体に広がって、神経刺激がなくても律動的な鼓動を引き起こす。

伝導系を含んでいる心筋の特殊な自動律動性細胞は、２つの主要な機能を果たす。第１に、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、周期的インパルスを心臓全体に速やかに伝える。この系が正しく働くとき、心房は心室収縮の約６分の１秒先立って収縮する。このため、それらが肺および血管系を通じて血液を供給する前に、心室に余分に充填されることが可能になる。この系によって心室の全部分がほとんど同時に収縮することも可能である。これは心室腔（ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ ｃｈａｍｂｅｒｓ）内で圧力が効率よく発生するのに不可欠である。閾値に達するまでの緩やかな脱分極の速度が異なるため、これらの自動律動性の細胞が活動電位を発生する速度が異なるが、これは心臓の律動的鼓動が確実に起こるようにするためである。

通常の自動律動性心機能は、神経活性化によって変わりうる。脊髄の上にある脳幹内に位置する髄質は、脳の他の領域（例えば、視床下部）からの信号だけでなく、種々の全身および中央の受容体（ｓｙｓｔｅｍｉｃ ａｎｄ ｃｅｎｔｒａｌ ｒｅｃｅｐｔｏｒｓ）（例えば、圧受容器および化学受容器）から知覚入力を受け取る。脳幹からの自律性出力（ａｕｔｏｎｏｍｉｃ ｏｕｔｆｌｏｗ）は主に交感神経の枝と副交感神経（迷走神経）の枝に分かれる。これらの自律神経の遠心性線維は心臓およ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、交感神経線維および迷走神経線維によって神経支配される。交感遠心性神経が、心臓の伝導系を含む心房（特に洞房結節）および心室全体に存在している。右迷走神経が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、解剖学的分布ではかなり重複することがありうる。遠心性迷走神経は心房筋も神経支配する。しかし、遠心性迷走神経は、心室心筋層をおおざっぱに神経支配するだけである。交感神経の刺激により心拍数および伝導速度が増大するが、心臓の副交感神経（迷走神経）の刺激はその反対の影響を及ぼす。

心臓リズムが不規則になると、すなわち速すぎるか（頻脈）、遅すぎるか（徐脈）、または心房心室の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またはインパルスの伝導の変化によって不整脈が起こりうる。前者は、不規則さをもたらすペースメーカー細胞の変化によって生じるか、または洞房結節以外の部位（すなわち、異所性発生点（ｅｃｔｏｐｉｃ ｆｏｃｉ））による活動電位の異常発生によって生じるリズムの変化と関係がある。インパルス伝導の変化は、心臓内での電気伝導が完全または部分的に封鎖されることと通常は関係している。インパルス伝導が変化すると、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うる。リエントリーは狭い局所領域内で起こりうるか、あるいは例えば、心房と心室の間で起こりうる（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は生じる伝導路に、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および致死的な不整脈に変化する可能性によって、性質が良性であるかまたはより重篤になりうる。

電気生理学の研究は、こうした不整脈を特定して取り扱うのに用いられる。１つの例示的なシステムでは、測定システムは変調電界を心腔（ｈｅａｒｔ ｃｈａｍｂｅｒ）内に生じさせる。血液量および心臓壁の表面の動きによって、印加電界が変化する。心腔内の電極部位によって電界の変化が受動的にモニターされ、心臓の内壁の場所が動的に描き出されて、医師に表示される。心臓自体によって発生される電気生理学的信号も心臓内の電極部位で測定され、それらの信号は低域フィルターにかけられて、壁の動的な描写と一緒に表示される。この電気生理学的な動的複合地図を表示して、潜在的な不整脈の診断に用いることができる。

診断用の地図作成に加えて、測定システムは心腔内の治療用カテーテルの場所を物理的に突き止めるのに用いることもできる。この治療用カテーテル上の電極に加えられる変調電界は、心臓内の治療用カテーテルの場所を示すのに使用できる。治療用カテーテルの場所は、他の診断情報と一緒にリアルタイムで電気生理学的な動的地図上に表示できる。したがって治療用カテーテルの場所を心臓の内因性または誘発性の電気的活動と一緒に表示して、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。それゆえに医師は、電気生理学的な動的地図を参照しながら、心臓内の任意の所望の場所に治療用カテーテルを導くことができる。

電気生理学的な動的地図は、一般には段階的な過程を経て作成される。最初に、心臓の内部形状を決定する。この情報は、印加電界の変化に関係した幾何学的な測定を連続的に行って得られる。心臓の動的な形状に関する知見は、心臓の内部表面の画像を生成するのに用いられる。次に、心臓の固有の電気的活動を測定する。生理学的な原因に基づく信号は受動的に検出され、壁表面の電位の大きさが壁表面の画像に表示できるように処理される。測定された電気的活動は、任意のさまざまな形式（例えば、さまざまな色または色の濃淡）で、壁表面の画像に表示される。最後に、場所の電流を同じ腔内の治療用カテーテルに送ることができる。この電流から検出される電位を処理して、腔内の治療用カテーテルの相対的または絶対的場所を特定することができる。こうしたさまざまな処理が１秒間に数百回、連続的または同時に行われて、心臓の活動の連続的画像および治療装置の場所が得られる。

心臓内のカテーテルの位置または場所を特定するための１つの例示的システムが、ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）への米国特許第５，６９７，３７７号明細書（‘３７７号特許）および同第５，９８３，１２６号明細書（‘１２６号特許）に記載されている。‘３７７号特許および‘１２６号特許の全体を本明細書に援用する。ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）のシステムでは、患者の表面に置かれた直交配置のパッチ電極に電流パルスが印加される。それらの表面電極は、患者の内部に軸固有の電界を作り出すのに用いられる。ウィットカンプ（Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ）の文献は、３つの異なる周波数（各軸に１つ）で連続的に供給される小振幅の低電流パルスが送り出されることを教示している。これらの電界中（例えば、心臓の内部）に置かれた測定電極はいずれも、各軸上のさまざまな表面電極間にある測定電極の場所に応じて、変化する電圧を測定する。安定した位置参照電極を基準とした電界中の測定電極の電圧は、その参照電極を基準にした心臓内の測定電極の位置を示す。３つの別個の軸に関して電圧の違いを測定すると、測定電極の三次元の位置情報が得られる。

