JP2018526107A - 心臓活性化波面を特定しマッピングする方法およびシステム - Google Patents

Abstract

心臓活性化波面のマップを、伝導速度ベクトルにそれぞれ割り当てられた複数のメッシュ・ノードから作成することができる。有向エッジは、メッシュ・ノードを相互接続するものと規定され、重みが有向エッジに割り当てられることにより、重みは重み付きの有向伝導速度グラフを作成する。ユーザは、重み付きの有向伝導速度グラフ内の１つまたは複数の地点（必ずしもノードに対応しない）を選択することができ、これらの地点を通過する１つまたは複数の心臓活性化波面を、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して特定することができる。次に、心臓活性化波面を、心臓の幾何学形状の図形的表現上に表示することができる。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１５年９月２日付けの米国仮特許出願第６２／２１３，４３４号の利益を主張し、これを本明細書に全体が記述されているものとして参照により組み込む。

本開示は、心臓の診断および治療処置において実施され得るような、電気生理学的マッピングに関する。特に、本開示は、心臓活性化波面を特定しマッピングするシステム、装置、および方法に関する。

心臓内ナビゲーションおよびマッピング・システムの伝導速度（「ＣＶ」）マップは、所与のマップ地点における電気伝導の方向および速度を表示する。ＣＶマップは、隣接した地点の局所活性化時間（「ＬＡＴ」）を集めることによって、または他の方法論によって計算することができる。

ＣＶマップを所与として、異なる波面パターンを特定することも、電気生理学研究における関心事であり得る。例えば、衝突、限局性、リエントリ、およびロータを含む複数の波面パターンが、心臓活性化の間に生じることがある。これらの波面の特定および解釈は、広範囲に及ぶ電気生理学的病理学の機械的性質を分析する助けとなり得る。しかしながら、これらの波面パターンを研究するには、まずそれらを（例えば、同じソースと関連付けられたＣＶマップにおける一群の伝導速度ベクトルとして）特定できなければならない。

本明細書に開示されるのは、心臓活性化波面をマッピングする方法であって、複数のノードを含む、心臓表面の少なくとも部分の幾何学形状を受信するステップと、伝導速度データを含む、心臓表面のその部分に関する電気生理学データを受信するステップと、伝導速度データを使用して伝導速度ベクトルを複数のノードの各ノードに割り当てるステップであって、それにより複数の伝導速度ベクトルを作成する、ステップと、複数のノードを接続する複数の有向エッジを規定するステップであって、それにより有向伝導速度グラフを作成する、ステップと、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップであって、それにより重み付きの有向伝導速度グラフを作成する、ステップと、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップとを含む、方法である。

伝導速度データを使用して伝導速度ベクトルを複数のノードの各ノードに割り当てるステップは、伝導速度データを補間して、各伝導速度ベクトルを複数のノードのうち関連付けられたノードに割り当てるステップを含むことができる。

複数のノードを接続する複数の有向エッジを規定するステップは、第１の伝導速度ベクトルが割り当てられた、複数のノード内の第１のノードを選択するステップと、第２の伝導速度ベクトルが割り当てられた、複数のノード内の第２のノードを選択するステップと、第１のノードを第２のノードに接続する第１のベクトルを規定するステップと、第２のノードを第１のノードに接続する第２のベクトルを規定するステップと、第１の伝導速度ベクトルと第１のベクトルとの間の第１の角度を計算するステップと、第２の伝導速度ベクトルと第２のベクトルとの間の第２の角度を計算するステップと、第１の角度が９０°未満のとき、第１のノードから第２のノードまでの有向エッジを規定するステップと、第２の角度が９０°未満のとき、第２のノードから第１のノードまでの有向エッジを規定するステップとを、複数回繰り返すことを含むことができる。

