JP2009537249A - 電気生理学情報を複雑なジオメトリにマッピングするシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、患者（１１）の組織の一部で発生している電気的活動を測定し、電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報を視覚化するために使用される、電気生理学的装置（８）および方法に関する。特に、本発明は、電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報の３次元マッピングに関する。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２００６年５月１７日に出願された米国仮特許出願第６０／８００，８４８号明細書（’８４８出願）の利益を主張する。本出願はまた、目下係属中の２００６年１２月２９日に出願された米国特許出願第１１／６４７，２７６号明細書（’２７６出願）の利益も主張する。’８４８出願および’２７６出願はともに、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。

以下の同時係属出願は、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。すなわち、２００５年９月１５日に出願された米国特許出願第１１／２２７，００６号明細書、２００４年４月６日に出願された同第１０／８１９，０２７号明細書、２００６年５月１７日に出願された米国仮特許出願第６０／８００，８５８号明細書の利益を主張する、２００６年１２月２９日に出願された米国特許出願第１１／６４７，２７５号明細書、および２００６年１０月１２日に出願された米国仮特許出願第６０／８５１，０４２号明細書の利益を主張し、かつ、２００４年５月２８日に出願された米国仮特許出願第６０／５７５，４１１号明細書の利益を主張する、２００５年５月２７日に出願された米国特許出願第１１／１３９，９０８号明細書の一部継続出願である、２００６年１２月２９日に出願された米国特許出願第１１／６４７，２９８号明細書である。

本発明は、患者の組織の一部で発生している電気的活動を測定し電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報を視覚化するために使用される、電気生理学装置および方法に関連する。特に、本発明は、電気的活動及び／又は電気的活動に関連する情報の３次元マッピングに関連する。

本発明は、たとえば人間の心臓の電気生理学的マップを含む人間の解剖学的構造の電気生理学的マップの作成に関する。

ＣＴスキャン、ＭＲＩ、レーダ撮像、Ｘ線撮像および蛍光透視撮像等の技術を利用して心臓の３次元モデルを生成する従来のモデリングシステムがある。かかるデータは、３次元モデリング技法を使用して処理されることが多い。かかる撮像技術は、治療及び／又は手術に向けて患者を準備するために有用であることが多く、通常、撮像プロセスは、治療及び／又は手術よりも何時間か場合によっては何日間か先立って行われる。

治療及び／又は手術中、患者に対して電気生理学的マップを生成することができる従来のシステムを利用することができる。電気生理学的マップは、特に、患者の心臓の心房細動の診断および治療に関連して有用である。しかしながら、その電気生理学的データが測定される点は、治療に先立って準備される３次元モデルを規定するデータ点にほとんど対応しない。

したがって、電気生理学的データを患者の解剖学的構造の３次元表面モデルに関連付けることができる改善が要請されている。

本発明は、心臓電気生理学的マッピングシステムの従来の機能を、事前に取得された３次元画像に電気生理学的測定値を直接マッピングすることを可能にすることにより、向上させる。

本発明は、処置時に取得される電気生理学的測定値とともに高解像度画像データを利用することを可能にする。このため、本発明により、改善された処置のための異なる技術の組み合わせ（ｂｌｅｎｄｉｎｇ）が可能になる。

本発明の上述した、かつ他の態様、特徴、詳細、有用性および利点は、以下の説明および特許請求の範囲を読むことから、かつ添付図面を検討することから明らかとなろう。

本発明の実施形態は、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、Ａ）心臓の表面の複数の位置点に関する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、Ｂ）複数の測定点に関する位置情報と複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、Ｃ）３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択し、心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定するステップと、Ｄ）選択された位置点に最も近いと確定された２つの測定点間のドロネー辺を規定するステップと、Ｅ）３次元モデルの複数の位置点の各々に対しステップＣ）およびＤ）を繰り返すことにより、心臓電気生理学的マップ内の複数の測定点のうちの少なくともいくつかを連結する複数のドロネー辺を規定するステップと、Ｆ）ドロネー辺を連結して複数の三角形を形成するステップと、Ｇ）３次元モデルから複数の位置点のうちの１つを識別し、辺が識別された位置点を包囲する複数の三角形のうちの１つを識別し、識別された三角形の頂点において測定される電気生理学的測定値を使用する重心補間に基づいて、識別された位置点に対し電気生理学的レベルを割り当てるステップと、を含む、方法を提供する。

本方法は、任意に、電気生理学的レベルが複数の位置点に割り当てられている場合、個々の位置点に割り当てられた電気生理学的レベルの相対的な大きさに基づき、３次元モデルの複数の位置点の個々の位置点各々に対し色またはグレースケールを割り当てるステップと、３次元モデルの複数の位置点に割り当てられた色を使用して、３次元モデルを提示するステップと、をさらに含む。

任意に、心臓電気生理学的マップを取得するステップが、心臓の一部内に電極を挿入するステップと、心臓の表面に沿った複数の測定点に電極を配置するステップと、心臓の表面に沿った複数の測定点の各々に対する位置情報を受け取るステップと、複数の測定点の各々において電気生理学的測定値を受け取るステップと、電気生理学的測定値を、電気生理学的測定値が測定された各々の測定点に関連付けるステップと、をさらに含む。

任意に、心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップが、心臓の一部内に電極を挿入するステップと、心臓の表面に沿った複数の位置点に電極を配置するステップと、心臓の表面に沿った複数の位置点の各々に対する位置情報を受け取るステップと、心臓の表面に沿った複数の位置点の各々に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを生成するステップと、をさらに含む。

任意に、心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップが、心臓の一部内に電極を挿入するステップと、心臓の表面に沿った第１の複数の位置点に電極を配置するステップと、心臓の表面に沿った第１の複数の位置点の各々に対する位置情報を受け取るステップと、心臓の表面に沿った第１の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の予備的３次元ジオメトリを生成するステップと、予備的３次元ジオメトリを処理して、第２の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む３次元モデルを生成するステップであって、第２の複数の位置点が、第１の複数の位置点からの位置点のうちの少なくともいくつかを含む、ステップと、をさらに含む。

任意に、予備的３次元ジオメトリを処理して３次元モデルを作成するステップが、予備的３次元ジオメトリを処理して、第２の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む３次元モデルを作成するステップを含んでもよく、そこでは、３次元モデルが、予備的３次元ジオメトリより細かい解像度を有し、それにより、第２の複数の位置点が第１の複数の位置点より数が多い。予備的３次元ジオメトリを処理して３次元モデルを作成するステップがまた、予備的３次元ジオメトリを、平滑化アルゴリズムを用いて処理して、第２の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む３次元モデルを作成するステップを含んでもよい。３次元モデルを、ＣＴスキャン、ＭＲＩ、レーダ撮像、Ｘ線撮像、蛍光透視撮像、赤外線撮像、超音波撮像およびそれらの組合せ含む技術を使用して作成してもよい。

任意に、３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択し、心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定するステップが、３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択するステップと、キルサノフ・ホッペ（Ｋｉｒｓａｎｏｖ−Ｈｏｐｐｅ）測地線アルゴリズムを使用して、心臓電気生理学的マップの、選択された位置点に距離が最も近い２つの測定点を確定するステップと、をさらに含んでもよい。さらに、ドロネー辺を三角形に連結するステップが、すでにドロネー辺に連結されていない測定点を使用して追加の三角形を作成するステップをさらに含んでもよい。

任意に、３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択し、心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定するステップが、３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択するステップと、高速前進（ＦａｓｔＭａｒｃｈｉｎｇ）測地線アルゴリズムを使用して、心臓電気生理学的マップの、選択された位置点に距離が最も近い２つの測定点を確定するステップと、を含んでもよい。

本発明の別の実施形態によれば、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、Ａ）心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、Ｃ）３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択し、心臓電気生理学的マップから選択された位置点に最も近い２つの測定点を確定するステップと、Ｄ）選択された位置点に最も近いと確定された２つの測定点間のドロネー辺を規定するステップと、Ｅ）複数の位置点の複数の位置点の各々に対しステップＣ）およびＤ）を繰り返すことにより、心臓電気生理学的マップ内の複数の測定点のうちの少なくともいくつかを連結する複数のドロネー辺を規定するステップと、Ｆ）ドロネー辺を連結して三角形にして、三角形分割されたモデルを作成し、三角形分割されたモデルの任意の間隙に新たな三角形を充填するステップと、Ｇ）最も近いドロネー辺の任意の点より測定点に近い少なくとも１つの位置点を識別し、電気生理学的レベルを少なくとも１つの位置点に割り当て、割り当てられる電気生理学的レベルが、測定点で測定された電気生理学的測定値と同じであるステップと、Ｈ）三角形の頂点において測定される電気生理学的測定値を使用する補間、たとえば重心補間に基づき、三角形の内側に位置する少なくとも１つの位置点に対し電気生理学的レベルを割り当てるステップと、を含む方法を提供する。

本発明のさらに別の実施形態によれば、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングするシステムは、心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを生成するモデリングプロセッサと、複数の測定点に対する位置情報と複数の測定点の各々で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを生成する電気生理学的測定装置であって、電気生理学的測定値が、それが測定された各々の測定点に関連する、電気生理学的測定装置と、３次元モデルの複数の位置点のサブセットを処理し、処理されている各位置点に対し、心臓電気生理学的マップの、処理されている位置点に距離が最も近い２つの測定点を確定する、ドロネー辺プロセッサであって、各々が、処理されている位置点の各々に最も近いと確定された測定点の対を含む、複数のドロネー辺を規定する、ドロネー辺プロセッサと、複数のドロネー辺に基づいて心臓電気生理学的マップ内に複数の三角形を規定する三角形分割プロセッサと、三角形の頂点の各々に関連する電気生理学的測定値を使用する重心補間に基づいて、複数の三角形のうちの１つ内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生物的レベルを割り当てる投影プロセッサと、を有する。

任意に、プロセッサは、ドロネー辺の端点で測定される電気生理学的測定値を使用する双線形補間に基づいて、ドロネー辺の近接閾値内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる。