本発明は、心臓の電気生理学的地図の作成システムの従前の機能を拡張して、電気生理学データの時間領域画像および周波数領域画像の両方を用いて付加的な診断データを提供する。電気的活動および／または電気的活動に関連した情報の三次元地図が作成される。例示的地図には、ロービング電極（ｒｏｖｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）と参照電極の活動電位間の時間差、ロービング電極の活動電位のピーク間電圧、ロービング電極の活動電位のピーク負電圧（ｐｅａｋ ｎｅｇａｔｉｖｅ ｖｏｌｔａｇｅ）、複合分割電位図情報、電位図信号の主周波数、主周波数の最大ピーク振幅、周波数領域の１つの帯域のエネルギーと周波数領域の第２の帯域のエネルギーとの比、関心のある低周波または高周波の通過帯域、通過帯域中で最大エネルギーを有する周波数、通過帯域中のピーク数、各ピークのエネルギー、出力、および／または面積、各ピークのエネルギーおよび／または面積と別の通過帯域のそれとの比、およびスペクトル中の各ピークの幅が含まれる。色、色の濃淡、および／またはグレースケールがパラメーター値に割り当てられ、電極でサンプリングされる電位図のパラメーターに対応する色、色の濃淡、および／またはグレースケールが、三次元モデル上で更新される。

本発明の前述および他の態様、特徴、詳細、有用な点、および利点は、以下の説明および添付の特許請求の範囲を読み、添付図面を調べれば明らかであろう。

システムレベルの概要および基本的な場所特定方法
図１は、患者１１の心臓１０で生じる電気的活動を測定することによって心臓の電気生理学的研究を行い、その電気的活動および／または電気的活動に関連した情報を三次元的な地図に作成するための、本発明によるシステム８の概略図を示す。１つの実施態様では、例えば、システム８は、心臓および患者の血管系の中および／または回りの６４個までの電極を瞬時に見つけ、その６４個の電極のうちの最高６２個で電気的活動を測定し、さらに心臓１０の単一鼓動に関して測定した電気的活動（例えば、電位図）から時間領域および／または周波数領域の情報の三次元地図を提供することができる。同時モニターの可能な電極の数は、システム８への電極リード線入力の数およびシステム８の処理速度によってのみ限定される。電極は静止していても、動いていてもよい。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、または心臓の壁に単におおむね隣接していてもよい。アレイ電極を用いる別の実施態様では、システム８は、心臓の壁に沿って最高約３０００の場所の電位図を決定することができる。そのようなアレイ電極は、米国特許第５，６６２，１０８号明細書に詳細に記載されており、その全体を本明細書に援用する。

簡単にするため、患者１１は模式図的に楕円で示してある。Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸に沿って患者１１の表面に貼り付けた表面電極（例えば、パッチ電極）の３つのセットを示している。Ｘ軸表面電極１２、１４を、患者の胸郭領域の側面など第１軸に沿って患者に貼り付ける（例えば、患者の各腕の下の皮膚に貼り付ける）。これらは左電極、右電極と呼ぶことができる。Ｙ軸電極１８、１９を、患者の大腿の内側および首の領域に沿った方向などＸ軸におおむね直交する第２軸に沿って患者に貼り付ける。これらは左脚電極、首電極と呼ぶことができる。Ｚ軸電極１６、２２を、患者の胸郭領域の胸骨および脊椎に沿った方向などＸ軸およびＹ軸とおおむね直交する第３軸に沿って貼り付ける。これらは胸部電極、背中電極と呼ぶことができる。心臓１０はこれらの表面電極のペアの間に位置している。追加の表面参照電極（例えば、「腹部パッチ」）２１は、システム８の参照電極および／または接地電極となる。腹部パッチ電極２１は、固定された心臓内の電極３１の代わりになるものである。さらに患者１１には、従来の心電図（ＥＣＧ）システムのリード線のほとんどまたは全部が所定の位置に取り付けられることになることも理解すべきである。図１に示されていないが、システム８はこのＥＣＧ情報を利用できる。

少なくとも１つの電極１７（例えば、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の電極１７を、本明細書全体を通じて「ロービング電極」または「測定電極」と呼ぶ。典型的には、カテーテル上の複数の電極が使用される。１つの実施態様では、例えば、システム８は、患者の心臓および／または血管系内に配置された１２本までのカテーテル上の６４個までの電極を含むことができる。もちろん、この実施態様は単なる例示的なものであり、本発明の範囲内において任意の数の電極およびカテーテルを使用できる。

別のカテーテル２９にある任意選択的な固定参照電極３１（例えば、心臓１０の壁に取り付けられたもの）も示してある。較正の目的のため、この電極３１は静止したものであってよく（例えば、心臓の壁かその付近に取り付けられる）、あるいはロービング電極１７に対して一定の空間的関係で配置されていてもよい。この固定参照電極３１は、上述の表面参照電極２１とは別に、あるいはその代わりに使用できる。多くの場合、心臓１０内の冠状静脈洞電極または他の固定電極を、電圧および変位を測定するための参照として使用できる。

各表面電極は多重化スイッチ２４に連結されており、電極ペアは、電極を信号発生器２５に連結しているコンピューター２０で実行されているソフトウェアによって選択される。コンピューター２０は、例えば、従来の汎用コンピューター、専用コンピューター、分散コンピューター、または他の任意のタイプのコンピューターを含んでよい。コンピューター２０は、１つの中央処理装置、または複数の処理装置（一般に並列処理環境と呼ばれる）などの１つまたは複数のプロセッサーを含んでよい。