いくつかの実施形態では、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップは、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードに割り当てられた第１の伝導速度ベクトルおよびそれぞれの有向エッジの第２のノードに割り当てられた第２の伝導速度ベクトルに基づいて、重みを割り当てるステップを含むことができる。

他の実施形態では、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップは、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードとそれぞれの有向エッジの第２のノードとの間を移動するのに要する時間に基づいて、重みを割り当てるステップを含むことができる。

更に他の実施形態では、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップは、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードにおける第１のピークトゥピーク電圧およびそれぞれの有向エッジの第２のノードにおける第２のピークトゥピーク電圧に基づいて、重みを割り当てるステップを含むことができる。

更なる実施形態では、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップは、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードにおける第１の周期長およびそれぞれの有向エッジの第２のノードにおける第２の周期長に基づいて、重みを割り当てるステップを含むことができる。

更なる他の実施形態では、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップは、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードに割り当てられた第１の伝導速度ベクトルの第１の方向およびそれぞれの有向エッジの第２のノードに割り当てられた第２の伝導速度ベクトルの第２の方向に基づいて、重みを割り当てるステップを含むことができる。

更なる実施形態では、有向伝導速度グラフにおける複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップは、各有向エッジに対して、伝導速度の一貫性、伝導速度の規則性、電気記録図の形態学的類似性、および接触力の１つまたは複数に基づいて、重みを割り当てるステップを含むことができる。

本開示の態様によれば、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップは、心臓活性化波面が通過する複数のノードの部分集合を特定するステップと、複数のノードの部分集合内のソース・ノードを特定するステップと、ソース・ノードから始まって複数のノードの部分集合を通る心臓活性化波面の経路を特定するステップとを含むことができる。

本開示の他の態様では、複数のノードの部分集合を特定するステップは、複数のノード内のシード・ノードを選択するステップと、シード・ノードを複数のノードの部分集合に追加するステップと、シード・ノードから始まる成長アルゴリズムを適用して、１つまたは複数の追加ノードを複数のノードの部分集合に追加するステップとを含むことができ、成長アルゴリズムは、複数のノードの部分集合内の第１のノードと、第１のノードに隣接し、複数のノードの部分集合外にある第２のノードとの類似性測定値を計算し、類似性測定値が類似性基準を満たした場合は第２のノードを複数のノードの部分集合に追加する。類似性測定値は、少なくとも部分的に、第１のノードに割り当てられた伝導速度ベクトルの方向、および第２のノードに割り当てられた伝導速度ベクトルの方向に基づくことができる。

複数のノードの部分集合内のソース・ノードを特定するステップは、強連結成分分析を複数のノードの部分集合に適用するステップを含むことができる。

ソース・ノードから始まって複数のノードの部分集合を通る心臓活性化波面の経路を特定するステップは、ソース・ノードから始まって複数のノードの部分集合を通る最小コスト経路を特定するステップを含むことができる。

また、方法は、幾何学形状の図形的表現を表示するステップと、幾何学形状の図形的表現上に心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップとを含むことができることが想起される。幾何学形状の図形的表現上に心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップは、幾何学形状の図形的表現上に心臓活性化波面の図形的表現をアニメーション化するステップを含むことができる。例えば、平均心臓周期長に基づいて、ある持続時間にわたって心臓活性化波面の図形的表現をアニメーション化することができる。

本開示の他の態様では、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップは、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第１の心臓活性化波面を特定するステップと、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第２の心臓活性化波面を特定するステップとを含み、方法は更に、幾何学形状の図形的表現を表示するステップと、幾何学形状の図形的表現上に第１の心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップと、第１の心臓活性化波面の図形的表現を表示してから、プリセットした遅延時間が経過した後、幾何学形状の図形的表現上に第２の心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップとを含む。

