JP2017521200A - 心臓組織のマッピングのための医療装置 - Google Patents

Abstract

医療装置と、医療装置の製造方法および使用方法とが開示されている。生物学的源信号に存在する生物学的基準信号のアーティファクトを除去する方法は、一つ以上の電極で生物学的基準信号を検出する工程と、生物学的源信号を検出する工程とを含むことができ、生物学的源信号は生物学的基準信号のアーティファクトを含む。該方法は、生物学的基準信号に基づいて生物学的基準信号のアーティファクトを決定する工程と、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号のアーティファクトを差し引く工程とをさらに含むことができる。

Description

本願は医療装置およびシステムに関する。より具体的には、本願は心臓組織に対してマッピングおよびアブレーションの少なくとも一方を行うための医療装置および方法に関する。

医療用途、例えば血管内における用途のため、多種多様な体内用医療装置が開発されてきた。このような装置のいくつかには、ガイドワイヤ、カテーテル等が含まれる。このような装置は異なる様々な製造方法のうちの任意の一つによって製造され、様々な方法のうちの任意の一つに従って使用することができる。

既知の医療装置および方法にはそれぞれ、特定の長所および短所がある。このため、代替の医療装置、ならびに代替の医療装置の製造方法および使用方法が依然として必要とされている。

本願は心臓組織に対してマッピングおよびアブレーションの少なくとも一方を行うための医療装置、システムおよび方法について記載している。第一の実施例では、心臓のチャンバをマッピングするためのカテーテルシステムにおいて、該システムは生物学的基準信号を検出するように構成された複数の第一電極と、生物学的源信号を検出するように構成された複数の第二電極とを含み、生物学的源信号は生物学的基準信号のアーティファクトを含む。該システムは複数の第二電極に接続されたプロセッサを含み、プロセッサは生物学的基準信号に基づいて生物学的基準信号のアーティファクトを決定し、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号のアーティファクトを差し引くように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号に基づいて生物学的基準信号のアーティファクトを決定するために、プロセッサは生物学的基準信号と生物学的基準信号のアーティファクトとの間の差を補填するように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号と生物学的基準信号のアーティファクトとの間の差を補填するために、プロセッサは生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーを生成するように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号と生物学的基準信号のアーティファクトとの間の差を補填するために、プロセッサは、生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成するようにさらに構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号のアーティファクトを差し引くために、プロセッサは検出された生物学的源信号から生物学的基準信号の推定アーティファクトを差し引くように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成するために、プロセッサは、生物学的基準信号と生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む投影行列を形成し、投影法を用いて線形結合係数のセットを決定し、投影行列と線形結合係数のセットとから生物学的基準信号の推定アーティファクトを形成するように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、投影法は、最小二乗回帰、制約付き最小二乗、最尤推定、非線形計画法および線形計画法のうちの一つ以上を含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成するために、プロセッサは、生物学的基準信号と生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む畳み込み行列Ｈを生成し、畳み込み行列Ｈと最適乗算ベクトルｘとの積から解ベクトルｂ´を生成し、解ベクトルｂ´が生物学的源信号に最も密接に関連する解となるように、最適乗算ベクトルｘを決定するように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、プロセッサは生物学的基準信号の冗長性を低減するようにさらに構成される。
上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、プロセッサは生物学的基準信号におけるビートタイミングを特定するようにさらに構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、プロセッサは、生物学的基準信号および生物学的源信号において特定されたビートタイミングの周りのビートウィンドウを特定し、連結生物学的基準信号および連結生物学的源信号を生成するようにビートウィンドウを連結するようにさらに構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号は遠距離場信号であり、生物学的源信号は近距離場信号である。
上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号は心室信号であり、生物学的源信号は心房信号である。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、複数の前記第一電極は表面電極を含むシステム。
別の実施例において、生物学的源信号に存在する生物学的基準信号のアーティファクトを除去する方法は、一つ以上の電極で生物学的基準信号を検出する工程と、生物学的源信号を検出する工程とを含み、生物学的源信号は生物学的基準信号のアーティファクトを含み、生物学的基準信号に基づいて生物学的基準信号のアーティファクトを決定する工程と、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号のアーティファクトを差し引く工程とを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号に基づいて生物学的基準信号のアーティファクトを決定する工程は、生物学的基準信号と生物学的基準信号のアーティファクトとの間の差を補填することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号と生物学的基準信号のアーティファクトとの間の差を補填することは、生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーを生成することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号と生物学的基準信号のアーティファクトとの間の差を補填することは、生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号のアーティファクトを差し引く工程は、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号の推定アーティファクトを差し引くことを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成することは、生物学的基準信号と生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む投影行列を形成し、投影法を用いて線形結合係数のセットを決定し、投影行列と線形結合係数のセットとから生物学的基準信号の推定アーティファクトを形成することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、投影法は、最小二乗回帰、制約付き最小二乗、最尤推定、非線形計画法および線形計画法のうちの一つ以上を含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成することは、生物学的基準信号と生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む畳み込み行列Ｈを生成し、畳み込み行列Ｈと最適乗算ベクトルｘとの積から解ベクトルｂ´を生成し、解ベクトルｂ´が生物学的源信号に最も密接に関連する解となるように、最適乗算ベクトルｘを決定することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、該方法は生物学的基準信号の冗長性を低減することをさらに含む。
上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号の冗長性を低減することは、生物学的基準信号に対して主成分分析を実行することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、該方法は生物学的基準信号におけるビートタイミングを特定することをさらに含む。
上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、生物学的基準信号および生物学的源信号において特定されたビートタイミングの周りのビートウィンドウを特定することと、連結生物学的基準信号および連結生物学的源信号を生成するようにビートウィンドウを連結することとをさらに含む。

さらに別の実施例では、心臓のチャンバをマッピングするためのカテーテルシステムにおいて、該システムは、心臓のチャンバ内において一つ以上の活性化信号についての第一セットを検出するように構成された複数の電極を含み、第一セットの各活性化信号は近距離場信号成分および遠距離場信号成分を含み、一つ以上の活性化信号についての第二セットを検出するように構成された一つ以上の電極を含み、活性化信号の第二セットは活性化信号の第一セットの遠距離場信号成分を表し、検出された一つ以上の活性化信号についての第一セットと、検出された一つ以上の第二活性化信号についての第二セットとを受信するように構成されたプロセッサを含み、プロセッサは、活性化信号の第二セットを処理し、処理された活性化信号の第二セットに少なくとも部分的に基づいて、活性化信号の第一セットにおける各活性化信号について推定遠距離場信号成分を生成し、対応する第一活性化信号から推定遠距離場信号成分を差し引くように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、処理された活性化信号の第二セットに少なくとも部分的に基づいて、活性化信号の第一セットにおける各活性化信号について推定遠距離場信号成分を生成するために、プロセッサは、処理された活性化信号の第二セットについての一つ以上のシフトされたコピーを生成し、一つ以上のシフトされたコピーを活性化信号の第一セットの各活性化信号に投影するように構成される。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、一つ以上のシフトされたコピーを活性化信号の第一セットの各活性化信号に投影することによって、活性化信号の第一セットにおける各活性化信号について推定遠距離場信号成分を生成し、推定遠距離場信号成分は活性化信号の第一セットにおける活性化信号の遠距離場信号成分に最も密接に関連する推定遠距離場信号成分である。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、投影は、最小二乗回帰、制約付き最小二乗、最尤推定、非線形計画法および線形計画法のうちの一つ以上の方法を実行することを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、活性化信号の第二セットを処理するために、プロセッサは、一つ以上の第二活性化信号から一つ以上の連結ビートウィンドウ信号を生成するように構成される。

さらに別の実施例では、検出された心房信号において心室信号アーティファクトを低減する方法は、複数の電極で一つ以上の心室信号を検出する工程と、複数の電極を用いて心房信号を検出する工程とを含み、心房信号は心房信号成分と、一つ以上の心室信号を表すアーティファクト信号成分とを含み、検出された一つ以上の心室信号に少なくとも部分的に基づいて、アーティファクト信号成分を低減するように心房信号をフィルタリングする工程を含み、フィルタリングは一つ以上の心室信号とアーティファクト信号成分との間の差に基づく。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、検出された一つ以上の心室信号に少なくとも部分的に基づいて、アーティファクト信号成分を低減するように心房信号をフィルタリングする工程は、一つ以上の心室信号についての一つ以上のシフトされたコピーを生成することと、一つ以上の心室信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、推定アーティファクト信号を生成することと、心房信号から推定アーティファクト信号を差し引くこととを含む。