信号発生器２５は電極ペア（例えば、Ｙ軸電極１８、１９）を励振し、これによって患者１１の体および心臓１０に電界が発生する。電流パルスが送り出されている間、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誘導された電圧は低域フィルター（ＬＰＦ）２７によってフィルタリングされる。ＬＰＦ２７は、例えば、アンチエイリアスフィルター（例えば、３００ＨｚのアナログＬＰＦ）からなっていてよい。次いで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に与えられる。さらに、その後でコンピューター２０上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低域フィルタリングを行って、電子雑音および心臓の動きによる偽信号を除去することができる。このフィルタリングは、例えば、雑音を減少させるのに用いられる、ユーザーによる選択が可能な遮断周波数を含むことができる。このようにしてユーザーは、システムをカスタマイズして、自分の個人的な選択に応じて信号の雑音と信号の忠実度の釣り合いを取ることができる。このやり方では、表面電極は励振電極セットと非励振（ｎｏｎ−ｄｒｉｖｅｎ）電極セットに分けられる。表面電極ペア（例えば、Ｘ軸電極１２、１４）は電流発生器２５によって励振されるが、残りの非励振表面電極および他の参照電極（ある場合）（例えば、Ｙ軸電極１８と１９、Ｚ軸電極１６と２２、表面参照電極２１、および存在する場合には固定参照電極３１）は、参照として用いて任意の心臓内電極の位置を合成する。

生物導体（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）中でのカテーテルのナビゲーションを実現するために、一般には、３つの名目上は直交する電界が、一連の励振および検出電気ダイポールによって発生させられる。また、これらの直交電界は分解でき、任意の表面電極ペアをダイポールとして励振して効果的な電極三角測量を行うことができる。さらに、そのような非直交的な方法はシステムの柔軟性を増大させる。任意の所望の軸に関して、所定のセットの励振（ソース−シンク）構成から得られる心臓内の電極１７で測定された電位を代数的に結合して、直交軸に沿って所定の電流を単に励振することによって得られるであろう同じ有効電位（ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）を得る。

したがって、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２の任意の２つを、基底基準（ｇｒｏｕｎｄ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）（例えば、腹部パッチ２１）に対してダイポールソースおよびドレインとして選択でき、非励振電極では基底基準を基準にして電圧が測定される。心臓１０内に入れられた測定電極１７は、電流パルスによる電界にさらされ、基底（例えば、腹部パッチ２１）を基準にして測定される。実際、心臓内のカテーテルは複数の電極を含むことができ、各電極電位を測定できる。前述のとおり、少なくとも１つの電極を心臓の内側表面に固定して、固定参照電極３１とすることができ、これも基底を基準にして測定される。表面電極、内部電極、および仮想の電極のそれぞれからのデータセットはすべて、心臓１０内の測定電極１７または他の電極の場所を特定するのに使用される。

生の電極電圧データはすべてＡ／Ｄ変換器２６によって測定され、ソフトウェアの命令のもとにコンピューター２０によって保管される。この電極励振過程は、表面電極の代替セットが選択されるにつれ迅速かつ順次に行われ、残りの非励振電極は電圧の測定に使用される。電圧測定値のこのコレクションを、本明細書では「電極データセット」と呼ぶ。ソフトウェアは、各表面電極ペアがそれぞれ励振されている間に、各電極で行われるそれぞれの個別の電圧測定にアクセスできる。

生の電極データを用いて、心臓の内部の電極（ロービング電極１７、および患者１１の心臓および／または血管系の中またはその回りに配置された任意の数の他の電極など）の三次元空間（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の「ベースの」場所が特定される。図２は、心臓１０内に伸びているカテーテル１３（従来の電気生理学（ＥＰ）カテーテルであってよい）を示す。図２では、カテーテル１３は心臓１０の左心室５０内に伸びている。カテーテル１３は、図１に関連して上述した遠位電極１７を備えており、また付加的な電極５２、５４、および５６を有している。これらの各電極は患者の内部（例えば、心臓の左心室内）にあるので、各電極の場所データを同時に収集できる。さらに、電極が表面に隣接して配置されている（必ずしも心臓の表面上にじかにある必要はない）場合で、しかも電流源２５が「オフ」である場合（すなわち、表面電極ペアのどれも通電されていない場合）、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の表面上の電気的活動（例えば、電圧）を測定できる。

要約すれば、システム８は最初に電極セットを選択し、次いで電流パルスによってそれらを励振する。電流パルスが送り出されている間、電気的活動（残りの表面電極および生体内の電極の少なくとも１つで測定される電圧など）が測定されて保管される。この時点で、偽信号（呼吸および／またはインピーダンスシフティングなど）の補正を前述のとおり行うことができる。上述のように、複数の電極場所（例えば、心臓内の電極の場所）と関連したさまざまな場所データ点をシステム８が収集する。そのセットの各点には空間座標がある。１つの実施態様では、システム８は、最高６４までの電極に関して場所データ点を収集するが、それらの電極は最高１２までのカテーテル上に同時に置かれていてよいかまたは互いに近接していてよい。しかし、収集されるデータセットは小さかったり大きかったりすることがあり、それぞれ、より単純で低解像度の心臓の画像か、またはより複雑な高解像度の心臓の画像になる。

電極データは、米国特許出願公開第２００４／０２５４４３７号明細書（その全体を本明細書に援用する）に記載されているように、電極場所の生の場所データを改善するのに使用される呼吸補正値を作成するのに用いることもできる。電極データは、２００５年９月１５日に出願された同時係属中の米国特許出願第１１／２７７，５８０号明細書（これもその全体を本明細書に援用する）に記載されているように、患者の体のインピーダンスの変化を補うのに用いることもできる。