本開示の更に他の態様では、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップは、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第１の心臓活性化波面を特定するステップと、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第２の心臓活性化波面を特定するステップとを含み、方法は更に、第１の心臓活性化波面および第２の心臓活性化波面をマージすべきであると判断するステップと、第１の心臓活性化波面および第２の心臓活性化波面をマージして、マージされた心臓活性化波面とするステップと、幾何学形状の図形的表現を表示するステップと、幾何学形状の図形的表現上にマージされた心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップとを含む。

本開示の更なる態様では、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップは、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面のソースを特定するステップと、重み付きの有向伝導速度グラフを通る心臓活性化波面の経路を特定するステップとを含む。

また、本明細書に開示されるのは、心臓活性化波面をマッピングする方法であって、複数のメッシュ・ノードを含むメッシュを確立するステップと、複数のメッシュ・ノードの各メッシュ・ノードを伝導速度ベクトルに割り当てるステップと、複数のメッシュ・ノードを相互接続する複数の重み付きの有向エッジを規定するステップであって、それにより重み付きの有向伝導速度グラフを作成する、ステップと、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して、少なくとも１つの心臓活性化波面を特定するステップと、特定された少なくとも１つの心臓活性化波面を心臓の幾何学形状の図形的表現上に表示するステップとを含む、方法である。

本開示はまた、心臓活性化波面をマッピングするシステムであって、複数のメッシュ・ノードを含むメッシュおよび伝導速度データを含む電気生理学データを入力として受信し、伝導速度データを使用して伝導速度ベクトルを複数のメッシュ・ノードの各メッシュ・ノードに割り当て、複数のメッシュ・ノードを相互接続する複数の重み付きの有向エッジを規定し、それにより重み付きの有向伝導速度グラフを作成し、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して、少なくとも１つの心臓活性化波面を特定するように構成された、心臓活性化波面特定プロセッサと、特定された少なくとも１つの心臓活性化波面を心臓の幾何学形状の図形的表現上に表示するように構成されたマッピング・プロセッサとを含む、システムに関する。

本発明の上述および他の態様、特徴、詳細、効用、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によって、また添付図面を精査することによって明白となるであろう。

電気生理学研究で使用されることがあるような電気生理学システムの概略図である。

電気生理学研究で使用される例示的な多重電極カテーテルを示す図である。

本開示の一実施形態による心臓活性化波面をマッピングするために行うことができる、代表的なステップを示すフローチャートである。

代表的なメッシュを示す図である。

ＥＰデータ点を含む図４ａの代表的なメッシュを示す図である。

ＥＰデータ点における伝導速度ベクトルを含む図４ａの代表的なメッシュを示す図である。

本明細書では伝導速度メッシュと呼ばれる、図４ａに示される代表的なメッシュのノードに対する伝導速度ベクトルの割当てを示す図である。

代表的な有向伝導速度グラフを示す図である。

伝導速度メッシュのノードを接続する有向エッジの規定における様々なシナリオを示す図である。

平面の心臓活性化波面を示す概略図である。

環状の心臓活性化波面を示す概略図である。

環状の心臓活性化波面に関する形状依存性の重み関数を示す図である。

重み付きの有向伝導速度グラフにおける心臓活性化波面を特定するために行うことができる、代表的なステップを示すフローチャートである。

重み付きの有向伝導速度グラフ内におけるシード・ノードの特定を示す図である。

図９で特定したシード・ノードの、心臓活性化波面が通過するノードの部分集合内への成長を示す図である。 図９で特定したシード・ノードの、心臓活性化波面が通過するノードの部分集合内への成長を示す図である。 図９で特定したシード・ノードの、心臓活性化波面が通過するノードの部分集合内への成長を示す図である。 図９で特定したシード・ノードの、心臓活性化波面が通過するノードの部分集合内への成長を示す図である。