上述の実施例の代わりに、またはこれに追加して、別の実施例において、一つ以上の心室信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、推定アーティファクト信号を生成することは、一つ以上の心室信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーを心房信号に逆投影することを含む。

いくつかの実施形態についての上記概要は、開示された各実施形態や本願についてのすべての実施を説明することは意図していない。以下の図面および詳細な説明は、これらの実施形態をより詳細に例示している。

添付の図面に関連した以下の詳細な説明を考慮することによって、本願はより完全に理解することができる。

本願の態様に従った診断および治療目的のために体内の対象組織領域にアクセスするための例示的なカテーテルシステムの概略図である。 本願の態様に従った図１のシステムに関連して使用するためのバスケット機能要素支持構造を有する例示的なマッピングカテーテルの概略図である。 本願の態様に従った複数のマッピング電極を含む例示的な機能要素の概略図である。 本願の態様に従った検出された心臓の電気的信号を示す図である。 本願の態様に従った検出されて修正された心臓の電気的信号を示す図である。 本願の態様に従った複数の心臓の電気的信号を示す別の図である。 本願の態様に従った複数の心臓の電気的信号を示す別の図である。 本願の態様に従った畳み込み行列を示す図である。 本願の態様に従った例示的な列ベクトルを示す図である。 本願の態様に従った例示的な列ベクトルを示す別の図である。 本願の態様に従った例示的なビートウィンドウを示す図である。 図１に示すようなカテーテルシステムによって実行可能な本願に従った例示的な方法を示す図である。 図１に示すようなカテーテルシステムによって実行可能な本願に従った別の例示的な方法を示す図である。

本願は様々な改変形態および代替形態への修正が可能であるが、そのうちの特定の形態が例として図面に示され、詳細に説明されている。しかしながら、本願を記載された特定の実施形態に限定することは意図していないと理解されるべきである。むしろ、本願の意図および範囲に含まれるすべての改変形態、均等形態および代替形態を包含することが企図される。

以下に定義される用語について、特許請求の範囲または本明細書において異なる定義がされない限り、これらの定義が適用される。
明確な指示の有無にかかわらず、すべての数値は本明細書において「約（ａｂｏｕｔ）」という用語によって修飾されているものとみなす。用語「約（ａｂｏｕｔ）」は一般に、当業者が記載値と等しい（例えば、同等の機能または結果が得られる）と考えるであろう数値の範囲を指す。多くの場合、用語「約（ａｂｏｕｔ）」は、最も近い有効数字に四捨五入された数値を含むことができる。

端点による数値範囲の表現は、その範囲内のすべての数値を含む（例えば１〜５は、１、１．５、２、２．７５、３、３．８０、４および５を含む）。
本明細書および添付の特許請求の範囲で用いられるように、用語「一つの（ａ，ａｎ，ｔｈｅ）」等の単数形は、別段の明確な指示がない限り、複数の対象を含む。本明細書および添付の特許請求の範囲で用いられるように、用語「ＡまたはＢ（ｏｒ）」等は一般に、別段の明確な指示がない限り、「ＡおよびＢの少なくとも一方（ａｎｄ／ｏｒ）」を含む意味で用いられる。

本明細書における用語「一実施形態（ａｎ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」、「いくつかの実施形態（ｓｏｍｅ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔｓ）」、「他の実施形態（ｏｔｈｅｒ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔｓ）」等への参照は、記載された実施形態が特定の特徴、構造および特性のうちの一つ以上を含むことができるということを示しているということに留意されたい。しかしながら、このような記載は、すべての実施形態が特定の特徴、構造および特性のうちの少なくとも一つを含むということは必ずしも意味していない。また、特定の特徴、構造および特性のうちの少なくとも一つが一実施形態に関連して記載された場合、明確に反対のことが述べられない限り、明確な指示の有無にかかわらず、その特徴、構造および特性のうちの少なくとも一つは他の実施形態と関連して使用することもできるということが理解されるべきである。また、特定の特徴、構造および特性のうちの少なくとも一つが一実施形態に関連して記載された場合、暗黙的に他の実施形態も、開示された特徴、構造および特性のうちの少なくとも一つをすべての組み合わせにおいて含むことができる。

以下の詳細な説明は図面を参照して読まれるべきものであり、図面においては、異なる図中の同様の要素には同様の参照符号が付されている。図面は必ずしも縮尺通りとはなっていないが、例示的な実施形態を示しており、本発明の範囲を限定することは意図していない。

心拍障害についての電気生理学的マッピングは多くの場合、複数の電極およびセンサの少なくとも一方を有するコンステレーションカテーテルまたは他のマッピング／センシング装置（例えば、ボストンサイエンティフィック社から入手可能なＣＯＮＳＴＥＬＬＡＴＩＯＮ（登録商標））を心臓チャンバ内へ導入することを含む。センサ、例えば電極は、センサ位置において心臓の電気的活動を検出する。心臓の電気的活動は、センサ位置に対して心臓組織を通した細胞励起を正確に表す心電図信号に処理されることが望ましい場合がある。処理システムはその後、信号を分析し、信号をディスプレイ装置に出力することができる。また、処理システムは信号を活性化マップまたはベクトル場マップとして出力することができる。医師等のユーザは、診断処置を実行するために活性化マップまたはベクトル場マップを使用することができる。

いくつかの例示的なカテーテルは６４個以上の電極を含んでいてもよく、各電極は心臓の電気的活動を検出する。このような電極は、電極の付近で生じた心臓の電気的活動、例えば近距離場信号や、電極から離れた位置で生じた心臓の電気的活動、例えば遠距離場信号を検出することができる。いくつかの場合において、電極は二つの位置からの活動を同時に検出する場合があり、検出された信号は各源からの信号の組み合わせとなる。本願は、検出された電気的信号を修正するための様々な医療装置および方法について説明している。

図１は、診断目的および治療目的の少なくとも一方のために、体内の対象組織領域にアクセスするためのシステム１０の概略図である。図１は一般に、心臓の左心房に配置されたシステム１０を示している。あるいは、システム１０は、左心室、右心房または右心室のような心臓の他の領域に配置することもできる。図示の実施形態は心筋組織に対してアブレーションを行うために使用されるシステム１０を示しているが、システム１０（および本明細書に記載された方法）は代わりに、前立腺、脳、胆嚢、子宮、神経、血管および身体の他の領域の組織に対するアブレーション処置のような、他の組織のアブレーション用途で使用されるように構成されてもよく、必ずしもカテーテルベースのシステムに限られない。

システム１０は、マッピングプローブ１４およびアブレーションプローブ１６を含む。各プローブ１４／１６は、適切な経皮的アクセス技術を用いて静脈または動脈（例えば、大腿静脈または大腿動脈）を通って選択された心臓領域１２に別々に導入することができる。あるいは、マッピングプローブ１４およびアブレーションプローブ１６は、心臓領域１２における同時挿入および同時配置のために、一体構造に組み込むことができる。

マッピングプローブ１４は可撓性カテーテル本体１８を有していてもよい。カテーテル本体１８の先端は、三次元複数電極構造２０を支持している。図示の実施形態において、構造２０は開放された内部空間２２（図２参照）を定義するバスケットの形態をとるが、他の複数電極構造を採用することもできる。構造２０は複数のマッピング電極２４を支持しており（図１には明示的に示されていないが、図２に示されている）、その各々が構造２０上の電極位置と、導電性部材とを有している。各電極２４は、各電極２４に隣接する解剖学的領域における内因性生理活動を検出するように構成することができる。