心臓内の電極の場所を特定するのに用いられるデータは、表面電極ペアが心臓に電界を印加している間に測定される。いくつもの電極場所は、ある数（例えば、最高１２までのカテーテルの間に散らばっている６２の電極）を同時にまたは順次的に（例えば、多重化）サンプリングし、および／または患者の中（例えば、心腔）で移動される１つまたは複数の電極（例えば、ロービング電極１７）をサンプリングすることによって収集できる。１つの実施態様では、個別の電極の場所データは同時にサンプリングされ、それによって心拍動の単一段階または局面でのデータ収集が可能である。別の実施態様では、場所データは、心拍動の１つまたは複数の局面と同期をとって収集するか、または心拍動のどの特定の段階かには関係なく収集してよい。心拍動の局面全体にわたってデータを収集する場合、心臓の壁に沿った場所に対応するデータは時間によって変化することになる。１つの変形形態では、外側または内側の場所に対応するデータを使用して、最大容量および最小容量のそれぞれの心臓壁の位置を特定できる。例えば、最も外側の点を選択することにより、最大容量の心臓の形状を表す「シェル」を作成することが可能である。

患者の一部分の三次元モデル（例えば、患者の心臓または周囲の血管系の領域）は、例えばその手順または前の手順の間に、場所データ点から作成できる。あるいは以前に生成された三次元モデル（例えば、セグメント化されたＣＴまたはＭＲＩ走査像）を使用できる。セグメント化モデルは、三次元画像の小領域が大きな三次元画像からデジタル的に分離されていることを示す（例えば、心臓の残りの部分から分離された右心房の画像）。例示的なセグメント化応用例としては、アナライズ（ＡＮＡＬＹＺＥ）（ミネソタ州ミネアポリスのメーオー（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（ウイ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））などがある。システム８によって、例えば、単一手順時に収集された場所データ点から三次元モデルが作成される場合、データ中の最も外側の場所の点を使用して、患者の心臓領域の容量に対応する形状を特定できる。

１つの変形形態では、例えば、Ｑｈｕｌｌなどの標準アルゴリズムを使用して凸閉包を生成できる。Ｑｈｕｌｌアルゴリズムは、例えば、Ｂａｒｂｅｒ，Ｃ．Ｂ．、Ｄｏｂｋｉｎ，Ｄ．Ｐ．および Ｈｕｈｄａｎｐａａ，Ｈ．Ｔ．、「Ｔｈｅ Ｑｕｉｃｋｈｕｌｌ ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｆｏｒ ｃｏｎｖｅｘ ｈｕｌｌｓ」、ＡＣＭ Ｔｒａｎｓ．ｏｎ Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ Ｓｏｆｔｗａｒｅ、２２（４）：４６９−４８３頁（１９９６年１２月）に記載されている。凸閉包形状の計算に使用される他のアルゴリズムも知られており、それも本発明の実施に用いるのに好適でありうる。次いでこの表面は、もっと一様な格子全体にわたって再サンプリングし補間して、その手順または後ほどの手順時に、医師に提示するための三次元モデルとして保管されるかなり円滑な表面を得る。そのような三次元モデルは、例えば、その点のセットから心臓領域の内部の推測境界を提供する。

図３は、心腔の形状に対応するシェルを作成するための別の例示的な方法を摸式図的に示している。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を示す場所データを入手する。場所データは、心腔内の点の集団（ｃｌｏｕｄ）として表すことができる。したがって最も遠い位置データ点４０は、最大体積に対応する弛緩した（または拡張期の）状態にある心腔の内壁に対応することになる。シェルまたは表面は、位置データ点４０のグループの回りの「ビン」４４の配列をはめることによってこの場所データから描画される。ビン４４は、位置データ点４０の集団内の平均中央点４２を決定し、次いで中央点４２から外側に向かって放射状に境界を拡張することによって組み立てられる。ビン４４は、ビン４４によって囲まれるスライス内の最も遠い位置データ点４０まで拡張される。図３は摸式図的に２次元で示されているが、ビン４４は三次元の体積であることに注目すべきである。したがってビン４４の放射状の端面４６は心腔壁の表面とほぼ同じである。この後、一般的な図形シェーディングアルゴリズムを用いて、ビン４４の放射状端面４６からこうして作成されたシェルの表面を「滑らかにする」ことができる。

さまざまな電気生理学データを測定して、図１に示すシステム８のディスプレイ２３を介して心臓病専門医に提示できる。図４は、コンピューター２０を介して表示できる説明のためのコンピューターディスプレイを示している。例えば、ディスプレイ２３を使用して、医師などのユーザーにデータを示し、特定用途に合わせてユーザーがシステム８の構成を調整できるようにするある特定のオプションを提示することができる。ディスプレイ上の内容は容易に変更できること、また提示されている特定データは単なる説明のためのものであって、本発明を限定するものではないことに留意されるべきである。画像パネル６０は、時を同じくして脱分極波形を受け取った領域（すなわち、疑似カラーまたはグレースケールでモデルにマップされた「等時曲線」）を示す心腔６２の三次元モデルを示している。等時曲線は、１つの変形形態では、等時曲線のもとになった電位図に対応する三次元座標（例えば、Ｘ，Ｙ，Ｚ）にマップされる。等時曲線は、三次元モデルにマップされる特定の色またはグレースケールに関連した情報を示す手段としてのガイドバー６４でも示される。この画像では、一対のカテーテル上にある複数の電極の場所も三次元モデルにマップされている。心臓表面モデルにマップできる他のデータとしては、例えば、測定電圧の大きさおよび心拍動事象に関連した信号のタイミング関係がある。さらに、心臓壁の特定場所で測定されるピーク間電圧をマップして、減少した伝導率の範囲を示すことができ、また心臓の梗塞領域を示すことができる。