任意に、プロセッサはまた、近接閾値内の測定点で測定される電気生理学的測定値に基づいて、少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当て、そこでは、割り当てられている電気生理学的レベルは、測定点のものと同じである。

本発明の別の実施形態によれば、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、Ａ）心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、Ｃ）３次元モデルの複数の位置点から１つの位置点を選択し、心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定するステップと、Ｄ）選択された位置点に最も近いと確定された２つの測定点の間の辺を規定するステップと、Ｅ）３次元モデルの複数の位置点の各々に対しステップＣ）およびＤ）を繰り返すことにより、心臓電気生理学的マップ内の複数の測定点のうちの少なくともいくつかを連結する複数の辺を規定するステップと、Ｆ）辺を連結して複数の多角形を形成するステップと、Ｇ）３次元モデルから複数の位置点を識別し、辺が識別された位置点を包囲する複数の多角形のうちの１つを識別し、識別された多角形の頂点の各々において測定される電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、識別された位置点に対し電気生理学的レベルを割り当てるステップと、を含む方法を提供する。

本発明のさらに別の実施形態によれば、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングするシステムであって、心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得する表面モデリングコントローラと、複数の測定点に対する位置情報と複数の測定点の各々で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを生成する電気生理学的測定装置であって、前記電気生理学的測定値が、それが測定された各々の測定点に関連する、電気生理学的測定装置と、３次元モデルの複数の位置点のサブセットを処理し、処理されている各位置点に対し、心臓電気生理学的マップの、処理されている位置点に距離が最も近い２つの測定点を確定する、辺プロセッサであって、各々が、処理されている位置点の各々に最も近いと確定された測定点の対を含む、複数の辺を規定する、辺プロセッサと、複数の辺に基づいて心臓電気生理学的マップ内に複数の多角形を規定するジオメトリプロセッサと、多角形の頂点の各々に関連する電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、複数の多角形のうちの１つ内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てるマッピングプロジェクタと、を備えるシステムを提供する。

任意に、プロセッサはまた、辺の端点で測定される電気生理学的測定値を使用する双線形補間に基づいて、辺の近くに位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる。

任意に、ジオメトリプロセッサは、複数の三角形を使用して心臓電気生理学的マップを規定する。マッピングプロジェクタは、三角形の頂点の各々に関連する電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、三角形のうちの１つ内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる。

本発明のさらに別の実施形態は、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングするコンピュータ化方法であって、Ａ）解剖学的構造の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む解剖学的構造の少なくとも一部の３次元モデルを受け取るステップと、Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む解剖学的構造のための電気生理学的マップを受け取るステップと、Ｃ）コンピュータを使用して、３次元モデルの複数の位置点の個々の位置点各々に対し、電気生理学的マップから、個々の位置点に最も近い２つの測定点を確定し、その後、確定された測定点の対を含む辺を規定するステップと、Ｄ）コンピュータを使用して、辺を連結して閉鎖多角形のメッシュを形成するステップと、Ｅ）コンピュータを使用して、３次元モデルから、辺が識別された位置点を包囲する閉鎖多角形の表面に位置する位置点を識別するステップであって、コンピュータが、辺が識別された位置点を包囲する多角形の頂点の各々で測定される電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、識別された位置点に電気生理学的レベルを割り当てるステップと、Ｆ）複数の位置点に対する位置情報と複数の位置点の各々に割り当てられた電気生理学的レベルとを含む出力ファイルを出力するステップと、を含む、コンピュータ化方法を提供する。

本発明の別の実施形態によれば、電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、Ａ）心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と複数の測定点の各々で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、Ｃ）複数の測定点の各々が頂点である複数の三角形を含む細分された３次元モデルを作成するように、三角形分割を使用して３次元モデルを処理するステップと、Ｄ）デシメーションアルゴリズムを使用して細分された３次元モデルを処理して、第２の複数の三角形を含む変更３次元モデルを生成するステップであって、複数の測定点が三角形の頂点である、ステップと、を含む方法を提供する。

任意に、三角形分割処理ステップは、所定距離閾値より長い三角形辺の作成を許可しないようにプログラムされる。

本実施形態は、キルサノフ・ホッペまたは高速前進測地線アルゴリズムを使用して細分された３次元モデルの頂点または辺に、測定点に対する前記電気生理学的測定値を投影するステップをさらに含んでもよい。

任意に、本実施形態は、割り当てられた電気生理学的レベルの相対的な大きさに基づいて、変更３次元モデルの各頂点に色またはグレースケールを割り当てるステップと、変更３次元モデルの複数の頂点に割り当てられた色を使用して、変更３次元モデルを提示するステップと、をさらに含んでもよい。

１つまたは複数の電極の位置を特定し記録することができる、心臓電気生理学的検査またはアブレーション処置を行うシステムの概略図である。 いくつかの遠位電極を備えた電気生理学的カテーテルによって検査される心臓の概略表現である。 記録された電極位置データ点を使用して心腔の表面を描画する例示的な方法の概略図である。 臨床医に心電図および関連する電気生理学的情報を表示するグラフィカルユーザインタフェースの概略図である。 図４に示すパネル６６の拡大である。 心臓の壁に沿ったさまざまな位置に対して収集された時間変化する電気的活動図を並べた図を示す。 心臓の壁に沿ったさまざまな位置に対して収集された時間変化する電気的活動図を並べた図を示す。 時間領域および周波数領域における典型的な緻密心筋組織および線維性心筋組織の電気的活動図の横に並べた比較を示す。 電気的活動図に対する時間領域情報および周波数領域情報の横に並べた比較を示す。 複数のスペクトル帯域におけるエネルギーを網掛けで示す、電気的活動図に対する時間領域情報および周波数領域情報の横に並べた比較を示す。 電気的活動図を収集し時間領域電気的活動図情報及び／又は周波数領域電気的活動図情報を３次元モデルにマッピングする方法を示す。 心臓の一部の３次元モデルを示す。図１１の同一のカラーバージョン（参照番号なし）もまた本明細書とともに提出する。 図１１に示す心臓の同じ部分に対する電気生理学的データマップを示す。図１２の同一のカラーバージョン（参照番号なし）もまた本明細書とともに提出する。 図１２を使用して測定される中間点から距離線が引かれた図１１の３次元モデルを含む。図１３の同一のカラーバージョン（参照番号なし）もまた本明細書とともに提出する。 心臓の図１１に示すものと同じ部分に対する電圧マップを示し、図１２からの電気生理学的データマップが図１１の３次元モデルに投影されている。図１４の同一のカラーバージョン（参照番号なし）もまた本明細書とともに提出する。

本発明は、解剖学的構造の改善された電気生理学的マッピングを作成するシステムの能力を向上させる。本発明は、心臓の正確なモデルを作成することに限定されない。例示の目的で、本明細書では、しばしば、心臓組織の評価および治療のために使用されるナビゲーションおよび位置特定システムに言及する。本明細書で説明する方法は、人間の解剖学的構造の他の部分をモデル化することにも同様に適用可能である。本発明を例示する目的で、心臓組織の電気生理学的マップを作成する技法について以下に説明する。

ＣＴスキャン、ＭＲＩ、超音波撮像、レーダ撮像、Ｘ線撮像および蛍光透視撮像等の技術を利用するシステムを含む、心臓の３次元モデルを生成する多くの従来のシステムがある。かかるデータの出力は、複数のｘ−ｙ−ｚ座標、球座標及び／又は３次元画像を提供する他のフォーマットであってもよい。かかる撮像技術は、診断とともに、患者の治療及び／又は手術を準備する際に有用であることが多い。時に、撮像プロセスは治療及び／又は手術に数時間、場合によっては数日間先立って行われる。

当然ながら、３次元モデルは、たとえばセグメント化されたＣＴまたはＭＲＩスキャン画像を含むセグメント化手法を利用してもよい。セグメント化モデルは、３次元画像の下位領域がより広い３次元画像からデジタル式に分離されていることを示し、たとえば、心臓の残りの部分から分離されている右心房の画像が挙げられる。たとえば、参照により開示内容がすべて本明細書に援用される、米国特許第６，７２８，５６２号明細書（「’５６２特許」）に開示されている方法および技法を含む、患者の一部の３次元モデルを作成する他の方法および技法もまた、本発明に従って利用することができる。

解剖学的構造の３次元モデルを作成するさらなる他の技法についてはさらに後述する。

ここで、図１に関連して、電気生理学的マップを展開するために利用可能な技法について説明する。図１は、心臓カテーテルをナビゲートして患者１１の心臓１０で発生している電気的活動を測定し、電気的活動及び／又は電気的活動に関連しまたはそれを表す情報を３次元マッピングすることによって、心臓電気生理学的調査を行う、位置特定システム８の概略図を示す。システム８を使用して、１つまたは複数の電極を使用して解剖学的構造モデルの作成を容易にすることができる。また、システム８を使用して、心臓表面に沿った複数の点において電気生理学的データを測定し、電気生理学的データが測定された各測定点に対し位置情報に関連して測定データを格納することも可能である。

患者１１を、簡単のために長円形として概略的に示す。Ｘ軸、Ｙ軸およびＺ軸に沿った患者１１の表面に、表面電極（たとえばパッチ電極）の３つのセットがあてがわれているように示す。Ｘ軸表面電極１２、１４は、患者の胸郭領域の両側面等、第１軸に沿って患者にあてがわれ（たとえば、患者の両腕の下の皮膚にあてがわれ）、左電極および右電極と呼ぶことができる。Ｙ軸電極１８、１９は、患者の内腿領域および首領域に沿うようなＸ軸にほぼ直交する第２軸に沿って患者にあてがわれ、左脚電極および首電極と呼ぶことができる。Ｚ軸電極１６、２２は、患者の胸郭領域の胸骨および脊柱に沿うような、Ｘ軸およびＹ軸にほぼ直交する第３軸に沿ってあてがわれ、胸部電極および背中電極と呼ぶことができる。心臓１０は、表面電極のこれら対の間に位置する。追加の表面基準電極（たとえば「腹部パッチ（ｂｅｌｌｙ ｐａｔｃｈ）」）２１が、システム８に対する基準電極及び／又は接地電極を提供する。腹部パッチ電極２１は、固定心臓内電極３１の代替物である。さらに、患者１１は、従来の心電図（ＥＣＧ）システムリードの大部分またはすべてを適所に有することも理解されるべきである。このＥＣＧ情報は、図１には図示しないがシステム８には利用可能である。