いくつかの実施形態において、電極２４は解剖学的構造内の内因性生理活動の活性化信号を検出するように構成することができる。例えば、内因性心臓電気的活動には、活性化事象の開始時における活動の比較的大きな棘波（ｓｐｉｋｅ）を含む電気的活動の反復波または半反復波（ｓｅｍｉ−ｒｅｐｅａｔｉｎｇ ｗａｖｅ）が含まれ得る。電極２４はこのような活性化事象と、このような活性化事象が生じた時間とを検出することができる。電極２４は一般に、電気的活動波が心臓を通って伝搬する異なる時間における活性化事象を検出することができる。例えば、電気的な波は比較的同時、または比較的小さな時間ウィンドウ内で活性化事象を検出可能な電極２４の第一グループの付近で開始する場合がある。電気的な波が心臓を通って伝搬するにつれて、電極２４の第二グループは電気的な波の活性化事象を、電極２４の第一グループよりも後の時間に検出することができる。

電極２４は処理システム３２に電気的に接続される。信号線（図示略）が構造２０上の各電極２４に電気的に接続されてもよい。信号線はプローブ１４の本体１８を通って延び、各電極２４を処理システム３２の入力に電気的に接続することができる。電極２４は、心臓内のこれらの物理的位置に隣接する解剖学的領域、例えば心筋組織における心臓の電気的活動を検出する。検出された心臓の電気的活動（例えば、活性化信号を含み得る心臓によって生成された電気的信号）は、診断および治療の少なくとも一方の処置、例えばアブレーション処置に適した心臓内の一つ以上の部位を特定するために、解剖学的マップ（例えば、ベクトル場マップ、活性化時間マップ）を生成することによってユーザ、例えば医師を支援するように、処理システム３２によって処理することができる。例えば、処理システム３２は近距離場信号成分（例えば、マッピング電極２４に隣接する細胞組織から生じた活性化信号）を、その妨害となる遠距離場信号成分（例えば、非隣接組織から生じた活性化信号）から識別することができる。図１に示すように、構造２０が心房内に配置される実施形態において、近距離場信号成分は心房心筋組織から生じた活性化信号を含み、遠距離場信号成分は心室心筋組織から生じた活性化信号を含む場合がある。いくつかの場合において、ユーザは近距離場信号成分のみを対象とする場合があり、システム１０は検出された遠距離場信号成分を除去するように、検出された信号を処理するように構成される場合がある。近距離場信号成分はその後、病変の存在を発見し、病変治療のためのアブレーション（例えば、アブレーション治療）に適した位置を決定するために、さらに分析することができる。

処理システム３２は、取得された心臓の電気的活動について受信および処理の少なくとも一方を行うために、専用回路（例えば、個別の論理素子および一つ以上のマイクロコントローラ、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）または特別に構成されたプログラマブルデバイス、例えばプログラマブルロジックデバイス（ＰＬＤ）やフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）等）を含んでいてもよい。いくつかの実施形態において、処理システム３２は、受信された心臓の電気的活動に関連した情報を受信、分析および表示するための命令を実行する汎用マイクロプロセッサおよび専用マイクロプロセッサの少なくとも一方（例えば、活性化信号を処理するために最適化することのできるデジタルシグナルプロセッサ、すなわちＤＳＰ）を含む。このような実施形態において、処理システム３２は、実行されると信号処理の一部を実行するようなプログラム命令を含むことができる。プログラム命令は、例えばマイクロプロセッサまたはマイクロコントローラによって実行されるファームウェア、マイクロコードまたはアプリケーションコードを含むことができる。上述の実施形態は単なる例示であり、読者には処理システム３２が電気的信号を受信し、受信された電気的信号を処理するのに適した任意の形態をとり得ることが理解されるであろう。

いくつかの実施形態において、処理システム３２は、電極２４に隣接する心筋組織において検出された心臓の電気的活動を測定するように構成されてもよい。例えば処理システム３２は、マッピングされた解剖学的特徴におけるドミナントロータ（ｄｏｍｉｎａｎｔ ｒｏｔｏｒ）または発散型活性化パターンに関連した心臓の電気的活動を検出するように構成されてもよい。ドミナントロータおよび発散型活性化パターンの少なくとも一方が心房細動の開始および維持において特定の役割を果たし、ロータ経路（ｒｏｔｏｒ ｐａｔｈ）、ロータコア（ｒｏｔｏｒ ｃｏｒｅ）および発散型焦点の少なくとも一つのアブレーションが心房細動の停止に有効となり得る。処理システム３２は、等時マップ、活性化時間マップ、活動電位持続時間（ＡＰＤ）マップ、ベクトル場マップ、等高線マップ、信頼度マップ、心電図および心臓活動電位等の関連特性の表示を生成するために、検出された心臓の電気的活動を処理する。ユーザは、アブレーション治療に適した部位を特定するためにこの関連特性を利用することができる。

アブレーションプローブ１６は、一つ以上のアブレーション電極３６を支持する可撓性カテーテル本体３４を含む。一つ以上のアブレーション電極３６は、一つ以上のアブレーション電極３６にアブレーションエネルギーを送達するように構成された高周波（ＲＦ）発生器３７に電気的に接続される。アブレーションプローブ１６は構造２０と同様に、治療すべき解剖学的特徴に対して移動可能である。アブレーションプローブ１６は、一つ以上のアブレーション電極３６が治療すべき組織に対して位置決めされる時に、構造２０の複数の電極２４の間に、またはこれらに隣接して位置決めすることができる。

処理システム３２は、適切な装置、例えばユーザのために関連情報を表示可能なディスプレイ装置４０にデータを出力することができる。いくつかの実施形態において、装置４０はＣＲＴ、ＬＥＤまたは他の種類のディスプレイ、あるいはプリンタである。装置４０は、関連特性をユーザにとって最も有用な形式で表示する。さらに、処理システム３２は、アブレーションのために特定された部位において組織に接触するようにアブレーション電極３６を誘導する際にユーザを支援するような、装置４０上に表示するための位置特定出力を生成することができる。

図２は、図１に示すシステム１０において使用されるのに適した、先端に電極２４を含むマッピングカテーテル１４を示している。マッピングカテーテル１４は可撓性カテーテル本体１８を含んでおり、その先端において、マッピング電極またはセンサ２４を備えた三次元複数電極構造２０を支持していてもよい。マッピング電極２４は心筋組織において活性化信号を含む心臓の電気的活動を検出することができる。検出された心臓の電気的活動は、関連特性の生成および表示を介して心拍障害または他の心筋病変を有する部位を特定する際にユーザを支援するように、処理システム３２によって処理することができる。その後、特定された部位にアブレーションのような適切な治療を適用するのに適した位置を決定するために、また、特定された部位に一つ以上のアブレーション電極３６を誘導するために、この情報を使用することができる。

図示の三次元複数電極構造２０はベース部材４１およびエンドキャップ４２を含み、その間において可撓性スプライン４４は一般に、周方向に空間を形成した関係で延びている。上述のように、構造２０は開放された内部空間２２を定義するバスケットの形態をとることができる。いくつかの実施形態において、スプライン４４はニチノール（登録商標）や他の金属、シリコーンゴムまたは適切なポリマー等の弾力性のある不活性材料で形成され、接触する組織表面に沿って曲げられて適合するために、弾力性があり、予め緊張された状態でベース部材４１およびエンドキャップ４２の間に接続される。図２に示す実施形態において、８個のスプライン４４が三次元複数電極構造２０を形成している。別の実施形態においては、追加の、またはより少ないスプライン４４を使用することができる。図示のように、各スプライン４４は８個のマッピング電極２４を支持している。三次元複数電極構造２０の別の実施形態においては、追加の、またはより少ないマッピング電極２４を各スプライン４４上に配置することができる。図２に示す実施形態において、構造２０は比較的小さい（例えば、直径４０ｍｍ以下）。代替実施形態において、構造２０はさらに小さいか、より大きい（例えば、直径４０ｍｍ以上）。

スライド可能なシース５０は、カテーテル本体１８の長軸に沿って移動可能である。シース５０をカテーテル本体１８に対して遠位に移動させることによって、シース５０に構造２０が詰められ、構造２０は例えば心臓のような解剖学的構造の内部空間における挿入および除去の少なくとも一方に適した、コンパクトかつロープロファイルな状態に潰される。対照的に、シース５０をカテーテル本体に対して近位に移動させることによって、構造２０を解放し、構造２０が弾性的に拡張して、図２に示す予め緊張された状態になることを許容する。