図４に示す変形形態では、例えば、ガイドバー６４はミリ秒単位の目盛が付与されており、三次元モデルにマップされた特定の時間関係へのそれぞれの色またはグレースケールの割り当てを示す。三次元モデル画像６２上の色またはグレースケールとガイドバー６４との間の関係は、パネル６６に示される情報を参照しながらユーザーが決定することもできる。図５は、図４に示されているパネル６６を拡大したものを示す。この変形形態のパネル６６は、図４に示す三次元モデル６２にマップされる等時曲線を生成させるのに用いられるタイミング情報を示す。一般に、基準点を時間「ゼロ」として選択する。図５では、例えば、参照電極に現れる電圧の変曲点７０は、等時曲線を作成するための第１のタイミング点として用いられる。この電圧は、仮想基準（ｖｉｒｔｕａｌ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）または物理的基準（ｐｈｙｓｉｃａｌ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）（例えば、図１に示すロービング電極３１）のいずれかから得ることができる。この変形形態では、基準点に対応する電圧の記録が図５の「ＲＥＦ」のラベルで示されている。ロービング電極信号も図５に示されていて、「ＲＯＶ」のラベルが付けられている。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は、基準電圧信号およびロービング電圧信号（ＲＥＦおよびＲＯＶ）それぞれの変曲点７０および７２の間に観察されるタイミング関係の色またはグレースケールの色調の割り当てを示す。

ロービング電極３１に対応する電圧信号ＲＯＶの振幅も図５のパネル６６に示されている。経時変化する信号ＲＯＶの振幅は、信号ＲＯＶのピーク間電圧の選択基準を設定するのに使用できる２つの調整可能帯域７４と７６の間にある。実際、ピーク間電圧の低い心臓の領域は梗塞組織の結果であり、ピーク間電圧をグレースケールまたは疑似カラーに変換できる機能により、梗塞または虚血性の領域を識別できる。さらに、経時変化する信号「Ｖ１」も示されているが、これは表面参照電極（従来のＥＣＧ表面電極など）に対応する。信号Ｖ１は、例えば、医師などのユーザーの関心を、患者の表面で検出されるその事象に向けることができる。

上述したとおり、少なくとも１つのＥＰカテーテルの電極は、心臓の表面の上を動かされ、動いている間に、心臓の電気的活性化または心臓の表面の他のＥＰ信号を検出する。それぞれの測定の間に、カテーテルの電極のリアルタイムの場所がＥＰ電圧または信号の値と一緒に示される。その後、このデータは、サンプリングされたＥＰデータがとられたときの電極の場所に対応する三次元モデルの表面に投影される。場所を特定する表面電極に通電されている間はこのデータは取られないので、投影過程を用いて、幾何学的形状によって表される最も近い心臓表面に電気的情報を配置することができる。１つの例示的実施態様では、例えば、ＥＰデータセット中の２つの近い点または場所を選択し、その２つの点のうちより近いと判断された点にデータをマップする（例えば、幾何学的表面上の「最も近い」表面点に線を「落とす」ことにより）。この新しい点を、医師に提示される画像でＥＰデータを示すための「場所」として使用する。

患者の心臓の中および／または回りでのＥＰ活動に関連したさまざまな時間領域情報を、三次元モデルにマップできる。例えば、ロービング電極および参照電極で測定された活動電位の時間差、ロービング電極で測定された活動電位のピーク間電圧、および／またはロービング電極で測定された活動電位のピーク負電圧を、三次元モデルにマップできる。１つの実施態様では、最高６２までのロービング電極のＥＰ活動を収集して、三次元モデルにマップできる。

複合分割電位図（ＣＦＥ）および周波数領域情報も三次元モデルにマップできる。ＣＦＥ情報は、例えば、心房細動の切除対象を識別して誘導するのに役立ちうる。ＣＦＥ情報は、電位図が、少なくとも２つの別個の偏りを含み、かつ／または長期の活性化コンプレックス（ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｃｏｍｐｌｅｘ）（例えば、１０秒間を超える）の連続した偏りのある電位図のベースラインの動揺を含んでいるような、不規則な電気的活性化（例えば、心房細動）を指し示す。非常に速くて連続した活性化のある電位図は、例えば、マイクロリエントリーのある不応期の短い心筋と一致する。図６は、例として、一連の電位図を示している。最初の２つの電位図（ＲＡＡ−ｐｒｏｘおよびＲＡＡ−ｄｉｓｔ）は、それぞれ患者の右心房内にある近位（ｐｒｏｘｉｍａｌ）ロービング電極および遠位（ｄｉｓｔａｌ）ロービング電極からのものなどの、患者の右心房からの一般的な電位図を含む。３番目の電位図（ＬＡ−ｒｏｏｆ）は、患者の左心房の蓋（ｒｏｏｆ）からのものなどのＣＦＥ電位図を含む。この３番目の電位図（ＬＡ−ｒｏｏｆ）では、電位図に示されている数字によって示される周期長は、最初の２つの電位図（ＲＡＡ−ｐｒｏｘおよびＲＡＡ−ｄｉｓｔ）に示されている数字によって示される周期長よりも実質的に短い。図７に示されている別の例では、最初の電位図（ＲＡ−Ｓｅｐｔｕｍ）は、２番目の電位図（ＲＡ）と比べて、矢印で示されている速くて連続した活性化を含んでいる。速くて連続した活性化は、例えば、マイクロリエントリーのある不応期の短い心筋組織（例えば、心房細動「巣」）と一致しうる。