本開示の態様による、伝導速度マップ上に心臓活性化波面を表示する方策を示す図である。

本開示は、心臓活性化波面を含む電気生理学マップ（例えば、心電図マップ）を作成する方法、装置、およびシステムを提供する。

図１は、心臓カテーテルをナビゲートし、患者１１の心臓１０で生じる電気活性を測定し、電気活性、および／またはそのように測定された電気活性に関するもしくは電気活性を表す情報を三次元マッピングすることによって心臓電気生理学調査を行う、電気生理学システム８の概略図を示している。システム８は、例えば、１つまたは複数の電極を使用して、患者の心臓１０の解剖学モデルを作成するのに使用することができる。システム８はまた、心臓表面に沿った複数の地点における局所活性化時間（「ＬＡＴ］）を含むがそれに限定されない電気生理学データを測定し、測定されたデータを、電気生理学データを測定した各測定地点に関する位置情報と関連付けて記憶し、例えば、患者の心臓１０の診断データマップを作成するのに使用することができる。

当業者であれば認識するように、また更に後述するように、システム８は、一般的には三次元空間内における、対象の位置、およびいくつかの態様ではその配向を判断し、それらの位置を、少なくとも１つの基準に対して決定される位置情報として表現することができる。

例証を単純にするため、患者１１は概略的に楕円として示されている。図１に示される実施形態では、本明細書ではｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸と呼ばれる３つのほぼ直交する軸を規定する、患者１１の表面に適用された三組の表面電極（例えば、パッチ電極）が示されている。他の実施形態では、例えば特定の体表面上に複数の電極など、電極を他の配置で位置付けることができる。更なる代替例として、電極は必ずしも体表面上になくてもよく、体内または外部フレーム上に位置付けることができる。

図１では、ｘ軸の表面電極１２、１４は、患者の胸部領域の外側など、第１の軸に沿って患者に適用され（例えば、各腕の下で患者の皮膚に適用され）、左側および右側電極と呼ばれることがある。ｙ軸電極１８、１９は、患者の内腿および首領域に沿ってなど、ｘ軸にほぼ直交する第２の軸に沿って患者に適用され、左脚および首部電極と呼ばれることがある。ｚ軸電極１６、２２は、胸部領域で患者の胸骨および脊椎に沿ってなど、ｘ軸およびｙ軸の両方にほぼ直交する第３の軸に沿って適用され、胸部および背部電極と呼ばれることがある。心臓１０は、これらの表面電極対１２／１４、１８／１９、および１６／２２の間にある。

追加の表面基準電極（例えば、「腹部パッチ」）２１は、システム８の基準および／または接地電極となる。腹部パッチ電極２１は、更に後述する固定の心臓内電極３１に代わるものであってもよい。それに加えて、患者１１は、従来の心電図（「ＥＣＧ」または「ＥＫＧ」）システムのリード線の大部分または全てを適所に有してもよいことも認識されるべきである。例えば、特定の実施形態では、１２本のＥＣＧリード線の標準的な組が、患者の心臓１０において心電図を感知するのに利用されてもよい。このＥＣＧ情報は、システム８が利用可能である（例えば、コンピュータ・システム２０に対する入力として提供することができる）。ＥＣＧリード線が十分に理解されている限りにおいて、また図面を明瞭にするため、１つのみのリード線６およびコンピュータ・システム２０に対するその接続が、図１に示されている。

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、図１に概略的な形で示されている。この代表的なカテーテル電極１７は、「測定電極」または「ロービング電極」と呼ばれる場合がある。一般的に、カテーテル１３上または複数のかかるカテーテル上の複数の電極が使用される。例えば、一実施形態では、システム８は、患者の心臓および／または脈管内に配設された１２本のカテーテル上の６４個の電極を利用してもよい。

他の実施形態では、システム８は、複数（例えば、８つ）のスプラインを含む単一のカテーテルを利用してもよく、各スプラインは複数（例えば、８つ）電極を含む。当然ながら、これらの実施形態は単なる例示であり、任意の数の電極およびカテーテルが使用されてもよい。実際には、いくつかの実施形態では、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．のＥｎＳｉｔｅ（商標）Ａｒｒａｙ（商標）非接触式マッピング・カテーテルなど、高密度のマッピング・カテーテルを利用することができる。