信号線（図示略）は、各マッピング電極２４に電気的に接続することができる。信号線はマッピングカテーテル２０の本体１８を通って（あるいは本体１８を通るか、本体１８に沿った状態の少なくとも一方で）ハンドル５４内に延長され、多ピンコネクタであり得る外部コネクタ５６に接続される。コネクタ５６はマッピング電極２４を処理システム３２に電気的に接続する。これらの記載は単なる例示であると理解されるべきである。マッピングシステムおよびマッピングカテーテルによって生成された信号を処理する方法についてのこれらの実施形態、ならびに他の実施形態に関するさらなる詳細は、米国特許第６，０７０，０９４号、同第６，２３３，４９１号および同第６，７３５，４６５号に見出すことができ、これらの開示は本明細書において参考として取り入れられている。

システム１０の動作を説明するために、図３は複数のマッピング電極２４を含むバスケット構造２０の一実施形態の概略側面図を示している。図示の実施形態において、バスケット構造は６４個のマッピング電極２４を含む。マッピング電極２４は８個のスプライン（Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅ、Ｆ、ＧおよびＨ）の各々の上の、８個の電極のグループ（１、２、３、４、５、６、７および８）に配置されている。６４個のマッピング電極２４の構成がバスケット構造２０上に配置されて示されているが、マッピング電極２４は代わりに異なる数（より多いかより少ないスプラインや電極）、異なる構造および異なる位置の少なくとも一つにおいて配置されてもよい。また、複数のバスケット構造は異なる解剖学的構造から信号を同時に取得するために、同じまたは異なる解剖学的構造内に配置することができる。

バスケット構造２０が治療すべき解剖学的構造（例えば、心臓の左心房、左心室、右心房または右心室）に隣接して配置された後に、処理システム３２は各電極２４のチャンネルからの心臓の電気的活動を記録するように構成され、心臓の電気的活動は隣接する解剖学的構造の生理活動に関連する。例えば、心臓の電気的活動には心臓の収縮のような生理活動の開始を示すことのできる活性化信号が含まれ得る。電極２４は活性化信号を含むこのような心臓の電気的活動を検出する。生理活動の心臓電気的活動は内因性生理活動（例えば、内因的に生成された電気的信号）に応じて、または複数の電極２４のうちの少なくとも一つによって制定された所定のペーシングプロトコル（例えば、ペーシング装置によって送達された電気的信号）に基づいて、検出することができる。

電極の配置、サイズ、間隔、およびコンステレーションカテーテルまたは他のマッピング／センシング装置に沿った電極の位置は、対象とする解剖学的構造の特定の幾何学的形状との組み合わせによって、電極２４が細胞組織の電気的活動の検出、測定、収集および送信を行うことができること（またはできないこと）に影響を与え得る。上述のように、マッピングカテーテル、コンステレーションカテーテルまたは他の同様の検出装置のスプライン４４は屈曲可能であるため、様々な形状および構成の少なくとも一方において特定の解剖学的領域に適合することができる。また、解剖学的領域における所与の任意の位置において、一つ以上のスプライン４４が隣接する細胞組織に接触しないように構造２０を操作することができる。例えば、スプライン４４をねじり、屈曲させ、または互いの上に配置させることによって、スプライン４４を近くの細胞組織から分離させることができる。さらに、電極２４はスプライン４４のうちの一つ以上の上に配置されているため、隣接する細胞組織との接触を維持しない場合がある。細胞組織との接触を維持しない電極２４は、電気的活動の情報についての検出、検知、測定、収集および送信の少なくとも一つを行うことができない場合がある。また、電極２４が電気的活動の情報についての検出、検知、測定、収集および送信の少なくとも一つを行うことができないため、処理システム３２は診断情報を正確に表示することができない場合がある。例えば、いくつかの必要な情報が不足しているか、正確に表示されていない場合がある。

上記に加えて、電極２４は他の理由のために隣接する細胞組織に接触しない場合がある。例えば、マッピングカテーテル１４を操作することによって電極２４が移動し、電極と組織との間の接触が悪くなる場合がある。また、電極２４は線維組織、死んだ組織または機能的不応組織に隣接して配置される場合がある。線維組織、死んだ組織または機能的不応組織は電位の変化に対して脱分極や応答をすることができないため、線維組織、死んだ組織または機能的不応組織に隣接して配置された電極２４は電位の変化を検出することができない場合がある。最後に、遠距離場心室事象や電気的なラインノイズが組織活動の測定をねじ曲げる可能性がある。

しかしながら、健康で応答可能な細胞組織に接触する電極２４は、伝搬する細胞活性化の波面による電位の変化のような心臓の電気的活動を検出することができる。また、正常に機能する心臓において、心筋細胞の放電が体系的かつ線形的に生じる可能性がある。従って、細胞励起の波面の非線形的な伝搬の検出は、異常な細胞のファイアリングを示すことができる。例えば、回転パターンによる細胞のファイアリングは、ドミナントロータおよび発散型活性化パターンの少なくとも一方の存在を示すことができる。また、異常な細胞のファイアリングは局所的な対象組織領域で生じ得るため、電気的活動が疾患のある、または異常な細胞組織の周り、内または中に伝搬し、あるいはこれに隣接して伝搬した時に、その形態、強度または方向を変える場合がある。疾患のある、または異常な組織についてのこれらの局所的な領域の特定によって、ユーザは治療および診断の少なくとも一方の処置を実行するための位置を得ることができる。例えば、リエントリ電流またはロータ電流（ｒｏｔｏｒ ｃｕｒｒｅｎｔ）を含む領域の特定によって、疾患のある、または異常な細胞組織の領域を示すことができる。疾患のある、または異常な細胞組織は、アブレーション処置の対象とすることができる。円形領域、粘着（ａｄｈｅｒｅｎｔ）領域、ロータまたは他の異常な細胞励起の波面の伝搬領域を特定するために、活性化時間マップを使用することができる。

上述のように、いくつかの場合において、電極２４によって検出された信号から遠距離場信号を除去すること等によって、検出された心臓の電気的活動をフィルタリングすることが望ましい場合がある。一般に、システム１０は源信号および基準信号を収集するように構成することができる。例えば電極２４によって検出された源信号は、近距離場信号成分と遠距離場信号成分との両方を含む。遠距離場信号成分は、遠距離場信号アーティファクトとすることもできる。例えば遠距離場信号は、遠距離場信号がその源から電極２４に伝搬する時に歪む場合がある。電極２４によって検出されたこの歪んだ遠距離場信号は、源信号に存在する遠距離場信号アーティファクトである。システム１０は追加的に、遠距離場信号成分を表し得る基準信号を検出することができる。システム１０はさらに、遠距離場信号アーティファクトの推定を行い、源信号から推定遠距離場信号アーティファクトを差し引くことによって、源信号の近距離場信号成分のみを残すように基準信号を処理することができる。

いくつかの実施形態において、本明細書において参照される近距離場信号成分は、心房に配置された電極２４によって検出された心房信号とすることができる。このような実施形態において、遠距離場アーティファクトは近距離場信号成分とともに、患者の組織を通って伝導され、かつ電極２４によって受信される心室信号とすることができる。このような場合、心房信号の鮮明な画像を取得するために、電極２４によって検出された信号から検出された心室信号を除去することが望ましい場合がある。しかしながら、本明細書に記載された方法は心房信号および心室信号に対して、より広く適用することができる。従って、本願は、電極に隣接して生成され、かつ電極によって検出される信号を説明するために近距離場信号成分という用語を使用し、電極から離れて生成されるが、なお電極によって検出される信号を説明するために遠距離場信号アーティファクトという用語を使用する場合がある。

基準信号を収集するため、図１に示すように、処理システム３２はさらに外部電極１５を含むことができる。外部電極１５はマッピングプローブ１４の外部にある電極とすることができる。いくつかの実施形態において、外部電極１５は標準１２誘導体表面心電図構成で構成されていてもよい。心房粗動または心房細動の期間中、心房によって生成された心房信号は不規則で同期していない場合がある。不規則で同期していない心房信号は少なくともある程度において互いに打ち消し合う場合があるため、患者の体表面上の外部電極１５に到達した心房信号は心室信号に対して小さくなる傾向にある場合がある。いくつかの実施形態において、外部電極１５は三つの電極が完全に直交するように構成された、フランク構成（Ｆｒａｎｋ ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）等の他の構成で構成することもできる。