ＣＦＥ情報が存在するかどうかは、電極で収集されるＥＰ情報（例えば、電位図）から検出でき、例えば、電位図セグメント内の偏りの数をモニターすること、電位図セグメント内の偏りと偏りの間の平均時間を計算すること、電位図の周期長内の偏りと偏りの間の時間の変化をモニターすること、および電位図の勾配、導関数、および振幅を計算することによって検出できる。例えば、別個の活性化は、特定の期間にわたって測定された関連したピーク間値を有する。このピーク間値は、別個の活性化を定量化するのに用いることができる。図５に示すように、別個の活性化の時刻は、ユーザーディスプレイ上の電位図明示される。電位図の分割の時刻および／または他の定量化（ｑｕａｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎｓ）を使用して、ＣＦＥ情報があることおよび／またはないことを判別できる。所定の時間内における別個の活性化間の平均間隔は、例えば、所定の電位図の分割の度合いを定量化するための指標として用いることができる。この例では、所定の時間内に１つの別個の活性化のみがある場合には、値１を電位図に割り当てることができ、所定の時間内に複数の別個の活性化が存在する場合には、もっと小さい値または大きい値を割り当てることができる。別の定量化では、例えば、電位図の別個の活性化間の時間の変化を定量化することを含めてよい。時間領域の上記および他の定量化は電位図の形態学と関係しており、更には電位図のサンプリングが行われた領域の基礎生理学に基づいている。

心房細動を診断しアブレーションカテーテル（ａｂｌａｔｉｏｎ ｃａｔｈｅｔｅｒ）を誘導する際に、心房細動を起こして維持する生理学的メカニズムに対応する電位図は、電位図の分割を定量化することによって特定可能されてもよい。こうした定量化は、また、心房細動を除去するために切除する領域を特定するのに使用されてもよい。心室の虚血性部分内の拡張中期電位も、心臓の領域で収集された電位図の分割を定量化することにより特定されてもよい。健康な組織は、非分割電位図（すなわち、単一の別個の活性化）に対応し、不健康な組織（例えば、虚血性組織）は、分割電位図（すなわち、複数の別個の活性化および／またはベースラインの動揺）に対応するであろう。次いで、電位図のＣＦＥ情報の時刻または他の定量化は、上述の三次元モデルにマップされる。

収集したＥＰ情報から分析およびマップされる時間領域情報に加えて、および／またはその代わりに、周波数領域情報も三次元モデルにマップされる。１つの実施態様では、例えば、経時変化する信号は、周波数領域情報に変換する高速フーリエ変換（ＦＦＴ）またはその他の方法を使用して、収集した信号を周波数領域に変換されてもよい。周波数領域は、経時変化する電位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および他の変換方法（ｔｒａｎｓｆｏｒｍｓ）は当該技術分野において知られており、本明細書ではこれ以上詳しく説明しない。

図８は、一緒になって心臓の壁を形成する緻密心筋（ｃｏｍｐａｃｔ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｍｕｓｃｌｅ）および原線維心筋（ｆｉｂｒｉｌｌａｒ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｍｕｓｃｌｅ）を横に並べて比較したものを示す。緻密心筋組織（ｃｏｍｐａｃｔ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｍｕｓｃｌｅ ｔｉｓｓｕｅ）は、緊密に結合した細胞グループを含んでおり、この細胞グループはどの方向にでも同じ速度で電気的活動を伝達することによって、心臓の脱分極時に均一な仕方で電気的活動を伝える。しかし、原線維心筋組織（ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｍｕｓｃｌｅ ｔｉｓｓｕｅ）は、神経組織、維管束組織、および心房組織の間の移行組織（ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎｓ）など、典型的には緩やかに結合した細胞を含む。原線維心筋組織は、細胞の引き伸ばしおよび／または劣化（こうして損傷した組織間の劣った結合がもたらされる）によっても形成されうる。Ａの行の最初の列は、心臓壁の脱分極時における緻密心筋組織の同質または一様な活性化を示している。しかし、２番目の列では、脱分極時における原線維心筋組織の不規則な活性化が示されている。この場合、原線維心筋組織の種々の線維または部分を通っていろいろな速度で波が伝わり、こうして心筋のさまざまな部分で非同期収縮が起きている。

Ｂの行では、心拍動の脱分極局面時における緻密心筋組織および原線維心筋組織の時間領域電位図信号が示されている。図８に示すように、時間領域電位図信号は、典型的には緻密心筋組織の二相性または三相性形状（列１に示されている）および原線維心筋組織のもっと多相性の形状（列２に示されている）を含む。最後に、緻密心筋組織および原線維心筋組織についての行Ｂの電位図信号の周波数領域が、行Ｃに示されている。周波数領域は、行Ｂ列１（緻密心筋組織）および行Ｂ列２（原線維心筋組織）に示されている経時変化電位図の時間に対してＦＦＴを実行することによって得られる。図８の行Ｃに示すように、緻密心筋組織の周波数領域は、典型的には基本周波数の回りに位置する単一ピークの大きな振幅を含み、原線維心筋組織の周波数領域は、いくつかの調波周波数成分によって引き起こされる周波数の右シフトのせいで、典型的には基本周波数にある小さい振幅を含む。

図８に示すように、原線維心筋組織では、心臓の脱分極時に電気的活動の不規則な波面が引き起こされうる。原線維心筋組織の緻密心筋組織に対する比率が大きくなるほど、心房細動の傾向の可能性が大きくなる。そのような部分では、「心房細動巣」（または「ＡＦＩＢ巣」）は心房細動の潜在的な源として特定することができる。このようにして、周波数領域情報を用いれば、医師は心房細動をもたらしうる潜在的な障害スポットをさらに特定できるであろう。

さまざまな数値的指標を電位図信号の周波数領域から得ることができる。その後、そうした指標のいずれかを患者の心臓の三次元モデルにマップして、医師などのユーザーが、特定の性質に対応する心臓の壁上の場所を特定できるようにすることができる。本発明の１つの例示的な変形形態では、電位図信号の主周波数を、ＦＦＴによって得られた周波数領域において特定できる。図９Ａから分かるように、例えば、典型的な通常の（つまり緻密な）心筋組織は、スペクトルにおいて単一ピークを持つことができるが、原線維心筋組織は、緻密心筋組織の場合よりも多くのスペクトルピークを持つ。スペクトルピークの数は、上述の三次元モデル上の心臓の壁の回りの複数の点に関して決定することができる。