同様に、カテーテル１３（または複数のかかるカテーテル）は、一般的に、１つまたは複数の導入器を介して、また良く知られた手順を使用して、患者の心臓および／または脈管に導入されることが理解されるべきである。本開示の目的のため、例示的な多重電極カテーテル１３のセグメントが図２に示されている。図２では、カテーテル１３は、経中隔シース３５を通して患者の心臓１０の左心室５０内へと延在している。左心室への経中隔アプローチを使用することは良く知られており、当業者にとって一般的であるため、本明細書で更に記載する必要はない。当然ながら、カテーテル１３は、他の任意の適切な方法で心臓１０に導入することもできる。

カテーテル１３は、その遠位先端にある電極１７と、図示される実施形態においてカテーテルの長さに沿って離間された、複数の追加の測定電極５２、５４、５６とを含む。一般的に、隣接した電極間の間隔は分かるようになるが、電極はカテーテル１３に沿って均等に離間されなくてもよく、互いに等しいサイズでなくてもよいことが理解されるべきである。これらの電極１７、５２、５４、５６はそれぞれ患者の体内にあるので、位置データは、システム８によって電極それぞれに対して同時に収集されてもよい。

同様に、電極１７、５２、５４、および５６はそれぞれ、心臓表面から電気生理学データを集めるのに使用することができる。当業者であれば、電気生理学データ点の獲得および処理（例えば、接触式および非接触式両方の電気生理学マッピングを含む）に関する様々なモダリティに精通しているので、本明細書に開示する伝導速度マッピング技術の理解のため、それを更に考察することは不要である。同様に、当該分野で良く知られている様々な技術を使用して、複数の電気生理学データ点から図形的表現を発生させることができる。電気生理学データ点から電気生理学マップをどのように作成するかを当業者が認識する限りにおいて、その態様については、本明細書に開示するマップを理解するのに必要な範囲でのみ、本明細書に記載する。

次に図１に戻ると、いくつかの実施形態では、固定の基準電極３１（例えば、心臓１０の壁に取り付けられる）が第２のカテーテル２９上に示されている。較正の目的で、この電極３１は定置である（例えば、心臓の壁もしくはその付近に取り付けられる）か、またはロービング電極（例えば、電極１７、５２、５４、５６）と固定の空間的関係で配設されてもよく、したがって、「ナビゲーション基準」または「局所基準」と呼ばれることがある。固定の基準電極３１は、上述した表面基準電極２１に加えて、またはその代わりに使用されてもよい。多くの例では、心臓１０の冠状静脈洞電極または他の固定電極を、電圧および変異を測定する基準として使用することができ、つまり、後述するように、固定の基準電極３１は座標系の原点を規定してもよい。

各表面電極は多重化スイッチ２４に連結され、表面電極の対は、コンピュータ２０上で稼動するソフトウェアによって選択され、それによって表面電極が信号発生器２５に連結される。あるいは、スイッチ２４は排除されてもよく、各測定軸（つまり、各表面電極対）に１つずつ、複数（例えば、３つ）の例の信号発生器２５が提供されてもよい。

コンピュータ２０は、例えば、従来の汎用コンピュータ、専用コンピュータ、分散型コンピュータ、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、本明細書に開示する様々な態様を実践する命令を実行してもよい、単一の中央処理装置（ＣＰＵ）、または並列処理環境と一般に呼ばれる複数の処理装置など、１つまたは複数のプロセッサ２８を備えてもよい。