好ましい実施形態では、位置特定／マッピングシステムは、セント・ジュード・メディカル、エイトリアル・フィブリレーション・ディビジョン社（Ｓｔ．ＪｕｄｅＭｅｄｉｃａｌ，ＡｔｒｉａｌＦｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎＤｉｖｉｓｉｏｎ，Ｉｎｃ．）のエンサイト（ＥｎＳｉｔｅ）ＮａｖＸ^ＴＭナビゲーションおよび視覚化システムである。しかしながら、たとえばバイオセンス・ウェブスター社（Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．）のカルト（ＣＡＲＴＯ）ナビゲーションおよび位置特定システムならびにメドトロニック社（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ，Ｉｎｃ．）のロカリサ（ＬＯＣＡＬＩＳＡ）心臓内ナビゲーションシステムを含む、他の位置特定システムを本発明に関連して使用してもよい。以下の特許に記載されている位置特定およびマッピングシステム（それらはすべてその開示内容がすべて参照により本明細書に援用される）を本発明とともに使用することができる。すなわち、米国特許第６，９９０，３７０号明細書、同第６，９７８，１６８号明細書、同第６，９４７，７８５号明細書、同第６，９３９，３０９号明細書、同第６，７２８，５６２号明細書、同第６，６４０，１１９号明細書、同第５，９８３，１２６号明細書および同第５，６９７，３７７号明細書である。

また、少なくとも１つの電極１７（たとえば遠位電極）を有する代表的なカテーテル１３も示す。この代表的なカテーテル電極１７を、明細書を通して「ロービング（ｒｏｖｉｎｇ）電極」または「測定電極」と呼ぶ。通常、カテーテル１３にまたは複数のかかるカテーテルに複数の電極が使用される。一実施形態では、たとえば、システム８は、患者の心臓及び／又は脈管構造内に配置される最大１２個のカテーテルに最大６４個の電極を備えてもよい。当然ながら、本実施形態は単に例示的なものであり、いかなる数の電極およびカテーテルも本発明の範囲内で使用され得る。

また、第２カテーテル２９上の任意の固定基準電極３１（たとえば心臓１０の壁にあてがわれる）も示す。較正の目的で、この電極３１は、固定されていても（たとえば心臓の壁にまたはその近くにあてがわれる）またはロービング電極１７に対し空間的に固定された関係に配置されてもよい。固定基準電極３１を、上述した表面基準電極２１に加えてまたはその代りに使用してもよい。多くの場合、冠状静脈洞電極または心臓１０の他の固定電極を、電圧および変位を測定する基準として使用することができる。

各表面電極は多重スイッチ２４に結合されており、コンピュータ２０で実行しているソフトウェアによって電極の対が選択され、多重スイッチ２４は、電極を信号発生器２５に結合する。コンピュータ２０は、たとえば、従来の汎用コンピュータ、専用コンピュータ、分散コンピュータまたは他の任意のタイプのコンピュータを含んでもよい。コンピュータ２０は、単一中央処理装置、一般に並列処理環境と呼ばれる複数の処理装置等、１つまたは複数のプロセッサを含んでもよい。

一般に、生物導体においてカテーテルナビゲーションを具現化するために、一連の駆動され検知された電気双極子によって３つの名目上直交する電界が生成される。あるいは、これら直交する電界を分解することができ、表面電極の任意の対を双極子として駆動して有効な電極三角形分割を提供することができる。さらに、かかる非直交方法がシステムの柔軟性を向上させる。任意の所望の軸に対し、所定の駆動（ソース・シンク）構成のセットからもたらされる心臓内電極１７の前後で測定される電位が代数学的に結合されることにより、直交軸に沿って一意の電流を単に駆動することによって得られるものと同じ有効電位がもたらされる。

したがって、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２のうちの任意の２つを、接地基準、たとえば腹部パッチ２１に関する双極子ソースおよびドレインとして選択してもよく、一方で非励起電極が接地基準に関して電圧を測定する。心臓１０に配置される測定電極１７は、電流パルスからの電界に晒され、接地、たとえば腹部パッチ２１に対して測定される。実際には、心臓内のカテーテルは、複数の電極を含んでもよく、各電極電位を測定してもよい。上述したように、心臓の内面に少なくとも１つの電極を固定して固定基準電極３１を形成してもよく、それもまた接地に対して測定される。表面電極、内部電極および仮想電極の各々からのデータセットをすべて使用して、測定電極１７または心臓１０内の他の電極の位置を特定してもよい。

当業者は、測定電極１７を使用して電気生理学的データを測定することもでき、システム８を使用して、電気生理学的データが測定された測定点に対する位置情報に関連して電気生理学的データ（たとえば、一定期間にわたる電圧変動を含む電圧測定値が挙げられるが、これに限定されるものではない。）を格納することができる、ということを容易に理解するであろう。

たとえば、生電極電圧データのすべてがＡ／Ｄ変換器２６によって測定され、コンピュータ２０によってソフトウェアの指示の下で格納される。この電極励起プロセスは、表面電極の交番セットが選択されると迅速かつ逐次発生し、残りの非駆動電極を使用して電圧が測定される。この電圧測定値の集まりを、本明細書では「電極データセット」と称する。ソフトウェアは、表面電極の各対の各励起中に各電極で行われる個々の電圧測定各々にアクセスすることができる。

生電極データを使用して、ロービング電極１７等、心臓内部の電極、ならびに患者１１の心臓及び／又は脈管構造にまたはその周囲に位置する任意の数の他の電極の３次元空間（Ｘ、Ｙ、Ｚ）の「基礎」位置が確定される。図２は、心臓１０内に延在する、従来の電気生理学的カテーテル（「ＥＰ」カテーテルと呼ぶ場合もある）であってもよいカテーテル１３を示す。図２において、カテーテル１３は、心臓１０の左心室５０内に延在している。カテーテル１３は、図１に関して上述した遠位電極１７を含み、追加の電極５２、５４および５６を有する。これら電極の各々は患者内に（たとえば心臓の左心室に）位置するため、電極の各々に対して位置データを同時に収集してもよい。さらに、電極が、必ずしも心臓の表面に直接ではないが、表面に隣接して配置される場合、かつ信号源２５がオフである場合（すなわち、表面電極対のいずれも励起されていない場合）、電極１７、５２、５４および５６の少なくとも１つを使用して、心臓１０の表面の電気的活動（たとえば電圧）を測定することができる。

心臓内の電極の位置を特定するために使用されるデータは、表面電極対が電界を心臓に印加する間に測定される。複数の電極位置を、複数の電極（たとえば、最大１２のカテーテル間で分散される６２個の電極）を同時にまたは逐次（たとえば多重化される）サンプリングすることにより、及び／又は患者（たとえば心臓の腔）内で移動している１つまたは複数の電極（たとえばロービング電極１７）をサンプリングすることにより、収集してもよい。一実施形態では、個々の電極に対する位置データが同時にサンプリングされ、それにより、心拍の単一段または位相においてデータを収集することが可能になる。別の実施形態では、位置データを、１つまたは複数の心拍の位相と同期して、または心拍のいかなる特定の段にも無関係に収集してもよい。データが、心拍の位相にわたって収集される場合、心臓の壁に沿った位置に対応するデータは、時間とともに変化する。一変形では、外側位置または内側位置に対応するデータを使用して、最大容積および最小容積各々において心臓壁の位置を確定してもよい。たとえば、最も外側の点を選択することにより、心臓の形状をその最大容積で表す「シェル」を作成することができる。

電極データを使用して、参照により開示内容がすべて本明細書に援用される米国特許出願公開第２００４／０２５４４３７号明細書で述べられているような電極位置に対する生位置データを改善するために使用される呼吸補償値を作成してもよい。また、電極データを使用して、同様に参照により開示内容がすべて本明細書に援用される２００５年９月１５日に出願された同時係属米国特許出願第１１／２２７，５８０号明細書で述べられているように、患者の身体のインピーダンスの変化を補償してもよい。

要約すると、システム８はまず表面電極のセットを選択し、次に電流パルスを用いてそれらを駆動する。電流パルスが送達されている間、残りの表面電極および生体内電極うちの少なくとも１つで測定される電圧等の電気的活動が、測定され格納される。この時点で、呼吸及び／又はインピーダンスシフト等の影響の補償を、上述したように行ってもよい。上述したように、複数の電極位置（たとえば心内膜電極位置）に関連するさまざまな位置データ点が、システム８によって収集される。セットにおける各点は、空間に座標を有する。一実施形態では、システム８は、最大１２のカテーテルに同時にまたは互いに近接して配置されてもよい最大６４個の電極に対し位置データ点を収集する。しかしながら、より小さいかまたはより大きいデータセットを収集してもよく、それにより、各々心臓のより複雑でない低解像度の表現かまたはより複雑で高解像度の表現がもたらされ得る。

患者の一部、たとえば患者の心臓または周囲の脈管構造の一領域の３次元モデルを、たとえば同時かあるいは先立つ処置の間に位置データ点から作成してもよく、または先に生成された３次元モデル、たとえばセグメント化されたＣＴまたはＭＲＩスキャン画像を使用してもよい。セグメント化モデルは、３次元画像の下位領域がより広い３次元画像からデジタル式に分離されていることを示し、たとえば心臓の残りの部分から分離された右心房の画像が挙げられる。例示的なセグメント化アプリケーションには、アナライズ（ＡＮＡＬＹＺＥ）（ミネソタ州ミネアポリスのマヨ（Ｍａｙｏ（Ｍｉｎｎｅａｐｏｌｉｓ，ＭＮ）））、ベリスモ（Ｖｅｒｉｓｍｏ）（ミネソタ州セント・ポールのセント・ジュード・メディカル社（Ｓｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．（Ｓｔ．Ｐａｕｌ，ＭＮ）））およびＣａｒｄＥＰ（ウィスコンシン州ミルウォーキーのジェネラル・エレクトリック・メディカル・システムズ（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，ＷＩ）））が挙げられる。たとえば心臓の表面上の１つまたは複数の電極を掃引することによる単一処置中に、システム８によって収集される位置データ点から３次元モデルが作成される場合、データの最外位置点を使用して、患者の心臓の一領域の容積に対応する形状を確定することができる。