本発明の別の変形形態では、主周波数における最大ピーク振幅は、電位図信号の周波数領域から決定することができ、心臓の三次元モデルにマップできる。図９Ａでは、例えば、緻密心筋組織の主周波数における最大ピーク振幅は高くなっていて約１７５ｄＢｍＶであることが分かるが、原線維心筋組織の主周波数における最大ピーク振幅は低くなっていて約８０ｄＢｍＶである。これらの値も心臓の三次元モデルにマップできる。

さらに別の変形形態では、周波数領域の１つの帯域のエネルギーと周波数領域の別の帯域のエネルギーとの比を決定して、心臓の三次元モデルにマップできる。例えば、図９Ｂは、６０〜２４０Ｈｚの通過帯域のエネルギーと６０Ｈｚ未満のエネルギーとの比が、原線維心筋組織の電位図のスペクトルの場合、緻密心筋組織の電位図のスペクトルの場合より大きいことを示している。

患者の心臓の三次元地図に変換できるように時間領域および周波数領域の情報の例を本明細書で説明してきたが、当業者なら他の時間領域および周波数領域の情報も決定して三次元モデルにマップできることを理解できるであろう。例えば、以下の情報を時間領域または周波数領域から決定して三次元モデルにマップできる：関心のある低周波または高周波通過帯域（例えば、Ｈｚ単位）；通過帯域において最大エネルギーをもつ周波数（例えば、Ｈｚ単位）；通過帯域内のいくつかのピーク（例えば、数）；各ピークのエネルギー、出力、および／または面積（例えば、ｄＢ）；各ピークのエネルギーおよび／または面積と別の通過帯域のそれとの比；およびスペクトル内の各ピークの幅（例えば、Ｈｚ単位）。

図１０は、経時変化電位図から時間領域および／または周波数領域の情報を決定して、その情報を三次元モデル（例えば、心臓）にマップする方法の一例を示している。作業１００では、幾つかの電極（例えば、接触または非接触、単極または双極性のマッピング電極）を使用して、経時変化する電位図信号をサンプリングする。電位図信号は、例えば、心臓の壁および／またはその周囲の血管系に沿った複数の部位に関してサンプリングできる。

次いで作業１０２において、経時変化電位図のある時間に関してＦＦＴを実行して、その電位図の周波数領域情報を決定する。時間領域および／または周波数領域の情報のリアルタイム表示を作業１０４で示すことができる。その後、１つまたは複数のパラメーターが作業１０６で決定される。例示的パラメーターは上述されており、それには、例えば、ロービング電極と参照電極の間の時間差；ロービング電極のピーク間電圧；ロービング電極のピーク負電圧；ＣＦＥ情報；電位図信号の主周波数；主周波数の最大ピーク振幅；周波数領域の１つの帯域のエネルギーと周波数領域の別の帯域のエネルギーとの比；関心のある低周波または高周波の通過帯域；通過帯域中の最大エネルギーを有する周波数；通過帯域中のピーク数；各ピークのエネルギー、出力、および／または面積；各ピークのエネルギーおよび／または面積と別の通過帯域のそれとの比；およびスペクトル中の各ピークの幅がある。作業１０８では、色、色の濃淡、および／またはグレースケールが、識別されるパラメーターの値に割り当てられ、作業１１０では、電極によってサンプリングされる電位図のパラメーターに対応する色、色の濃淡、および／またはグレースケールが（例えば、心臓の）三次元モデルで連続的かつリアルタイムに更新される。

興味ある１つの特定分野は、自律神経細胞からなる心臓の領域の地図作成である。ＥＣＧ情報をマップして、心臓全体にわたって生じる電気的伝播の発生点を識別することができる。電気的信号の開始点は一般には自律細胞束（ａｕｔｏｎｏｍｉｃ ｃｅｌｌ ｂｕｎｄｌｅｓ）、つまり神経節網（ｇａｎｇｌｉａ ｐｌｅｘｉ）となるであろう。何らかの不整脈が自律細胞の機能不全によって引き起こされる限りにおいては、この機能不全を検出できることは、治療の有効性に大いに役立ち、治療の範囲を最小限に抑えることができる。周波数領域の複合分割電位図の地図作成を行うことの特別の利点は、そのような不整脈の部分を迅速に識別して場所を特定できることである。例えば、特定の自律線維束が細動の源であることが判明した場合、原線維組織の複数の部位を治療する代わりに、初期神経入力のこの部位を対象にするなら、この病気を治療するのに必要な病巣の数を実質的に減らすことができる。

本発明の複数の実施態様をある程度詳細に上に説明してきたが、当業者なら本発明の精神または範囲を逸脱することなく、開示されている実施態様に多数の変更を加えることができるであろう。例えば、上記の説明では、データが三次元モデルにマップされることになっているが、データは任意の地図にマップすることができ、それには、二次元または三次元の、静的または経時変化する画像またはモデルも含まれるが、それらに限定されない。方向に言及している場合はすべて（例えば、上方、下方、上向き、下向き、左、右、左方向、右方向、上部、下部、上、下、垂直、水平、時計方向、および反時計方向）、読者が本発明を理解するのを助けるため識別の目的で用いているだけであって、それらに限定されるわけではない。特に本発明の位置、向き、または用途に関してはそうである。結合に言及している場合（例えば、取り付けられた、連結された、結合されたなど）、それらは大まかに解釈すべきであり、要素の結合間の中間要素および要素間の相対運動も含まれうる。したがって、結合に関する言及は、２つの要素が直接結合していて互いに固定された関係にあることを必ずしも示すものではない。上記の説明に含まれているかまたは添付図面に示されている事柄はすべて、単なる説明のためのものであって制限するものと解釈すべきでないことを意図している。添付の特許請求の範囲に記載されている本発明の精神を逸脱することなく、詳細または構成の変更を行うことができる。