一般に、生物導体におけるカテーテルのナビゲーションを実現するために、３つの名目上直交する電界が、一連の駆動され感知された電気双極子（例えば、表面電極対１２／１４、１８／１９、および１６／２２）によって発生される。あるいは、３つの直交する電界を分解することができ、任意の表面電極対を双極子として駆動して、有効な電極の三角形分割（ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｔｒｉａｎｇｕｌａｔｉｏｎ）を提供することができる。同様に、電極１２、１４、１８、１９、１６、および２２（または他の任意の数の電極）を、心臓内の電極に対して電流を駆動し、またはそこから電流を感知するため、他の任意の有効な配置で位置付けることができる。例えば、複数の電極を、患者１１の背中、体側、および／または腹部に位置させることができる。任意の所望の軸に関して、所定の一連の駆動（ソース・シンク）構成によって得られるロービング電極間で測定される電位を、代数的に組み合わせて、直交軸に沿って均一な電流を単に駆動することによって得られるのと同じ有効電位をもたらしてもよい。

このように、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２のうち任意の２つが、腹部パッチ２１などの基底基準に対する双極子のソースおよびドレインとして選択され、励起されていない電極が基底基準に対する電圧を測定してもよい。心臓１０内に位置するロービング電極１７、５２、５４、５６は、電流パルスによる電界に暴露され、腹部パッチ２１などの基底に対して測定される。実際上、心臓１０内のカテーテルは、図示される４つよりも多いまたは少ない電極を含んでもよく、各電極の電位が測定されてもよい。上述したように、少なくとも１つの電極が心臓の内表面に固定されて、固定の基準電極３１を形成してもよく、それも、腹部パッチ２１などの基底に対して測定され、局所化システム８が位置を測定する基準となる座標系の原点として規定されてもよい。表面電極、内部電極、および仮想電極それぞれからのデータセットは全て、心臓１０内のロービング電極１７、５２、５４、５６の位置を判断するのに使用されてもよい。

測定された電圧は、システム８によって、基準電極３１などの基準位置に対する、ロービング電極１７、５２、５４、５６などの電極の、心臓内部における三次元空間位置を判断するのに使用されてもよい。つまり、基準電極３１で測定された電圧は、座標系の原点を規定するのに使用されてもよく、ロービング電極１７、５２、５４、５６で測定された電圧は、原点に対するロービング電極１７、５２、５４、５６の位置を表現するのに使用されてもよい。いくつかの実施形態では、座標系は三次元（ｘ、ｙ、ｚ）デカルト座標系であるが、極座標系、球座標系、および円柱座標系などの他の座標系が想起される。

上記の考察から明らかなように、心臓内における電極の位置を判断するのに使用されるデータは、表面電極対が心臓に対して電界を与えている状態で測定される。電極データはまた、全体を参照により本明細書に組み込む米国特許第７，２６３，３９７号に記載されているように、電極位置に関する生の位置データを改善するのに使用される、呼吸補償（ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ）値を作成するのに使用されてもよい。電極データはまた、例えば、全体を参照により本明細書に組み込む米国特許第７，８８５，７０７号に記載されているように、患者の身体のインピーダンスの変化を補償するのに使用されてもよい。

代表的な一実施形態では、システム８は、最初に一組の表面電極を選択し、次にそれらを電流パルスで駆動する。電流パルスが送達されている状態で、残りの表面電極およびインビボ電極の少なくとも１つで測定される電圧などの電気活性が測定され記憶される。呼吸および／またはインピーダンス・シフティングなど、アーチファクトの補償は、上述したように実施されてもよい。

いくつかの実施形態では、システム８は、上述したように電界を発生させる、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．のＥｎＳｉｔｅ（商標）Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（商標）心臓マッピングおよび可視化システム、または電界に依存する別の局所化システムである。しかしながら、例えば、電界の代わりにまたは電界に加えて磁界を局所化に利用するシステムなど、他の局所化システムが本発明の教示と併せて使用されてもよい。かかるシステムの例としては、非限定的に、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．のＣＡＲＴＯナビゲーションおよび位置決定システム、Ｎｏｒｔｈｅｒｎ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｎｃ．のＡＵＲＯＲＡ（登録商標）システム、ＳｔｅｒｏｔａｘｉｓのＮＩＯＢＥ（登録商標）Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ、ならびにＳｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．のＭｅｄｉＧｕｉｄｅ（商標）ＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙおよびＥｎＳｉｔｅ（商標）Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ（商標）システムが挙げられる。