別の実施形態において、外部電極１５は患者の体内にある電極であってもよい。例えば、外部電極１５は心室または心臓の他のチャンバ内に配置された電極であってもよい。さらに別の実施形態において、システム１０は外部電極１５を含んでいなくてもよい。このような実施形態において、電極２４は基準信号を検出することができる。処理システム３２は追加的に、近距離場心房信号を最小化するために複数の検出信号を平均化することによって、電極２４、または心臓の他のチャンバ内に配置された外部電極１５によって検出された基準信号を処理することができる。

基準信号を収集するための上記方法は、いくつかの可能な例に過ぎない。一般に、任意の信号を基準信号として使用することによって、本明細書に開示された方法を実行することができる。しかしながら、いくつかの特定の性質を有する基準信号を使用することによって、記載された方法の精度を向上させることができる場合がある。まず、基準信号は三次元からの少なくともいくつかのデータを含むことができる。また、各次元からのデータが完全であるほど、記載された方法の精度は一般に高くなる傾向にある。例えば、このような三次元データは、上述の標準１２誘導構成またはフランク誘導構成を用いて取得することができる。さらに、基準信号は内因性の心房の電気的活動に対して無相関である必要がある。これは、基準信号が内因性の心房の電気的活動に完全に無相関である必要があるということではない。また、基準信号と内因性の心房の電気的活動との間の相関が低くなるほど、記載された方法の精度は一般に高くなる。例えば、上述のように、心房粗動または心房細動の間に体表面電極によって検出された信号は、低相関信号の十分な供給源となり得る。しかしながら、別の実施形態において、処理システム３２は基準信号を生成するために心房の電気的活動を低減させるように、他の検出された信号を処理することもできる。

基準信号を収集した後、適切な特性を有する信号を検出することによって、または適切な特性を有する信号を生成するように信号を処理することによって、システム１０は図４に示すように、検出されたビートの周りに一つ以上のウィンドウを生成することができる。例えば、システム１０はＲ波およびＱＲＳ群（例えば、基準信号４２０に存在するＱＲＳ群４０２ａ、４０２ｂおよび４０２ｃ）の少なくとも一方を決定するために、ピーク検出器およびＱＲＳ検出器の少なくとも一方を使用することができる。システム１０はその後、検出されたＲ波およびＱＲＳ群の少なくとも一方の各々を囲むビートウィンドウを生成することができる。ビートウィンドウは基準点から基準点の前の点まで、長さ４０８で延びていてもよい。ビートウィンドウはまた、基準点から基準点の後の点まで、長さ４１０で延びていてもよい。いくつかの実施形態において、基準点はＲ波のピークであってもよい。別の実施形態において、基準点はＱＲＳ群の負の最大傾斜を有する点であってもよい。別の実施形態において、基準点は検出されたＲ波およびＱＲＳ群の少なくとも一方の中または付近で識別可能な他の任意の点とすることができる。

いくつかの実施形態において、ビートウィンドウは所定の大きさとすることができる。例えば、長さ４０８を１００ミリ秒とし、長さ４１０を３００ミリ秒とすることができる。しかしながら、別の実施形態において、長さ４０８は５０、２００、３００ミリ秒、または他の任意の適切な長さとすることができる。同様に、別の実施形態において、長さ４１０は５０、１００、２００ミリ秒、または他の任意の適切な長さとすることができる。いくつかの実施形態において、長さ４０８および４１０はユーザによって定義することができ、従って、ビートウィンドウの大きさを調整可能とすることができる。例えばユーザは、長さ４０８および長さ４１０の値を指定する入力をディスプレイ４０に入力することができる。

特定されたＲ波およびＱＲＳ群の少なくとも一方の周りにビートウィンドウを生成した後、システム１０は図５に示すように、ビートウィンドウを連結することができる。例えば、システム１０はビートウィンドウに含まれないデータを除去することができ、従って、ビートウィンドウに含まれる信号データのみからなる新しい信号を生成することができる。新しい信号は連結基準信号と呼ぶことができ、図５において連結基準信号４３０で表されている。

システム１０は追加的に、一つ以上の源信号を収集することができる。例えば、システム１０は各電極２４で信号を検出することができる。これらの検出された信号の各々を、源信号とすることができる。いくつかの実施形態において、システム１０は基準信号を収集するのと同時に、電極２４によって検出された一つ以上の源信号を収集することができる。従って、一つ以上の源信号および基準信号によって表されるデータは、同じ心臓サイクルについての情報を表すことができる。基準信号において一つ以上のビートウィンドウを決定した後、システム１０は、基準信号において形成されたビートウィンドウのこれらの時間範囲に対応する時間範囲において、一つ以上の源信号の各々におけるビートウィンドウを決定することができる。基準信号と同様に、システム１０は一つ以上の源信号の各々において決定されたビートウィンドウを連結することによって、一つ以上の連結源信号を形成することができる。これにより、一つ以上の源信号におけるデータは、基準信号におけるデータと時間的に整合することが保証される。

システム１０は、連結基準信号に対して一つ以上の処理技術の実行を進めることができる。例えばシステム１０は、連結基準信号に対していくつかの線形または非線形次元削減技術のうちの一つを採用することができる。システム１０が採用可能な線形次元削減技術のうちの一つは、主成分分析（ＰＣＡ）である。しかしながら、別の実施形態において、システム１０は連結基準信号の次元を削減するための他の既知の線形または非線形次元削減技術を採用することができる。

上述のように、基準信号は源信号の遠距離場信号成分を表すことができる。基準信号の形態は、遠距離場アーティファクトとして電極２４によって検出される前に、基準信号を生成する組織から身体を通って伝搬する時に歪む可能性がある。従って、源信号に存在する遠距離場信号アーティファクトは、検出された基準信号と形態的に異なる場合がある。例えば身体組織は、心臓信号が電極２４によって検出される前に伝搬するＲ−Ｃネットワークとしてモデル化することができる。このようなＲ−Ｃネットワークを通した伝搬は、身体組織全体にわたって伝搬する時に、基準信号に対して時間的分散および空間的分散の少なくとも一方を生じさせる。従って、システム１０は検出された基準信号に基づいて源信号に存在する遠距離場信号アーティファクトの推定を生成するために、検出された基準信号と、源信号に存在する遠距離場信号アーティファクトとの間のこのような形態的差を補填するように、逆システムを適用することができる。システム１０はその後、源信号から推定遠距離場信号アーティファクトを差し引くことができる。

いくつかの実施形態において、システム１０は基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーを生成することによって、基準信号の分散を補填することができる。例えば、図６Ａに示すように、システム１０は矢印４２５で示すように、時間的に右にシフトされた基準信号４２０のコピーを生成することができ、これはシフトされた基準信号４２１と呼ぶことができる。システム１０はさらに、基準信号４２０と同様の（シフトされていない）時間範囲において、基準信号４２１におけるビートウィンドウを形成することができる。図６Ａはこのコンセプトを、シフトされた基準信号４２１の特徴に基づいて形成されるのではなく、ＱＲＳ波４０２ａ〜ｃの周りに形成された、図４および５に示すビートウィンドウと同じビートウィンドウ４０４ａ〜ｃとして示している。システム１０はさらに、シフトされた基準信号４２１について形成されたビートウィンドウを連結することができる。これは図６Ｂに示すように、不連続な連結基準信号４３２を生成する可能性がある。別の実施形態において、システム１０は基準信号４２０のシフトされたコピーを生成し、その後、シフトされた基準信号を連結するという手順を踏む代わりに、連結基準信号４３０のコピーを生成し、その後、連結基準信号４３０を時間的に右にシフトすることによってシフトされた連結基準信号を生成することもできる。