本発明により、患者の一部の３次元モデルを作成する他の方法および技法を利用してもよい。たとえば、Ｑｈｕｌｌアルゴリズム等の標準アルゴリズムを使用して、凸包を生成してもよい。Ｑｈｕｌｌアルゴリズムは、たとえば、バーバー（Ｂａｒｂｅｒ），Ｃ．Ｂ．、ドブキン（Ｄｏｂｋｉｎ），Ｄ．Ｐ．およびホーダンパー（Ｈｕｈｄａｎｐａａ），Ｈ．Ｔ．著、「凸包のためのＱｕｉｃｋｈｕｌｌアルゴリズム（Ｔｈｅ Ｑｕｉｃｋｈｕｌｌ ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｆｏｒ ｃｏｎｖｅｘ ｈｕｌｌｓ）」（数学的ソフトウェアに関するＡＣＭ会報（ＡＣＭ Ｔｒａｎｓ． ｏｎ Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃａｌ Ｓｏｆｔｗａｒｅ）、２２（４）：４６９〜４８３、１９９６年１２月）に述べられている。凸包形状を計算するために使用される他のアルゴリズムが知られており、それもまた、本発明を実装するのに使用されるために適当であり得る。そして、この表面をより一様の格子上で再サンプリングし、同じかまたは後の処置の間に医師に提示するために３次元モデルとして格納される、適度に平滑な面を与えるように補間してもよい。再サンプリングされた表面は、一般により多くの数のデータ点を有する可能性がある。再サンプリングされた表面を、ジオメトリに対しはるかに平滑な外観を与える平滑化アルゴリズムを使用して処理してもよい。かかる３次元モデルは、たとえば、点のセットから心臓領域の内部の推定された境界を提供する。

図３は、心腔の形状に対応するシェルを作成する別の例示的な方法を概略的に示す。ある期間にわたる心腔内の１つまたは複数の電極の位置データ点４０を識別する位置データにアクセスする。位置データを、心腔内の点の群（ｃｌｏｕｄ）として表してもよい。このため、最も遠い位置データ点４０は、最大容積に対応する弛緩すなわち心拡張状態にある心腔の内壁に対応する。シェルまたは表面は、この位置データから、位置データ点４０のグループの周囲に「ビン（ｂｉｎ）」４４のアレイを適合させることによって描画される。ビン４４は、位置データ点４０の群内の平均中心点４２を確定し、その後境界を中心点４２から外側に放射状に延在させることによって構成される。ビン４４は、ビン４４によって包囲されるスライス内の最も遠い位置データ点４０まで延在する。図３を２次元で概略的に提示するが、ビン４４は３次元ボリュームであることが留意されるべきである。このため、ビン４４の径方向端面４６は、心腔壁の表面を近似する。そして、一般的なグラフィックシェーディングアルゴリズムを採用して、ビン４４の径方向端面４６から作成されるシェルの表面を「平滑化」することができる。

点の群を使用して３次元マップを作成する別の例は、２００６年５月１７日に出願された米国仮特許出願第６０／８００，８５８号明細書の利益を主張する、２００６年１２月２９日に出願された米国特許出願第１１／６４７，２７５号明細書に述べられている。組織表面の３次元マップを作成するさらに別の技法については、２００６年１０月１２日に出願された米国仮特許出願第６０／８５１，０４２号明細書の利益を主張し、かつ、２００４年５月２８日に出願された米国仮特許出願第６０／５７５，４１１号明細書の利益を主張する２００５年５月２７日に出願された米国特許出願第１１／１３９，９０８号明細書の一部継続出願である、２００６年１２月２９日に出願された米国特許出願第１１／６４７，２９８号明細書に述べられている。

さまざまな電気生理学的データを測定し、図１に示すシステム８のディスプレイ２３を通して心臓医に提示してもよい。図４は、コンピュータ２０を介して表示してもよい例示的なコンピュータディスプレイを示す。ディスプレイ２３を使用して、たとえば、医師等のユーザにデータを示し、ユーザが、特定の用途に対してシステム８の構成を適応させるのを可能にするいくつかのオプションを提示してもよい。
ディスプレイ上の内容を容易に変更することができ、提示される特定のデータは単に例示的なものであり本発明を限定するものではない、ということが留意されるべきである。
画像パネル６０は、同時に脱分極波形を受け取った領域を識別する心腔６２の３次元モデル、すなわち擬似カラーまたはグレースケールでモデルにマッピングされた「等時線（ｉｓｏｃｈｒｏｎ）」を示す。
等時線は、一変形では、それらが取得された電気的活動図に対応する３次元座標（たとえばＸ、Ｙ、Ｚ）にマッピングされる。等時線はまた、キーとしてガイドバー６４にも示されており、３次元モデルにマッピングされる特定の色またはグレースケールに関連する情報を識別する。
この画像では、カテーテルの各々における複数の電極の位置もまた、３次元モデルにマッピングされている。
心臓表面モデルにマッピングされ得る他のデータには、たとえば、測定された電圧の大きさ、および心拍事象に関連する信号のタイミング関係がある。
さらに、心臓壁の特定の位置で測定されるピーク・ツー・ピーク電圧を、導電性が漸減する箇所を示すようにマッピングしてもよく、それは、心臓の梗塞領域を反映することができる。

図４に示す変形では、たとえば、ガイドバー６４にはミリ秒刻みで目盛りが振られており、ガイドバー６４が、３次元モデルにマッピングされる特定の時間関係への各色またはグレースケールの割当を示す。３次元モデル画像６２の色またはグレースケールとガイドバー６４との間の関係もまた、パネル６６に示す情報に関連してユーザが確定することができる。図５は、図４に示すパネル６６の拡大を示す。パネル６６は、この変形では、図４に示す３次元モデル６２にマッピングされる等時線を生成するために使用されるタイミング情報を示す。概して、基準点は、「ゼロ」時刻として選択される。図５では、たとえば、基準電極に現れている電圧の変曲点７０が、等時線を作成するための一次タイミング点として使用される。この電圧を、仮想基準から取得してもよくまたは物理的基準（たとえば、図１に示すロービング電極１７）から取得してもよい。この変形では、図５において、基準点に対応する電圧トレースは「ＲＥＦ」と表記されている。図５にはロービング電極信号が示されており、「ＲＯＶ」と表記されている。電圧信号ＲＯＶの変曲点７２は、ロービング電極３１に対応する。カラーガイドバー６５が、基準電圧信号ＲＥＦおよびロービング電圧信号ＲＯＶ各々の変曲点７０と変曲点７２との間にみられるタイミング関係に対する色調またはグレースケールトーンの割当を示す。

図５のパネル６６には、ロービング電極１７に対応する電圧信号ＲＯＶの振幅もまた示す。時間変化する信号ＲＯＶの振幅は、２つの調整可能な帯域７４および７６の間に位置し、それを使用して、信号ＲＯＶのピーク・ツー・ピーク電圧に対する選択基準を設定することができる。実際に、ピーク・ツー・ピーク電圧が低い心臓の領域は梗塞組織の結果であり、ピーク・ツー・ピーク電圧をグレースケールまたは擬似カラーに変換することができることにより、梗塞または虚血である領域を識別することが可能になる。さらに、時間変化する信号「Ｖ１」もまた示されており、それは、従来のＥＣＧ表面電極等、表面基準電極に対応する。信号Ｖ１が、たとえば、医師等のユーザを、患者の表面に検出される同じ事象に向けさせてもよい。

患者の心臓におけるかつ／またはその周囲のＥＰ活動に関連するさまざまな時間領域情報を、３次元モデルにマッピングしてもよい。たとえば、ロービング電極および基準電極で測定される活動電位の時間差、ロービング電極で測定される活動電位のピーク・ツー・ピーク電圧、及び／又はロービング電極で測定される活動電位のピーク負電圧を、３次元モデルにマッピングしてもよい。一実施形態では、最大６２のロービング電極からのＥＰ活動を収集し、３次元モデルにマッピングしてもよい。

３次元モデルに、コンプレックス細分化電気的活動図（ｃｏｍｐｌｅｘ ｆｒａｃｔｉｏｎａｔｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ）（ＣＦＥ）および周波数領域情報をマッピングしてもよい。ＣＦＥ情報は、たとえば、心房細動に対するアブレーション目標を識別し案内するのに有用であり得る。ＣＦＥ情報は、電気的活動図が、少なくとも２つの不連続な振れ、及び／又は長期の活性化コンプレックス（たとえば、１０秒間にわたる）の連続した振れによる電気的活動図の基線の摂動を含む、不規則な電気活性化（たとえば心房細動）を指す。非常に高速かつ連続した活性化を有する電気的活動図は、たとえば、不応期間が短くマイクロリエントリ（ｍｉｃｒｏ−ｒｅｅｎｔｒｙ）を有する心筋と一貫している。図６は、たとえば、一連の電気的活動図を示す。（図６は、クーンラウィー・ナデマニー（ＮＡＤＥＭＡＮＥＥ，Ｋｏｏｎｌａｗｅｅ）、医学博士（Ｍ．Ｄ．）、米国心臓病学会のフェロー（ＦＡＣＣ）他による記事、「心房細動のカテーテルアブレーションのための新しい手法：電気生理学的基質のマッピング（Ａ ｎｅｗ ａｐｐｒｏａｃｈ ｆｏｒ ｃａｔｈｅｔｅｒ ａｂｌａｔｉｏｎ ｏｆ ａｔｒｉａｌ ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ： Ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃ ｓｕｂｓｔｒａｔｅ）」（米国心臓病学会誌（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ）、（２００４）第４３巻、第１１号、２０４４〜５３）に関連する。）最初の２つの電気的活動図、すなわちＲＡＡ−ｐｒｏｘおよびＲＡＡ−ｄｉｓｔは、患者の右心房における近位ロービング電極および遠位ロービング電極各々から等、患者の右心房からの典型的な電気的活動図を含む。第３電気的活動図、すなわちＬＡ−ｒｏｏｆは、患者の左心房の頂部から等、ＣＦＥ電気的活動図を含む。この第３電気的活動図、ＬＡ−ｒｏｏｆでは、電気的活動図に示す数字によって指定されるサイクル長は、最初の２つの電気的活動図、ＲＡＡ−ｐｒｏｘおよびＲＡＡ−ｄｉｓｔに示す数字によって指定されるサイクル長より実質的に短い。図７に示す別の例では、第１電気的活動図、ＲＡ−Ｓｐｅｔｕｍは、第２電気的活動図ＲＡと比較した矢印によって示す高速かつ連続した活性化を含む。高速かつ連続した活性化は、たとえば、不応期間が短くマイクロリエントリを含む心筋組織、たとえば心房細動「巣（ｎｅｓｔ）」と一貫している可能性がある。