米国特許第６，９９０，３７０号、第６，９７８，１６８号、第６，９４７，７８５号、第６，９３９，３０９号、第６，７２８，５６２号、第６，６４０，１１９号、第５，９８３，１２６号、および第５，６９７，３７７号（全て、それらの全体を参照により本明細書に組み込む）に記載されている局所化およびマッピング・システムも、本発明と共に使用することができる。

本明細書に全体が記述されているものとして参照により組み込む、２０１４年１０月１５日付けの米国仮特許出願第６２／０６３，９８７号は、心臓活性化波面の局所伝導速度に関する情報を提供する、電気生理学マップを作成する方法、装置、およびシステムを開示している。かかるマップ（本明細書では、「ＣＶマップ」と呼ばれる）では、異なる波面パターン（例えば、衝突、限局性、リエントリ、ロータ）を特定できることが望ましい。したがって、共通のソースと関連付けられた、一群の伝導速度ベクトルとして、波面を特定することが望ましい。

伝導速度ベクトル情報を使用して心臓活性化波面をマッピングする１つの基本的な方法論について、図３に示されるような代表的なステップのフローチャートを参照して本明細書で説明する。いくつかの実施形態では、例えば、フローチャートは、本明細書に記載されるように心臓活性化波面を特定しマッピングするのに、図１のコンピュータ２０によって（例えば、１つまたは複数のプロセッサ２８によって）実施することができる、いくつかの例示的なステップを表すことがある。後述する代表的なステップは、ハードウェア組込み型またはソフトウェア組込み型のどちらかであることができることを理解されたい。説明のため、「単一のプロセッサ」という用語は、本明細書では、ハードウェアベースおよびソフトウェアベースの両方における本明細書の教示の組込みについて説明するのに使用される。

ブロック３０２で、心臓の幾何学形状（つまり、心臓表面の少なくとも部分の幾何学形状）が受信される。当業者であれば、心臓の幾何学形状は、本明細書では「ノード」とも呼ばれる複数の位置点によって規定されることを認識するであろう。これらのノードは、互いにエッジによって相互接続することができ、ノードおよびエッジの集合体は、心臓表面を表すメッシュを形成する。複数のノード４０２を含む、代表的なメッシュ４００が図４ａに示されている。

いくつかの実施形態では、心臓の幾何学形状は、局所化システム８を使用して獲得される。例えば、Ｓｔ．Ｊｕｄｅ ＭｅｄｉｃａｌのＥｎＳｉｔｅ（商標）Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（商標）心臓マッピング・システムの一部である、ＯｎｅＭｏｄｅｌ（商標）および／またはＯｎｅＭａｐ（商標）ツールを使用して、心臓の幾何学形状を作成することができる。しかしながら、非限定的に、ＭＲＩ、ＣＴ、および超音波マッピングを含む他のモダリティを使用して、心臓の幾何学形状を獲得できることも想起される。更に、心臓の幾何学形状の発生および獲得が当業者に知られたものである限り、本明細書に開示される心臓活性化波面のマッピングを理解するために、それらの更なる説明は不要である。

本開示の態様によれば、メッシュ４００内におけるノード４０２の相対間隔は、実質的に均一であることができる。例えば、ノード４０２は、約１ｍｍなど、ユーザ選択可能な均一の間隔で位置付けることができる。