システム１０は、シフト値と呼ぶことのできるいくつかのサンプル量により、対応する信号の個々のサンプルを単純にシフトすることによって、基準信号４２０または連結基準信号４３０をシフトすることができる。いくつかの例示的なシフト値には５、８、１０、１１、１５および２０のサンプルを含み得るが、別の実施形態においては、任意の数のサンプルを使用することができる。いくつかの実施形態において、シフト値は予め決められていてもよい。別の実施形態において、シフト値はユーザ定義値であってもよい。例えば、ユーザはディスプレイ４０にシフト値を入力することができる。処理システム３２はこのようなシフト値を受信し、この入力シフト値を、連結基準信号４３０のシフトされたコピーを生成するために使用することができる。

いくつかの実施形態において、システム１０は上述のように、基準信号４２０をシフトし、その後、シフトされた信号を連結することによって、または連結基準信号４３０をシフトすることによって、複数のシフトされた連結基準信号４３２を生成することができる。複数のシフトされた連結基準信号を生成するために、システム１０は第一シフト値の倍数であるいくつかのサンプルによって、基準信号４２０をシフトすることができる。例えば、システム１０が連結基準信号４３０についての３つのシフトされたコピーを生成する場合、第一コピーは１１のサンプルのシフト値によってシフトすることができる。第二コピーはシフト値の２倍である、２２のサンプルによってシフトすることができる。第三コピーはシフト値の３倍である、３３のサンプルによってシフトすることができる。いくつかの実施形態において、システム１０はシフトされた連結基準信号４３２と反対の方向にシフトされたコピーを生成することもできる。例えば、システム１０は時間的に前にシフトされたコピーを生成するために、シフト値の負の倍数を使用することができる。

いくつかの実施形態において、システム１０は所定の数のシフトされた連結基準信号４３２を生成することができる。例えば、システム１０は連結基準信号４３０についての５、１０、１５または２０のシフトされたコピーを生成することができ、任意の数のコピーを連結基準信号よりも前または後にシフトすることができる。別の実施形態において、ユーザは、システム１０がいくつのシフトされた連結基準信号４３２を生成するかを指定することができる。例えば、ユーザはシステム１０が生成するシフトされたコピーの数をディスプレイ４０に入力することができる。ユーザは追加的に、連結基準信号４３０に関して前（図６Ａおよび６Ｂに示す連結基準信号４３０の左）と後とにシフトされるコピーの数を入力することができる。このような実施形態において、システム１０はシフト値の倍数を増加させることによって、順次シフトされた連結基準信号４３０を生成することができる。例えば、ユーザが連結基準信号４３０の前にシフトされたコピーを２つ、後にシフトされたコピーを３つ、合計５つのシフトされたコピーを入力した場合、システム１０は−２のシフト値の倍数を用いて、第一のシフトされた連結基準信号４３２を生成することができる。システム１０はその後、１だけシフト値の倍数をインクリメントし、−１のシフト値の倍数を用いて、別のシフトされた連結基準信号４３２を生成することができる。システム１０がユーザによって入力された数に等しい数のシフトされた連結基準信号４３２を生成するまで、システム１０はこのプロセスを続けることができる。このようなシフトされたコピーを生成する際、シフト値の倍数が０となった場合に、システム１０はシフトされた連結基準信号４３２を生成する手順をスキップすることができる。

システム１０が一つ以上のシフトされた連結基準信号４３２生成すると、システム１０はその後、連結基準信号を逆投影することができ、いくつかの実施形態において、連結基準信号についてのシフトされたコピーの各々を誤差最小化技術を用いて一つ以上の源信号の各々に投影することができる。これにより、源信号における基準信号アーティファクトの最小化をもたらす信号を決定することができる。このプロセスのためにシステム１０が採用可能な方法の一つは、連結基準信号と、連結基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む投影行列の形成である。

少なくともいくつかの実施形態において、投影行列は畳み込み行列の形態をとることができる。図７は、例示的な畳み込み行列７００を示している。畳み込み行列７００はいくつかの列を含み、各列は信号または信号成分を表すことができる。例えば、列７０６ａは連結基準信号の第一成分を表すことができる。各列の各記号７２０は、信号または信号成分の個々のサンプルを表すことができる。従って、列７０６ａの記号「ｂ_Ａ１」は連結基準信号の第一サンプルを表すことができ、列７０６ａの記号「ｂ_Ａ２」は連結基準信号の第二サンプルを表すことができ、以下同様である。列７０６ｂは連結基準信号の第二成分を表すことができる。従って、図７の例において、連結基準信号は二つの成分を含む。しかしながら、別の実施形態において、連結基準信号はより多いかより少ない成分を含んでいてもよい。

列７０８ａ、７０８ｂ、・・・７１０ａ、７１０ｂはすべて、連結基準信号についてのシフトされたコピーの成分を表すことができる。例えば列７０８ａは、連結基準信号についての第一のシフトされたコピーの第一成分を表すことができる。列７０８ｂは、連結基準信号についての第一のシフトされたコピーの第二成分を表すことができる。列７１０ａおよび７１０ｂは、連結基準信号についての第二のシフトされたコピーの第一成分および第二成分を表すことができる。図７では連結基準信号についての２つのシフトされたコピーを含むもののみを例示的に示しているが、畳み込み行列７００は連結基準信号についての任意の数のシフトされたコピーを含み得るということが理解されるべきである。

連結源信号もまた、行列に形成することができる。例えば、連結源信号はサンプリングを行い、図８に示す行列８００のような行列に配列することができる。行列８００の各要素８２０は連結源信号の個々のサンプルであり、このサンプルは行列７００の要素７２０、例えば行列８００の先頭に位置する第一サンプル、および行列８００の最後尾に位置する最後のサンプルと整列させることができる。連結源信号が単一の成分のみを含む実施形態において、行列８００は列ベクトルと呼ばれる一列の行列であってもよい（図８参照）。

システム１０は追加的に、図９の列ベクトル９００のような列ベクトルを生成することができ、これは以下に説明するように、要素９２０によって表される線形結合係数を含む。ベクトル９００は、畳み込み行列７００が有する成分（列）と同じ数の要素を有するように構成することができる。以下の参照を容易にするために、行列７００は行列Ｈ_ｂと呼び、行列８００はベクトルｂと呼び、ベクトル９００はベクトルｘと呼ぶこととする。行列Ｈ_ｂおよびベクトルｘが掛け合わされると、以下の数式１のようなベクトルｂ´と呼ばれるベクトル行列積を生成することができる。

ベクトルｂ´はベクトルｂ、すなわち行列８００と同じ次元とすることができる。一般に、ベクトルｂ´はベクトルｂの推定または投影とすることができ、連結源信号の遠距離場信号アーティファクトの推定として参照される場合がある。

システム１０は最適ベクトルｂ´をもたらす（例えば、ベクトルｘの要素のような）ベクトルｘについての線形結合係数のセットを決定するように構成することができる。処理システム１０は、一般に「投影」と呼ぶことのできるこのような線形結合係数を発見するために使用することができる。このようなプロセスにおいて使用される当技術分野においてよく知られたいくつかの技術には、最小二乗回帰、制約付き最小二乗、最尤推定および線形計画法が含まれる。使用される特定の技術に応じて、「最適」なベクトルｂ´は異なっていてもよく、例えば異なる目的または理由において最適であると考えることができる。少なくとも最小二乗投影の場合には、最適ベクトルｂ´をもたらすｘの解は、ベクトルｂに最も密接に関連するベクトルｂ´をもたらす。

上述のように、上述の行列およびベクトルの源信号、基準信号、ベクトルｂへの逆関連付けは、連結源信号の表現である。上述のように、連結源信号は近距離場信号成分と遠距離場信号アーティファクトとの複合からなる。行列Ｈ_ｂは一つ以上の連結基準信号とシフトされた連結基準信号とを含み、これは連結源信号に存在する遠距離場信号アーティファクトを表す成分を含み得る。行列Ｈ_ｂからベクトルｂ´を決定すると、その後、連結源信号の遠距離場アーティファクトと密接に関連する成分を有する信号（ベクトルｂ´）が得られる。