ＣＦＥ情報の存在を、電極によって収集されるＥＰ情報（たとえば電気的活動図）から、電気的活動図セグメント内の振れの数を監視し、電気的活動図セグメント内の振れ間の平均時間を計算し、電気的活動図のサイクル長内の振れ間の時間の変動を監視し、電気的活動図の勾配、導関数および振幅を計算することにより、検出することができる。たとえば、不連続な活性化は、指定された期間にわたって測定された関連するピーク・ツー・ピーク値を有する。このピーク・ツー・ピーク値を使用して、不連続な活性化を定量化してもよい。図５に示すように、不連続な活性化の時刻を、ユーザディスプレイの電気的活動図にマークすることができる。時刻及び／又は電気的活動図の細分化の他の定量化を使用して、ＣＦＥ情報の存在及び／又は不在を確定してもよい。所定期間内の不連続な活性化の間の平均間隔を、たとえば、所定の電気的活動図の細分化の程度を定量化するための指標として使用してもよい。この例では、所定の期間内に不連続な活性化が１つしかない場合、電気的活動図に１の値を割り当ててもよく、所定の期間内に不連続な活性化が２つ以上存在する場合、それより低いか高い値を割り当ててもよい。別の定量化は、たとえば、電気的活動図の不連続な活性化の間の時間の変動を定量化することを含んでもよい。時間領域のこれらまたは他の定量化は、電気的活動図の形態学と相関し、そのため、電気的活動図がサンプリングされた領域の基礎となる生理学に基づく。

心房細動を診断しアブレーションカテーテルを案内する際、心房細動を開始し維持する生理学的機構に対応する電気的活動図を、電気的活動図の細分化を定量化することによって識別することができる。そして、これら定量化を使用して、心房細動を除去するために焼灼されるべき領域を識別することができる。心腔の虚血箇所内の拡張中期電位もまた、心臓の領域で収集される電気的活動図の細分化を定量化することによって識別され得る。健康な組織は非細分化電気的活動図（すなわち、単一の不連続な活性化）に対応し、不健康な組織（たとえば、虚血組織）は細分化電気的活動図（すなわち、複数の不連続な活性化及び／又は基線の摂動）に対応する。そして、時刻または電気的活動図のＣＦＥ情報の他の定量化を、上述したように３次元モデルにマッピングしてもよい。

収集されたＥＰ情報から分析されかつマッピングされる時間領域情報に加えて、及び／又はその代りに、３次元モデルに周波数領域情報をマッピングしてもよい。一実施形態では、たとえば、収集された信号を周波数領域に変換するために、高速フーリエ変換（ＦＦＴ）または時間変化する信号を周波数領域情報に変換する他の方法を使用してもよい。周波数領域は、時間変化する電気的活動図信号の周波数成分のエネルギーまたは出力を表すスペクトルを示す。ＦＦＴおよび他の変換は本技術分野において既知であり、本明細書ではこれ以上詳細には説明しない。

図８は、合わせて心臓の壁を形成する緻密（ｃｏｍｐａｃｔ）心筋と線維性（ｆｉｂｒｉｌｌａｒ）心筋との横に並べた比較を示す。緻密心筋組織は、心臓の脱分極中に電気的活動を、電気的活動をいかなる方向においても等しい速度で伝達することにより均質な方法で行う、緊密に連結された細胞群を含む。しかしながら、線維性心筋組織は、通常、神経組織、維管束組織および心房組織間の遷移部等、ゆるく連結された細胞を含む。線維性心筋組織は、かかる損傷した組織間の不十分な連結をもたらす細胞の伸張及び／又は変質によって形成される可能性もある。段Ａでは、第１列は、心臓壁の脱分極中の緻密心筋組織の均質なまたは一様な活性化を示す。しかしながら、第２列では、脱分極中の線維性心筋組織の不規則な活性化が示されており、そこでは、波が、線維性心筋組織の異なるストランドまたは部分を通して異なる速度で移動し、それにより、心筋の異なる部分に非同期の収縮がもたらされている。

段Ｂでは、心拍の脱分極段階中の緻密心筋組織および線維性心筋組織に対する時間領域電気的活動図信号を示す。図８に示すように、時間領域電気的活動図信号は、通常、緻密心筋組織に関し二相または三相形状（列１に示す）を含み、線維性心筋組織に関し、より多相形状（列２に示す）を含む。最後に、列Ｃに、緻密心筋組織および線維性心筋組織に対する段Ｂの電気的活動図信号の周波数領域を示す。周波数領域は、段Ｂ列１に示す緻密心筋組織及び段Ｂ列２に示す線維性心筋組織における時間変化する電気的活動図のある期間に対してＦＦＴを実行することによって得られる。
図８の段Ｃに示すように、緻密心筋組織に対する周波数スペクトルは、通常、基本周波数の周囲に位置する単一ピークにおいてより高い振幅を含み、線維性心筋組織に対する周波数スペクトルは、通常、複数の高調波周波数によってもたらされる周波数の右シフトにより、その基本周波数においてより低い振幅を含む。

図８に示すように、線維性心筋組織は、心臓の脱分極中の電気的活動の不規則な波面をもたらす可能性がある。線維性心筋組織の緻密心筋組織に対する割合が大きくなるほど、心房細動の傾向が高くなる。かかる箇所では、「心房細動巣」（または「ＡＦＩＢ巣」）を、潜在的な（ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）心房細動源として識別してもよい。このため、周波数領域情報を使用することにより、医師は、心房細動をもたらす可能性のある潜在的な問題箇所をさらに識別することができる可能性がある。

電気的活動図信号の周波数スペクトルからさまざまな数値指標を得ることができる。そして、これら指標のいずれかを患者の信号の３次元モデルにマッピングすることにより、医師等のユーザが、特定の特徴に対応する心臓の壁上の位置を識別することができる。本発明の１つの例示的な変形では、電気的活動図信号の主周波数を、ＦＦＴを介して得られた周波数スペクトルで識別することができる。図９Ａに示すように、たとえば、典型的な通常の緻密心筋組織は、スペクトルに単一ピークを有する可能性があり、線維性心筋組織は、緻密心筋組織より多くのスペクトルピークを有する。スペクトルピークの数を、上述したように３次元モデルで心臓の壁の周囲の複数の点に対して確定することができる。（図７〜図９ａは、ホセ・パチョン、Ｃ．（ＰＡＣＨＯＮ，Ｊｏｓｅ，Ｃ．）他による論文、「カテーテルＲＦアブレーションを案内するためのスペクトル分析に基づく心房細動に対する新しい処置（Ａ ｎｅｗ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｆｏｒ ａｔｒｉａｌ ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ ｂａｓｅｄ ｏｎ ｓｐｅｃｔｒａｌ ａｎａｌｙｓｉｓ ｔｏ ｇｕｉｄｅ ｔｈｅ ｃａｔｈｅｔｅｒ）（ユーロペース（Ｅｕｒｏｐａｃｅ）、（２００４）６、５９０〜６０１、欧州心臓病学会（Ｔｈｅ Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ））に関連する。）

本発明の別の変形では、主周波数の最大ピーク振幅を、電気的活動図信号の周波数スペクトルから確定してもよく、心臓の３次元モデルにマッピングしてもよい。図９Ａでは、たとえば、緻密心筋組織の主周波数における最大ピーク振幅は、約１７５ｄＢｍＶでより高いことが分かり、線維性心筋組織の主周波数における最大ピーク振幅は、約８０ｄＢｍＶでより低い。これらの値もまた、心臓の３次元モデルにマッピングしてもよい。

さらに別の変形では、周波数領域の一帯域におけるエネルギーの周波数領域の第２帯域におけるエネルギーに対する割合を確定し、心臓の３次元モデルにマッピングしてもよい。たとえば、図９Ｂは、６０Ｈｚ〜２４０Ｈｚの通過帯域におけるエネルギーの６０Ｈｚを下回るエネルギーに対する割合が、線維性心筋組織からの電気的活動図のスペクトルの方が、緻密心筋組織からの電気的活動図のスペクトルより高いことを示す。

時間領域情報および周波数領域情報の例を、患者の心臓の３次元マップに変換することができるものとして本明細書では説明したが、当業者は、他の時間領域情報および周波数領域情報もまた確定し３次元モデルにマッピングしてもよい、ということを理解するであろう。たとえば、以下の情報を、時間領域または周波数領域から確定し、３次元モデルにマッピングしてもよい。すなわち、対象低周波数帯域または高周波数通過帯域（たとえばＨｚ）、通過帯域において最大エネルギーを有する周波数（たとえばＨｚ）、通過帯域内のピークの数（たとえばカウント）、各ピークにおけるエネルギー、出力及び／又は面積（たとえばｄＢ）、各ピークのエネルギー及び／又は面積の別の通過帯域におけるものに対する割合、ならびにスペクトルにおける各ピークの幅（たとえばＨｚ）である。