１つまたは複数の電極の場所を特定して記録できる、心臓の電気生理学的検査または切除の手順を実行するためのシステムの概略図である。 幾つかの遠位電極を備えた電気生理学カテーテル（ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ ｃａｔｈｅｔｅｒ）によって調べた心臓の略図である。 記録された電極の位置データ点を用いて心臓腔の表面を描画するための例示的方法の概略図である。 心電計およびそれに関連した電気生理学的情報を臨床医に表示するためのグラフィカル・ユーザー・インターフェースの概略図である。 図４に示したパネル６６を拡大したものである。 心臓の壁に沿ったさまざまな場所に関して収集した、経時変化電位図を並べた図を示す。 心臓の壁に沿ったさまざまな場所に関して収集した、経時変化電位図を並べた図を示す。 時間領域および周波数領域における一般的な緻密な心筋組織および原線維の心筋組織の心電図を並べて比較したものを示す。 心電図の時間領域および周波数領域の情報を並べて比較したものを示す。 クロスハッチで示した複数のスペクトルバンドのエネルギーと一緒に電位図の時間領域および周波数領域の情報を並べて比較したものを示す。 電位図を収集し、時間領域および／または周波数領域の電位図情報を三次元モデル上にマップする方法を示す。

Claims (25)

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、
   前記患者内に電界を発生させる電界発生器と、
   前記電界を介して位置データを受け取るようにされた少なくとも１つの位置電極と、
   前記患者内の複数の場所から同時に電気的データを受け取るようにされた複数のデータ電極と、
   前記位置データを表す位置情報を決定し、前記電気的データを表すデータ情報を決定し、さらに前記データ情報と前記位置情報を関連付けるようにされた少なくとも１つの処理装置と、
   前記関連付けられたデータ情報および位置情報を地図で提示するようにされた提示装置と
   を含むシステム。
2. 前記少なくとも１つの位置電極がロービング電極を含む、請求項１に記載のシステム。
3. 前記複数のデータ電極の少なくとも１つが前記少なくとも１つの位置電極を含む、請求項１に記載のシステム。
4. 前記データ情報が、前記電気的データを表す時間領域情報を含む、請求項１に記載のシステム。
5. 前記データ情報が、前記電気的データを表す複合分割電位図情報を含む、請求項１に記載のシステム。
6. 前記データ情報が、前記電気的データを表す周波数領域情報を含む、請求項１に記載のシステム。
7. 前記周波数領域情報が前記電気的データの高速フーリエ変換によって決定される、請求項６に記載のシステム。
8. 前記地図が三次元モデルを含む、請求項１に記載のシステム。
9. 前記データ情報に対応する前記複数の場所に前記データ情報がマップされている前記三次元モデルによって前記データ情報が提示される、請求項８に記載のシステム。
10. 患者の電気生理学的活動を表す情報を提示することを取得する方法であって、
    前記患者内に電界を発生させることと、
    少なくとも１つの位置電極から位置データを受け取ることと、
    患者内の複数の場所に配置された複数のデータ電極から同時に電気的データを受け取ることと、
    前記位置データを表す位置情報を決定することと、
    前記電気的データを表すデータ情報を決定することと、
    前記データ情報と前記位置情報を関連付けることと、
    前記関連付けられたデータ情報と位置情報を地図で提示することと、
    を含む方法。
11. 前記地図が三次元モデルを含む請求項１０に記載の方法。
12. 前記データ情報に対応する前記複数の場所に前記データ情報がマップされている前記三次元モデルによって前記データ情報が提示される、請求項１１に記載の方法。
13. 前記データ情報が、前記電気的データを表す時間領域情報を含む、請求項１０に記載の方法。
14. 前記データ情報が、前記電気的データを表す複合分割電位図情報を含む、請求項１０に記載の方法。
15. 前記データ情報が、前記電気的データを表す周波数領域情報を含む、請求項１０に記載の方法。
16. 前記周波数領域情報が前記電気的データの高速フーリエ変換によって決定される、請求項１５に記載の方法。
17. 前記少なくとも１つの位置電極がロービング電極を含む、請求項１０に記載の方法。
18. 前記複数のデータ電極の少なくとも１つが前記少なくとも１つの位置電極を含む、請求項１０に記載の方法。
19. 電気生理学的情報を三次元モデルにマップする方法であって、
    生理学的構造体の電気生理学的活動を表す電位図データであって、時間領域にある電位図データを取得し、
    前記電位図データを前記時間領域から周波数領域に変換し、
    前記電位図データに対応する前記生理学的構造体の表面のグラフィック画像を取得し、
    前記周波数領域電位図データを前記表面の前記グラフィック画像にマップする、
    ことを含む、方法。
20. 前記変換するステップが前記電位図データに対して高速フーリエ変換を実行することを含む、請求項１９に記載の方法。
21. 前記マップするステップが、前記表面の前記周波数領域電位図データの主周波数を描画することをさらに含む、請求項１９に記載の方法。
22. 前記マップするステップが、前記表面の前記周波数領域電位図データの最大ピーク振幅を描画することをさらに含む、請求項１９に記載の方法。
23. 前記マップするステップが、前記表面の前記周波数領域電位図データの１つの帯域のエネルギーと前記周波数領域電位図データの第２の帯域のエネルギーとの比を描画することをさらに含む、請求項１９に記載の方法。
24. 前記マップするステップが、少なくとも１つの色、色の濃淡、またはグレースケールを割り当てて、前記表面の前記周波数領域電位図データを表現することをさらに含む、請求項１９に記載の方法。
25. 前記生理学的構造体が心臓であり、前記電位図データが心電図データである、請求項１９に記載の方法。

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