システム１０が最適ベクトルｂ´を生成する（例えば、ベクトルｘの成分のような）線形結合係数のセットを発見すると、システム１０はその後、連続的にサンプリングされた源信号の遠距離場信号アーティファクトの推定である、連続的にサンプリングされた信号を決定することができる。例えば、システム１０はビートウィンドウの信号で上述の投影を実行し、行列Ｈ_ｂおよびベクトルｂ´の両方が連結されたビートウィンドウの信号の表現を含む。ベクトルｘについて線形結合係数を決定した後、システム１０は追加の行列Ｈ_ｃを生成することができ、行列Ｈ_ｃの列は連続的にサンプリングされた（例えば、連結されていない）基準信号（または信号成分）と、連続的にサンプリングされてシフトされた基準信号（または信号成分）とを表す。言い換えると、行列Ｈ_ｂが連結されたビートウィンドウの基準信号およびシフトされた基準信号の表現を含み、行列Ｈ_ｃが連続的にサンプリングされた基準信号およびシフトされた基準信号の表現を含むということを除いて、行列Ｈ_ｂおよび行列Ｈ_ｃは同様とすることができる。システム１０はその後、決定された線形結合係数を含むベクトルｘと行列Ｈ_ｃとを掛け合わせ、数式２に示すような連続的にサンプリングされた信号（ベクトルｃ´）を生成することができる。

ベクトルｃ´が連続的にサンプリングされた信号を表すということを除いて、ベクトルｃ´はベクトルｂ´と同様とすることができる。数式２において、システム１０はベクトルｂ´と生物学的源信号との間の相関を最適化するために既に発見されていたベクトルｘを使用した。従って、ベクトルｃ´は生物学的源信号と最も密接に関連する行列Ｈ_ｃの成分を表す。行列Ｈ_ｂと同様に、行列Ｈ_ｃは元の源信号（例えば、連続的にサンプリングされた源信号）に存在する遠距離場信号アーティファクトを表す成分を含む場合がある。従って、ベクトルｃ´は元の源信号の遠距離場信号アーティファクトと密接に関連する成分からなる。ベクトルｃ´はまた、源信号における遠距離場信号アーティファクトの推定と呼ぶこともできる。

システム１０は最終的に、元の源信号からベクトルｃ´を差し引いて、元の源信号の近距離場信号成分を表す信号を得ることができる。すなわち、ベクトルｃ´は元の源信号における遠距離場信号アーティファクトの推定であるため、元の源信号からベクトルｃ´を差し引くことによって元の源信号の近距離場信号成分のみを残すことができる。ベクトルｃ´と元の源信号との間のこのような差は、残留信号と呼ぶことができる。

単一の源信号について残留信号を生成すると、システム１０は各源信号について同様のプロセスを実行することができる。例えば、上述のように、システム１０は６４個の源信号を収集する６４個の電極を含む場合がある。さらに上述のように、システム１０はアブレーションを行う心臓の領域を決定すること等の他の用途において、これらの信号を利用することができる。

上述のように、いくつかの処置において、この近距離場信号成分はアブレーションを行う心臓の領域を決定する際の重要な信号である。例えば、システム１０は追加的に、心臓についての情報を示す一つ以上の視覚マップを生成するために、電極２４によって検出された各信号について一つ以上の活性化時間を決定することができる。例えば、システム１０は「心臓組織をマッピングするための医療装置（ＭＥＤＩＣＡＬ ＤＥＶＩＣＥＳ ＦＯＲ ＭＡＰＰＩＮＧ ＣＡＲＤＩＡＣ ＴＩＳＳＵＥ）」と題される２０１４年３月１１日に出願された共有の仮出願第６１／９５１２６６号に記載された方法に従って動作することができる。検出された源信号の遠距離場信号成分を除去することによって、システムはより正確に活性化タイミングを決定し、一つ以上のマップを生成し、またはその両方を可能とすることができる。

しかしながら、いくつかの状況において、基準信号はまた、源信号の近距離場信号成分を表す成分を含む場合がある。このような状況において、行列Ｈ_ｂおよびＨ_ｃは源信号の近距離場信号成分を表す成分も含むこととなるであろう。その後結果として得られるベクトルｃ´および残留信号は、遠距離場信号アーティファクトおよび源信号の近距離場信号成分にきれいに分割されない場合がある。上述の処理技術は、近距離場信号成分を強調しないこと、および行列Ｈ_ｂおよびＨ_ｃを生成するために基準信号に存在する遠距離場信号アーティファクトの表現を強調することの少なくとも一方についてのいくつかの方法について説明した。例えば、基準信号にＰＣＡを実行することは、遠距離場信号アーティファクトの表現を強調すること、および基準信号に存在する（源信号に関連する）近距離場信号成分を強調しないことの少なくとも一方についての一つの方法である。従って、ＰＣＡを実行することによって、基準信号と源信号に存在する遠距離場アーティファクトとの間の相関を向上させることができる。しかしながら、システム１０はこのような処理技術に追加して、またはこの代わりに、同様の目的のための他の技術を採用することもできる。

例えば、システム１０は所与の源信号について複数のベクトルｂ´を決定することができる。上述のように、行列Ｈ_ｂは一つ以上のシフトされた連結基準信号を含むことができ、シフトされた連結基準信号の各々はシフト値の倍数に等しい数のサンプルによってシフトされたものである。いくつかの実施形態において、システム１０はさらに、生成されたビートウィンドウをシフトすることによって複数の行列Ｈ_ｂを生成することができる。例えば、上述のように、シフトされた基準信号を生成した時、システム１０は元の基準信号において検出されたＱＲＳ波またはピークの周りにビートウィンドウを維持していた。追加の行列Ｈ_ｂを生成するために、システム１０は図１０に示すように、シフトされた基準信号内にビートウィンドウを移動させることを除いて、生成されたシフトされた基準信号を利用することができる。図１０はビートウィンドウ４０４ａ〜ｃとともに、シフトされた基準信号４２１を示している。システム１０はビートウィンドウ４０４ａ〜ｃを右にシフトすることによって、ビートウィンドウ４０６ａ〜ｃを得ることができる。このようにビートウィンドウをシフトすることによって、システム１０は追加の行列Ｈ_ｂにおいて使用するためのシフトされた基準信号のわずかに異なる部分を取り込む。第一の追加の行列Ｈ_ｂを生成する際、システム１０は１つのサンプルによってビートウィンドウ４０４ａ〜ｃをシフトすることができる。第二の追加の行列Ｈ_ｂを生成する際、システム１０は２つのサンプルによってビートウィンドウ４０４ａ〜ｃをシフトすることができる。いくつかの実施形態において、システム１０はシフト値を１だけ小さくして、追加の行列を生成することができる。

システム１０はその後、生成された追加の行列Ｈ_ｂの各々について最適ベクトルｂ´を生成するための上述のプロセスと同様のプロセスを実行することによって、各源信号についていくつかのベクトルｂ´を生成することができる。このような実施形態において、システム１０はさらに、数式３に示すように、対応する誤差ベクトルを決定することができる。

上述のように、ベクトルｂは連結源信号を表し、ベクトルｂ´は数式１の出力を表す。誤差ベクトルｅはベクトルｂとベクトルｂ´との間の差を表すことができ、ベクトルｂ´が連結源信号に存在する遠距離場信号アーティファクトに密接に関連する成分を含む程度において、誤差ベクトルｅは連結源信号に存在する近距離場信号成分を表すことができる。しかしながら、上述のように、いくつかの状況において、ベクトルｂ´およびベクトルｅの両方は、近距離場信号成分と遠距離場信号成分の表現との複合を含むことができる。

各連結源信号についていくつかのベクトルｂ´を生成した後、システム１０はさらに、所与のベクトルｅについて各ビートウィンドウ内の信号を平均化することによって、各ベクトルｅについて平均ビートウィンドウを生成することができる。例えば、行列Ｈ_ｂは連結ビートウィンドウからなる信号を含むため、生成されたベクトルｂ´、およびそれに伴ってベクトルｅもまた、連結ビートウィンドウから構成される。従って、システム１０はその後、各ベクトルｅについて平均ビートウィンドウを生成することができる。各ベクトルｅについてビートウィンドウを平均化することは、ベクトルｅにおける近距離場信号成分を最小化し、存在する遠距離場信号アーティファクトを強調する傾向にある場合がある。システム１０はその後、ＲＭＳ、平均絶対誤差等のいくつかのよく知られた誤差最小化技術をのうちのいずれかを実行することによって、どのベクトルｅと対応する行列Ｈ_ｂとの相関が最も低いかを決定し、従って、源信号に存在する遠距離場アーティファクトとの相関が最も低いベクトルｅ、および源信号の近距離場信号成分との相関が最も高いベクトルｅを決定することができる。