図１０は、時間領域及び／又は周波数領域における時間変化する電気的活動図からの情報を確定し、その情報を３次元モデル（たとえば心臓）にマッピングする方法の一例を示す。操作１００において、複数の電極（たとえば、接触または非接触、単極または双極マッピング電極）を使用して、時間変化する電気的活動図信号をサンプリングする。電気的活動図信号を、たとえば、心臓の壁及び／又は周囲の脈管構造に沿った複数の部位に対してサンプリングしてもよい。

そして、操作１０２において、時間変化する電気的活動図の期間にわたってＦＦＴを実行することにより、その電気的活動図に対する周波数領域情報を確定する。操作１０４において、時間領域及び／又は周波数領域情報のリアルタイムディスプレイを表示してもよい。そして、操作１０６において、１つまたは複数のパラメータを確定する。例示的なパラメータは上述しており、たとえば、ロービング電極と基準電極との間の時間差、ロービング電極のピーク・ツー・ピーク電圧、ロービング電極のピーク負電圧、ＣＦＥ情報、電気的活動図信号の主周波数、主周波数における最大ピーク振幅、周波数領域の１つの帯域のエネルギーの周波数領域の第２帯域におけるエネルギーに対する割合、対象低周波数通過帯域または高周波数通過帯域、通過帯域に最大エネルギーを有する周波数、通過帯域内のピークの数、各ピークにおけるエネルギー、出力及び／又は面積、各ピークのエネルギー及び／又は面積の別の通過帯域におけるものに対する割合、ならびにスペクトルにおける各ピークの幅である。操作１０８において、色、色調及び／又はグレースケールを、識別されるパラメータの値に割り当て、操作１１０において、電極によってサンプリングされた電気的活動図に対するパラメータに対応する色、色調及び／又はグレースケールを、３次元モデル（たとえば心臓の）に連続してかつリアルタイムに更新する。

対象となる１つの特定の箇所は、自律神経細胞からなる心臓の箇所のマッピングである。ＥＣＧ情報をマッピングして、心臓を通して電気伝播の中心（ｆｏｃｉ）を識別してもよい。電気信号の開始点は、概して、自立神経細胞束かまたは神経節網（ｇａｎｇｌｉａ ｐｌｅｘｉ）である。不整脈が自律神経細胞の異常によってもたらされる限り、この異常を検出することができることにより、治療の効力を大幅に向上させることができ、治療の範囲を最小化することができる。周波数領域におけるコンプレックス細分化電気的活動図をマッピングすることに対する特定の利益は、不整脈のかかる箇所を迅速に識別し位置を特定することができる、ということである。たとえば、特定の自律神経束が細動源であると確定される場合、線維性組織の複数の箇所を処置する代りに初期神経入力のこの箇所を対象にすることにより、状態を処置するために必要な損傷の数を大幅に低減することができる。

上述したように、電気生理学的データは、処置を必要とする可能性のある組織の位置を特定するために非常に有用であり得る。しかしながら、心臓の３次元モデルに電気生理学的データをマッピングすることには難題がある。ここで、本発明による投影プロセスについて説明する。

上述したように、少なくとも１つのＥＰカテーテルの電極は心臓の表面にわたって動かされ、移動中に、心臓の表面の心臓または他のＥＰ信号の電気的活性化を検出する。各測定中に、カテーテル電極のリアルタイムの位置が、ＥＰ電圧または信号の値とともに記録される。位置点および関連する測定値の集まりを、本明細書では「ＥＰデータセット」と呼ぶ。そして、このデータは、サンプリングされたＥＰデータが取得された時の電極の位置に対応する３次元モデルの表面に投影される。位置特定表面電極が励起されている間にこのモデルが作成されていないため、投影プロセスを使用して、ジオメトリによって表される最も近い心臓表面に電気情報を配置してもよい。１つの例示的な実施形態では、たとえば、３次元モデルの表面の各点が、ＥＰデータセットの単一の最も近い位置の値に従って色が付けられるかまたはグレーの色調にされる。この新たな点が、医師に提示される画像におけるＥＰデータを提示するための「位置」として使用される。

別の実施形態では、ＥＰデータは、新たなかつ改善された技法を使用して３次元モデルにマッピングされる。ＥＰデータが、３次元モデルを生成するために使用される物理的位置の同じセットでない可能性のある点で測定されるため、ＥＰデータを３次元モデルの表面上に投影させなければならない。この好ましい実施形態では、ＥＰデータは、表示の目的で３次元モデルに投影される。ＥＰデータ値（ピーク電圧、活性化時間、最大周波数または他の量）もまた、３次元ジオメトリの点上に補間されなければならない。ＥＰデータが３次元モデルに投影されると、ＥＰデータを色に変換し、標準コンピュータグラフィックス技法に従ってレンダリングしてもよい。３次元モデルをＥＰデータ構造に関連付ける方法を確定しなければならない。多くの表面補間問題に対し、データ点を、ｘ−ｙ平面（２Ｄ）を充填する三角形に連結する、優れた三角形分割を生成することが望ましい。そして、データ値を、その三角形の３つの端点の平滑に重み付けされた平均を使用して、平面の任意の点において近似させることができる。この三角形ベースの補間は、重心補間として知られているが、他の既知の補間の方法を使用することができる、ということも企図されている。通常の２Ｄ空間では、ドロネー（Ｄｅｌａｕｎａｙ）三角形分割と呼ばれる特定の三角形分割が一般に使用され、最適な結果を与えることが知られている。ドロネー三角形分割は、ボロノイ（Ｖｏｒｏｎｏｉ）図、すなわち各データ点を包囲しそのデータ点に他のいかなる点より近い領域のセットに、密に関連している。特に、ボロノイ領域が互いに隣接するデータ点の各対は、ドロネー三角形分割の辺によって連結されている。しかしながら、本発明に関連して説明するように心臓の３次元モデル等の任意のかつ複雑な表面上でドロネー三角形分割を計算する既知のアルゴリズムはないと考えられる。この好ましい実施形態の方法は、以下のようにドロネー三角形分割に対する優れた近似を計算する。各ＥＰデータ点は、３次元モデルのその最も近い点に投影され、それら投影された点は、ボロノイ近傍を確定するために探索される。３次元モデルにおいて頂点が選択され、ＥＰデータマップに対し、３次元モデルの頂点に最も近い２つのＥＰデータ点が探索される。一般に、選択された頂点に最も隣接しているＥＰデータ点が最初に探索され、その後、概して、２つの最も近いＥＰデータ点が見つけられるまで、近傍の近傍が探索される。高い可能性で、それらデータ点は、互いに隣接するボロノイ領域を有し、そのため、２つの点はドロネー辺で連結されている。３次元モデルの他の頂点の各々に対してプロセスが繰り返される。そして、各辺が正確に２つの三角形の一部であるべきであることを理解して、このドロネー辺のセットから複数の三角形が形成される。結果としての三角形分割が任意の「穴」、すなわちいかなる三角形も含まない４つ以上の辺のサイクルを有する場合、それら穴を、サイクルの２つのデータ点を連結する最短の新たな辺を繰返し追加することによって充填してもよい。これは、２つの最も近いデータ点のアルゴリズムはすべてのドロネー辺を発見しないために必要であるが、それが発見するほぼすべての辺がドロネー辺になる。
ＥＰデータ点がこの三角形分割に収集されると、測定データを３次元モデルの各頂点上に補間してもよい。大部分の頂点は、ドロネー三角形のうちの１つに対する内側になり、三角形の３つのデータ点の各々において測定されるＥＰデータを使用して補間される。
いくつかの頂点は、三角形頂点に十分近い可能性があり（たとえば、三角形辺上かまたはそれに非常に近接して位置する）、それにより、割り当てられる値は、２つの端点の各々の測定値から双線形補間される。好ましくは、閾値を、双線形補間が適用される前に頂点が辺にどれくらい近くなければならないかを指示するように設定してもよい。
少数の頂点は、いずれかの辺または三角形よりデータ点に近くてもよく、その場合、頂点には、近いデータ点と同じＥＰデータが割り当てられる。好ましくは、閾値を、測定点の値が割り当てられる前に頂点が測定点にどれくらい近くなければならないかを指示するように設定してもよい。ＥＰデータ値が３次元モデルの複数の点に割り当てられると、頑強なカラーマップを生成することができ、平滑化アルゴリズムを使用してカラーマップを平滑化することにより、臨床的に適度なカラーレンダリングが提供されることが好ましく、それは、３次元モデルの点がそれらの色を、隣接する測定点で取得された測定値からのみ得るものである。

ここで、先の段落で説明した実施形態について、図１１〜図１４の文脈で説明する。図１１は、心臓の一部の３次元モデルであり、そこでは、位置点９１が、三角形分割を使用して連結されている。この表面を、より一様な格子にわたって再サンプリングしてもよく、さらに、同じかまたは後の処置の間に医師に提示するために３次元モデルとして格納された、適度に平滑な表面を与えるように補間してもよい。再サンプリングされた表面は、概して、より多くのデータ点を有する。再サンプリングされた表面を、ジオメトリにより平滑な外観を与える平滑化アルゴリズムを使用して処理してもよい。かかる３次元モデルは、たとえば、点のセットから心臓領域の内部の推定された境界を提供する。ＥＰデータセット内のデータ測定点を表すマーカ９２を、図１１の３次元モデルの上に重ね合わせている。先に説明したように、ＥＰデータセットに対するデータ測定点（マーカ９２によって表す）の位置は、概して、位置点９１と同じ位置にはない。このため、マーカ９２は、三角形内に完全に位置する場合もあり、一方、三角形の辺にまたはその近くに現れる場合もある。

図１２は、各々が対応する電圧レベルを有する、一連の測定点９３を含むＥＰデータセットを示す。電圧レベルはマーカ９２によって表されており、その色は電圧レベルを示すように変化している。

図１２に示すＥＰデータセットは図１１のものと全体のジオメトリが同じであることを理解すると、ＥＰデータセットの測定点９３は、同じ心臓の同じ領域を使用して生成されているが、３次元モデルの位置点９１に対応しないことが視覚化され得る。それは、１対１の位置対応関係がないということであり、それにより、測定されたＥＰデータを３次元モデルに投影する必要が生じる。投影プロセスを支援するために、位置点９１は、図１１の３次元モデルを構成する複数の位置点９１から選択される。次に、選択された位置点９１の位置は、いずれが選択された位置点９１に最も近い２つの測定点９３であるかを確定するために、複数の測定点９３の少なくともサブセットの位置と比較される。最も近い測定点の対が、ドロネー辺９４（図１２において緑色線によって示す）を形成するものと考えられ、最も近い測定点９３の識別された対がボロノイ近傍である可能性が非常に高い。最も近い測定点を、たとえばキルサノフ・ホッペ（Ｋｉｒｓａｎｏｖ−Ｈｏｐｐｅ）または高速前進（Ｆａｓｔ Ｍａｒｃｈｉｎｇ）測地線アルゴリズムを含む、距離を評価するように設計された任意の数のアルゴリズムを使用して識別してもよい。選択された位置点に対する近接度（ｐｒｏｘｉｔｙ）に基づく測定点の対の識別を、さらなるドロネー辺を識別するために繰り返してもよい。位置点に対して最も近い測定点の対を評価するプロセスにおいて、複数の三角形が形成される可能性が高い。このアルゴリズムの後に、三角形の一部でない位置点が残っている場合、他の測定点まで線を引くことによって三角形関係を形成してもよく、最短距離線を使用して連結され得る測定点に優先権が与えられる（優先権は、長さがより短い三角形辺の作成に与えられる）。

選択された位置点９１とそれらの最も近い測定点９３の各々の対との間の近接度を種々の方法で追跡してもよいが、関係を図１２および図１３の両方にグラフィカルに示す。図１２では、大部分のドロネー辺の中間点９５が、中間点９５に接触する、少なくとも１つの、通常はいくつかの線（それらは暗い赤色リンクで現れている）を有する。これら線は、３次元モデルにおけるさまざまな位置点への連結を表す。特定の位置点に対し線が存在することは、その特定の位置点に対し、最も近い測定点の対が、識別されたドロネー辺を形成する対であることが確定されたことを意味する。同じ赤色線を図１２および図１３に示すが、図１２は、それらをドロネー辺とともに示し、図１３は３次元モデルとともに示す。図１３は、図１１の３次元モデルを含み、そこでは、３次元モデルの選択された位置点と選択された位置点に最も近いドロネー辺との間の関係を識別するために、距離線が重ね合わされている。これらの関係は、ＥＰマップの測定データが３次元モデルの位置点に投影される場合に使用される。これら赤色線は、単に、いずれのドロネー辺が三角形分割に使用されるかを確定するものであり、３次元モデルのさまざまな位置点がいずれのドロネー辺から補間されるかを示すためには使用されない。

次に、ＥＰデータ値の実際の投影について説明する。３次元モデルの各位置点は、ＥＰデータセットをモデル化するために使用された三角形に対して評価される。概念的には、３次元モデルがＥＰデータセットの三角形分割されたモデル上に重ね合わされる場合、位置点と三角形との間の関係ははるかに容易に視覚化される。大部分の位置点９１は、ＥＰデータセットの三角形分割されたモデルの三角形のうちの１つの内部にあり、かかる位置点９１に割り当てられるＥＰデータ値を、三角形の３つの頂点（測定位置９３）の測定値に基づく重心補間を使用して補間してもよい。重心補間は本技術分野において既知であり、好ましい方法である。しかしながら、補間の他の既知の方法を同様に使用することができる、ということも企図されている。いくつかの位置点９１は三角形辺に非常に近い可能性があり（たとえば、三角形辺にまたはその非常に近くに位置する）、それにより割り当てられる値は、辺の２つの端点の各々の測定されたＥＰデータ値から双線形補間される。少数の位置点９１が任意の辺または三角形より測定点に近い可能性があり、その場合、位置点９１には、最も近い測定点において測定されたものと同じＥＰデータ値が割り当てられる。ＥＰデータ値が３次元モデルの複数の点（および好ましくは、３次元モデルの位置点のすべて）に割り当てられると、３次元モデル（およびその対応する、割り当てられたＥＰデータ値）を、その割り当てられたＥＰデータレベル（たとえば、ピーク電圧、活性化時間、最大周波数または他の量）に基づいて、３次元モデルに色を付けることができるカラーリングプログラムを適用してもよい。図１４は、カラーリングプログラムからの出力を表し、そこでは、カラーリングは、図１２のＥＰデータマップを図１１の３次元モデル上に投影させることによって割り当てられた種々の電圧レベルを表す。

さらに別の実施形態では、ＥＰデータは、３次元モデルを細分することを含む技法を使用して３次元モデルにマッピングされる。特に、３次元モデルは、すべてのＥＰデータ点を細分された３次元モデルの頂点にするように三角形分割を使用して細分される。そして、細分された３次元モデルを、人が出力頂点セットを指定することができるようにする（それは、正確にＥＰデータ点のセットであるように指定される）メッシュ・コースニング（ｍｅｓｈ−ｃｏａｒｓｅｎｉｎｇ）またはデシメーション（ｄｅｃｉｍａｔｉｏｎ）アルゴリズムを使用して処理してもよい。そして、デシメーションプログラムは、３次元モデル上の点に対して適当な接続を決定してもよい。本実施形態では、ＥＰデータの各頂点が、キルサノフ・ホッペまたは高速前進測地線アルゴリズムを使用して細分された３次元モデルの最も近い頂点または辺上に投影されることが好ましい。そして、デシメーションプログラムの出力をカラーリングプログラムに提出してもよく、カラーリングプログラムは、３次元モデルに対しその電圧レベルに基づいて色を付けることができる。また、所定距離閾値より長いドロネー辺が許可されないことも企図されている。

本発明の複数の実施形態について、ある程度詳細に説明したが、当業者は、本発明の精神または範囲から逸脱することなく、開示した実施形態に対し多くの変更を行うことができる。たとえば、上記説明では、データが３次元モデルにマッピングされることについて述べているが、限定されないが２次元または３次元の静的または時間変化する画像またはモデルを含む任意のマップに、データをマッピングしてもよい。方向についてのすべての言及（たとえば、上、下、上方、下方、左、右、左方、右方、頂部、底部、上部、下部、垂直、水平、右回りおよび左周り）は、単に読者が本発明を理解するのを助ける識別目的のためにのみ使用するものであり、特に本発明の位置、向きまたは使用に関して限定をもたらすものではない。接合についての言及（たとえば、取り付けられた、結合された、連結された等）は、広く解釈されるべきであり、要素の接続の間に中間部材を含んでもよく、要素間の相対移動を含んでもよい。このように、接合についての言及は、必ずしも、２つの要素が直接接続されかつ互いに固定関係にあることを意味するものではない。上記説明に含まれるかまたは添付図面に示したすべての事項は、限定ではなく単に例示するものであると解釈されるべきである。添付の特許請求の範囲で定義されるような本発明の精神から逸脱することなく、詳細または構造に対する変更を行ってもよい。

Claims (25)

1. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、
   Ａ）心臓の表面の複数の位置点に関する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、
   Ｂ）複数の測定点に関する位置情報と前記複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、
   Ｃ）前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択し、前記心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定するステップと、
   Ｄ）前記選択された位置点に最も近いと確定された前記２つの測定点間のドロネー辺を規定するステップと、
   Ｅ）前記３次元モデルの前記複数の位置点の各々に対しステップＣ）およびＤ）を繰り返すことにより、前記心臓電気生理学的マップ内の前記複数の測定点のうちの少なくともいくつかを連結する複数のドロネー辺を規定するステップと、
   Ｆ）前記ドロネー辺を連結して複数の三角形を形成するステップと、
   Ｇ）前記３次元モデルから前記複数の位置点のうちの１つを識別し、辺が前記識別された位置点を包囲する前記複数の三角形のうちの１つを識別し、前記識別された三角形の頂点において測定される前記電気生理学的測定値を使用する重心補間に基づいて、前記識別された位置点に対し電気生理学的レベルを割り当てるステップと、
   を含む、方法。
2. 電気生理学的レベルが複数の位置点に割り当てられており、さらに、
   前記３次元モデルの複数の位置点の個々の位置点の各々に対し、前記個々の位置点に割り当てられた前記電気生理学的レベルの相対的な大きさに基づき、色またはグレースケールを割り当てるステップと、
   前記３次元モデルの前記複数の位置点に割り当てられた前記色を使用して、前記３次元モデルを提示するステップと、
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 心臓電気生理学的マップを取得する前記ステップが、
   心臓の一部内に電極を挿入するステップと、
   前記心臓の表面に沿った複数の測定点に前記電極を配置するステップと、
   前記心臓の表面に沿った前記複数の測定点の各々に対する位置情報を受け取るステップと、
   前記複数の測定点の各々において電気生理学的測定値を受け取るステップと、
   前記電気生理学的測定値を、前記電気生理学的測定値が測定された各々の測定点に関連付けるステップと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
4. 心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得する前記ステップが、
   心臓の一部内に電極を挿入するステップと、
   前記心臓の表面に沿った複数の位置点に前記電極を配置するステップと、
   前記心臓の表面に沿った前記複数の位置点の各々に対する位置情報を受け取るステップと、
   前記心臓の前記表面に沿った前記複数の位置点の各々に対する位置情報を含む心臓の少なくとも一部の３次元モデルを生成するステップと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
5. 心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得する前記ステップが、
   心臓の一部内に電極を挿入するステップと、
   前記心臓の表面に沿った第１の複数の位置点に前記電極を配置するステップと、
   前記心臓の表面に沿った前記第１の複数の位置点の各々に対する位置情報を受け取るステップと、
   前記心臓の前記表面に沿った前記第１の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の予備的３次元ジオメトリを生成するステップと、
   前記予備的３次元ジオメトリを処理して、第２の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む３次元モデルを作成するステップであって、前記第２の複数の位置点が、前記第１の複数の位置点からの前記位置点のうちの少なくともいくつかを含む、ステップと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記予備的３次元ジオメトリを処理して３次元モデルを作成する前記ステップが、
   前記予備的３次元ジオメトリを処理して、第２の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む３次元モデルを作成するステップであって、前記３次元モデルが、前記予備的３次元ジオメトリより細かい解像度を有し、それにより前記第２の複数の位置点が前記第１の複数の位置点より数が多い、ステップ
   を含む、請求項５に記載の方法。
7. 前記予備的３次元ジオメトリを処理して３次元モデルを作成する前記ステップが、
   前記予備的３次元ジオメトリを、平滑化アルゴリズムを用いて処理して、第２の複数の位置点の各々に対する位置情報を含む３次元モデルを作成するステップ
   を含む、請求項５に記載の方法。
8. 心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得する前記ステップが、
   前記心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップであって、前記３次元モデルが、ＣＴスキャン、ＭＲＩ、レーダ撮像、Ｘ線撮像、蛍光透視撮像、赤外線撮像、超音波撮像およびこれらの組合せからなる群から選択される技術を使用して作成されている、ステップ
   を含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択し、前記心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定する前記ステップが、
   前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択するステップと、
   キルサノフ・ホッペ測地線アルゴリズムを使用して、前記心臓電気生理学的マップの、前記選択された位置点に距離が最も近い前記２つの測定点を確定するステップと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
10. 前記ドロネー辺を三角形に連結する前記ステップが、
    まだドロネー辺に連結されていない測定点を使用して追加の三角形を作成するステップ
    をさらに含む、請求項９に記載の方法。
11. 前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択し、前記心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定する前記ステップが、
    前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択するステップと、
    高速前進測地線アルゴリズムを使用して、前記心臓電気生理学的マップの、前記選択された位置点に距離が最も近い前記２つの測定点を確定するステップと、
    を含む、請求項１に記載の方法。
12. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、
    Ａ）心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、
    Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と前記複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、
    Ｃ）前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択し、前記心臓電気生理学的マップから前記選択された位置点に最も近い２つの測定点を確定するステップと、
    Ｄ）前記選択された位置点に最も近いと確定された前記２つの測定点間のドロネー辺を規定するステップと、
    Ｅ）前記複数の位置点の前記複数の位置点の各々に対しステップＣ）およびＤ）を繰り返すことにより、前記心臓電気生理学的マップ内の前記複数の測定点のうちの少なくともいくつかを連結する複数のドロネー辺を規定するステップと、
    Ｆ）前記ドロネー辺を連結して三角形にして、三角形分割されたモデルを作成し、前記三角形分割されたモデルの任意の間隙に新たな三角形を充填するステップと、
    Ｇ）前記最も近いドロネー辺の任意の点より測定点に近い少なくとも１つの位置点を識別し、電気生理学的レベルを前記少なくとも１つの位置点に割り当て、前記割り当てられる電気生理学的レベルが、前記測定点で測定された電気生理学的測定値と同じであるステップと、
    Ｈ）三角形の頂点において測定される前記電気生理学的測定値を使用する補間に基づき、前記三角形の内側に位置する少なくとも１つの位置点に対し電気生理学的レベルを割り当てるステップと、
    を含む、方法。
13. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングするシステムであって、
    心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを生成するモデリングプロセッサと、
    複数の測定点に対する位置情報と前記複数の測定点の各々で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを生成する電気生理学的測定装置であって、前記電気生理学的測定値が、それが測定された各々の測定点に関連する、電気生理学的測定装置と、
    前記３次元モデルの前記複数の位置点のサブセットを処理し、処理されている各位置点に対し、前記心臓電気生理学的マップの、処理されている位置点に距離が最も近い２つの測定点を確定する、ドロネー辺プロセッサであって、各々が、処理されている前記位置点の各々に最も近いと確定された測定点の対を含む、複数のドロネー辺を規定する、ドロネー辺プロセッサと、
    前記複数のドロネー辺に基づいて前記心臓電気生理学的マップ内に複数の三角形を規定する三角形分割プロセッサと、
    前記三角形の頂点の各々に関連する前記電気生理学的測定値を使用する重心補間に基づいて、前記複数の三角形のうちの１つ内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生物的レベルを割り当てる投影プロセッサと、
    を備える、システム。
14. 前記プロセッサがまた、ドロネー辺の端点で測定される前記電気生理学的測定値を使用する双線形補間に基づいて、前記ドロネー辺の近接閾値内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記プロセッサがまた、ドロネー辺の端点で測定される前記電気生理学的測定値を使用する双線形補間に基づいて、前記ドロネー辺の近接閾値内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる、請求項１３に記載のシステム。
16. 前記プロセッサがまた、近接閾値内の測定点で測定される前記電気生理学的測定値に基づいて、少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当て、割り当てられている前記電気生理学的レベルが前記測定点のものと同じである、請求項１３に記載のシステム。
17. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、
    Ａ）心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、
    Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と前記複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、
    Ｃ）前記３次元モデルの前記複数の位置点から１つの位置点を選択し、前記心臓電気生理学的マップから２つの最も近い測定点を確定するステップと、
    Ｄ）前記選択された位置点に最も近いと確定された前記２つの測定点の間の辺を規定するステップと、
    Ｅ）前記３次元モデルの前記複数の位置点の各々に対しステップＣ）およびＤ）を繰り返すことにより、前記心臓電気生理学的マップ内の前記複数の測定点のうちの少なくともいくつかを連結する複数の辺を規定するステップと、
    Ｆ）前記辺を連結して複数の多角形を形成するステップと、
    Ｇ）前記３次元モデルから前記複数の位置点を識別し、辺が前記識別された位置点を包囲する前記複数の多角形のうちの１つを識別し、前記識別された多角形の頂点の各々において測定される前記電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、前記識別された位置点に対し電気生理学的レベルを割り当てるステップと、
    を含む、方法。
18. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングするシステムであって、
    心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得する表面モデリングコントローラと、
    複数の測定点に対する位置情報と前記複数の測定点の各々で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを生成する電気生理学的測定装置であって、前記電気生理学的測定値が、それが測定された各々の測定点に関連する、電気生理学的測定装置と、
    前記３次元モデルの前記複数の位置点のサブセットを処理し、処理されている各位置点に対し、前記心臓電気生理学的マップの、処理されている位置点に距離が最も近い２つの測定点を確定する、辺プロセッサであって、各々が、処理されている前記位置点の各々に最も近いと確定された測定点の対を含む、複数の辺を規定する、辺プロセッサと、
    前記複数の辺に基づいて前記心臓電気生理学的マップ内に複数の多角形を規定するジオメトリプロセッサと、
    前記多角形の頂点の各々に関連する前記電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、前記複数の多角形のうちの１つ内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てるマッピングプロジェクタと、
    を備える、システム。
19. 前記プロセッサがまた、辺の端点で測定される前記電気生理学的測定値を使用する双線形補間に基づいて、前記辺の近くに位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる、請求項１８に記載のシステム。
20. 前記ジオメトリプロセッサが、複数の三角形を使用して前記心臓電気生理学的マップを規定し、前記マッピングプロジェクタが、前記三角形の頂点の各々に関連する前記電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、前記三角形のうちの１つ内に位置する少なくとも１つの位置点に電気生理学的レベルを割り当てる、請求項１８に記載のシステム。
21. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングするコンピュータ化方法であって、
    Ａ）解剖学的構造の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記解剖学的構造の少なくとも一部の３次元モデルを受け取るステップと、
    Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と前記複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む解剖学的構造のための電気生理学的マップを受け取るステップと、
    Ｃ）コンピュータを使用して、前記３次元モデルの前記複数の位置点の個々の位置点各々に対し、前記電気生理学的マップから、前記個々の位置点に最も近い２つの測定点を確定し、その後、前記確定された測定点の対を含む辺を規定するステップと、
    Ｄ）前記コンピュータを使用して、前記辺を連結して閉鎖多角形のメッシュの作成を形成するステップと、
    Ｅ）前記コンピュータを使用して、前記３次元モデルから、辺が前記識別された位置点を包囲する閉鎖多角形の表面に位置する位置点を識別するステップであって、前記コンピュータが、辺が前記位置点を包囲する前記多角形の頂点で測定される前記電気生理学的測定値を使用する補間に基づいて、前記識別された位置点に電気生理学的レベルを割り当てる、ステップと、
    Ｆ）複数の位置点に対する位置情報と前記複数の位置点の各々に割り当てられた電気生理学的レベルとを含む出力ファイルを出力するステップと、
    を含む、方法。
22. 電気生理学的情報を３次元モデルにマッピングする方法であって、
    Ａ）心臓の表面の複数の位置点に対する位置情報を含む前記心臓の少なくとも一部の３次元モデルを取得するステップと、
    Ｂ）複数の測定点に対する位置情報と前記複数の測定点で取得される電気生理学的測定値とを含む心臓電気生理学的マップを取得するステップと、
    Ｃ）前記複数の測定点の各々が頂点である複数の三角形を含む細分された３次元モデルを作成するように、三角形分割を使用して前記３次元モデルを処理するステップと、
    Ｄ）デシメーションアルゴリズムを使用して前記細分された３次元モデルを処理して、第２の複数の三角形を含む変更３次元モデルを生成するステップであって、前記複数の測定点が三角形の頂点である、ステップと、
    を含む、方法。
23. 前記三角形分割処理ステップが、所定距離閾値より長い三角形辺の作成を許可しないようにプログラムされる、請求項２２に記載の方法。
24. キルサノフ・ホッペまたは高速前進測地線アルゴリズムを使用して前記細分された３次元モデルの頂点または辺に、測定点に対する前記電気生理学的測定値を投影するステップ
    をさらに含む、請求項２３に記載の方法。
25. 割り当てられた前記電気生理学的レベルの相対的な大きさに基づいて、前記変更３次元モデルの各頂点に色またはグレースケールを割り当てるステップと、
    前記変更３次元モデルの前記複数の頂点に割り当てられた前記色を使用して、前記変更３次元モデルを提示するステップと、
    をさらに含む、請求項２４に記載の方法。

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