図１１は、図１に示すようなカテーテルシステムによって実現可能な例示的な方法についてのフロー図である。図１１の方法は図１のカテーテルシステムに関連して説明されているが、図１１の例示的な方法は任意の適切なカテーテルまたは医療装置システムによって実行することができる。

いくつかの実施形態において、カテーテル装置、例えばカテーテルシステム１０は、心臓内に配置された電極２４を含むことができる。システム１０は１１０２に示すように、電極２４で生物学的基準信号を検出するように構成することができる。システム１０は追加的に、１１０４に示すように、生物学的源信号を検出するように構成することができ、生物学的源信号は生物学的基準信号のアーティファクトを含む。システム１０はさらに、１１０６に示すように、生物学的基準信号に基づいて、生物学的基準信号のアーティファクトを決定するように構成することができる。例えば、システム１０は生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーを生成し、生物学的基準信号と生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを、生物学的源信号に逆投影することができる。別の実施形態において、システム１０は別の方法で生物学的基準信号のアーティファクトを決定することができる。最後に、システム１０は１１０８に示すように、検出された生物学的源信号から生物学的基準信号のアーティファクトを差し引くことができる。

図１２は、図１に示すようなカテーテルシステムによって実現可能な例示的な方法についてのフロー図である。図１２の方法は図１のカテーテルシステムに関連して説明されているが、図１２の例示的な方法は任意の適切なカテーテルシステムによって実行することができる。

いくつかの実施形態において、カテーテル装置、例えばカテーテルシステム１０は、心臓内に配置された電極２４を含むことができる。システム１０は１２０２に示すように、複数の電極で一つ以上の心室信号を検出するように構成することができる。システム１０はさらに、１２０４に示すように、複数の電極を用いて心房信号を検出するように構成することができ、心房信号は心房信号成分と、一つ以上の心室信号を表すアーティファクト信号成分とを含む。最後に、システム１０は１２０６に示すように、検出された一つ以上の心室信号に少なくとも部分的に基づいて、アーティファクト信号成分を低減するように心房信号をフィルタリングするように構成することができ、フィルタリングは一つ以上の心室信号とアーティファクト信号成分との間の差に基づく。

上述の方法は、本願が企図するほんの数例の方法を示しているに過ぎない。別の実施形態において、システム１０は源信号および基準信号をより少ない程度で処理することもできる。例えば、本明細書に記載された方法は、ビートウィンドウの決定や連結信号の生成を行うことなく実行することもできる。このような実施形態においては代わりに、システムは修正されていない基準信号に対してＰＣＡ分析を行い、完全な源信号および完全な基準信号による逆投影を実行する場合がある。また、別の実施形態において、システム１０は逆投影前にＰＣＡまたは他の任意の次元削減技術を実行しない場合もある。いくつかの実施形態において、これらの実施形態はこのような追加の工程を必要とせず、十分な正確性で結果を得ることができる。

しかしながら、別の実施形態において、システム１０は源信号および基準信号の少なくとも一方について追加の処理を実行することができる。例えば、システム１０は源信号および基準信号の少なくとも一方に存在するノイズ干渉を低減するために、帯域通過フィルタ、または当技術分野においてよく知られた方法を実行することができる。

また、上述の技術は心臓の電気的信号に関連して説明されているが、このプロセスは心臓の電気的信号にのみ適用されるように限定されることはない。本明細書に記載された技術は、対象とする近距離場信号成分と望ましくない遠距離場アーティファクトとの両方を含む源信号から遠距離場信号とは形態的に異なる遠距離場信号アーティファクトを除去することに適用することができる。例えば、本明細書に記載された技術は、患者の脳によって生成された電気的信号を検出することや、源信号のどの成分が脳の局所的な領域によって生成されるか、また、源信号のどの成分が局所的な領域に伝導された遠距離場信号に起因するかを決定することに適用することができる。

Claims (15)

1. 心臓のチャンバをマッピングするためのカテーテルシステムにおいて、前記システムは、
   生物学的基準信号を検出するように構成された複数の第一電極と、
   生物学的源信号を検出するように構成された複数の第二電極とを含み、前記生物学的源信号は前記生物学的基準信号のアーティファクトを含み、
   複数の前記第二電極に接続されたプロセッサを含み、前記プロセッサは、
   前記生物学的基準信号に基づいて前記生物学的基準信号の前記アーティファクトを決定し、
   検出された前記生物学的源信号から前記生物学的基準信号の前記アーティファクトを差し引くように構成されるシステム。
2. 請求項１に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号に基づいて前記生物学的基準信号の前記アーティファクトを決定するために、前記プロセッサは前記生物学的基準信号と前記生物学的基準信号の前記アーティファクトとの間の差を補填するように構成されるシステム。
3. 請求項２に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号と前記生物学的基準信号の前記アーティファクトとの間の差を補填するために、前記プロセッサは前記生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーを生成するように構成されるシステム。
4. 請求項２または３に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号と前記生物学的基準信号の前記アーティファクトとの間の差を補填するために、前記プロセッサは、
   前記生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、前記生物学的基準信号の推定アーティファクトを生成するようにさらに構成されるシステム。
5. 請求項４に記載のシステムにおいて、検出された前記生物学的源信号から前記生物学的基準信号の前記アーティファクトを差し引くために、前記プロセッサは検出された前記生物学的源信号から前記生物学的基準信号の前記推定アーティファクトを差し引くように構成されるシステム。
6. 請求項４または５に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、前記生物学的基準信号の前記推定アーティファクトを生成するために、前記プロセッサは、
   前記生物学的基準信号と前記生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む投影行列を形成し、
   投影法を用いて線形結合係数のセットを決定し、
   前記投影行列と前記線形結合係数のセットとから前記生物学的基準信号の前記推定アーティファクトを形成するように構成されるシステム。
7. 請求項６に記載のシステムにおいて、前記投影法は、
   最小二乗回帰、
   制約付き最小二乗、
   最尤推定、
   非線形計画法、および
   線形計画法のうちの一つ以上を含むシステム。
8. 請求項４または５に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号について生成された一つ以上のシフトされたコピーに少なくとも部分的に基づいて、前記生物学的基準信号の前記推定アーティファクトを生成するために、前記プロセッサは、
   前記生物学的基準信号と前記生物学的基準信号についての一つ以上のシフトされたコピーとを含む畳み込み行列Ｈを生成し、
   前記畳み込み行列Ｈと最適乗算ベクトルｘとの積から解ベクトルｂ´を生成し、前記解ベクトルｂ´が前記生物学的源信号に最も密接に関連する解となるように、前記最適乗算ベクトルｘを決定するように構成されるシステム。
9. 請求項１〜８のいずれか一項に記載のシステムにおいて、前記プロセッサは前記生物学的基準信号の冗長性を低減するようにさらに構成されるシステム。
10. 請求項９に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号の冗長性を低減するために、前記プロセッサは前記生物学的基準信号に対して主成分分析を実行するように構成されるシステム。
11. 請求項１〜１０のいずれか一項に記載のシステムにおいて、前記プロセッサは前記生物学的基準信号におけるビートタイミングを特定するように構成されるシステム。
12. 請求項１１に記載のシステムにおいて、前記プロセッサは、
    前記生物学的基準信号および前記生物学的源信号において特定された前記ビートタイミングの周りのビートウィンドウを特定し、
    連結生物学的基準信号および連結生物学的源信号を生成するように前記ビートウィンドウを連結するようにさらに構成されるシステム。
13. 請求項１〜１２のいずれか一項に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号は遠距離場信号であり、前記生物学的源信号は近距離場信号であるシステム。
14. 請求項１〜１３のいずれか一項に記載のシステムにおいて、前記生物学的基準信号は心室信号であり、前記生物学的源信号は心房信号であるシステム。
15. 請求項１〜１４のいずれか一項に記載のシステムにおいて、複数の前記第一電極は表面電極を含むシステム。