ステップ３０４で、心臓の幾何学形状によって表される、心臓表面の部分に関する電気生理学（「ＥＰ」）データが受信される。ＥＰデータは、例えば、上述したような多重電極カテーテル１３を使用して収集することができる。当業者には良く知られているように、また上述したように、ＥＰデータは、心臓表面で生じる電気生理学活性を説明し、非限定的に、伝導速度データ、局所活性化時間（「ＬＡＴ」）データ、電圧データ（例えば、ピークトゥピーク電圧データ）、分別データ、および周期長データを挙げることができる。

上述したように、当業者であればＥＰマッピングに精通しているので、その態様については、本明細書に開示するマップを理解するのに必要な範囲でのみ、本明細書に記載する。例証のみの目的で、本明細書に記載する心臓活性化波面マッピング技術の態様について、伝導速度データと関連して、これらの教示を他のＥＰデータに拡張することが当業者の能力の範囲内であるとの理解のもとで記載する。

いくつかの実施形態では、本明細書に開示する活性化波面マッピング技術は、例えば米国仮特許出願第６２／０６３，９８７号に開示されているような、伝導速度マップに適用される。しかしながら、他の実施形態では、ＥＰデータ（例えば、受信した伝導速度データ）は、メッシュに直接マッピングしなくてもよい。つまり、ＥＰデータが測定および／または計算された地点４０４（「ＥＰデータ点」または「マップ点」と呼ばれる場合が多い）は、心臓の幾何学形状４００のノード４０２と一致しないことがある。図４ｂはこの状態を示している。

当業者であれば本開示から認識するように、この状況では、地点４０４で測定したＥＰデータを使用して、ＥＰデータをノード４０２に割り当てるのが有益である（ブロック３０６）。図４ｃおよび４ｄは、例えばガウス核を使用することによって、地点４０４で測定した伝導速度データ４０８を補間することによって伝導速度ベクトル４０６をノード４０２に割り当てる、１つの適切な方法を示している。

ブロック３０６の出力は、本明細書では、「伝導速度メッシュ」（即ち、伝導速度ベクトル４０６を含むノード４０２の集合体）と呼ばれる。図４ｄは、伝導速度データ４０８から補間されたデータをノード４０２に割り当てることによって発生する、代表的な伝導速度メッシュ４１０を示している。

ＥＰデータをノード４０２に割り当てるとき、特定のＥＰデータが除外されてもよいことが想起される。例えば、米国仮特許出願第６２／０６３，９８７号は、時間に伴う所与のＥＰデータ点に対する伝導速度ベクトル構成成分の方向における一貫性の程度を測定する、「一貫性指数」を開示している。高い伝導速度一貫性指数は、高い程度の方向一貫性と関連付けることができ、低い伝導速度一貫性指数は、低い程度の方向一貫性（つまり、伝導速度ベクトル構成成分の方向における高い程度の偶然性）と関連付けることができる。本開示の態様によれば、伝導速度ベクトルをノード４０２に割り当てるとき、適切に高い一貫性指数（例えば、ユーザ決定されてもよい、プリセットされた一貫性指数閾値を超える一貫性指数を有する）を示す地点４０４からの伝導速度データのみが含まれる。

同様に、低電圧または高い分別などの他の測定規準に基づいて、ＥＰデータを除外できることが想起される。

ブロック３０８で、ノード４０２は、複数の有向エッジによって相互接続される。ブロック３０８の結果は、本明細書では、「有向伝導速度グラフ」と呼ばれる。図４ｄに示される伝導速度メッシュ４１０に対応する代表的な有向伝導速度グラフ５００が、図５に示されている。

ノード４０２を相互接続する複数の有向エッジ５０２を規定する１つの適切な方策について、図６を参照して次に記載する。図６は、それぞれの伝導速度ベクトル

および

が割り当てられているノードｉ、ｊの任意の対に対する４つの可能な有向エッジのシナリオを例証する。ベクトル

はノードｉをノードｊに接続すると規定され、ベクトル

はノードｊをノードｉに接続すると規定される。

および

は角度Θ_ｄｉを形成する。同様に、

および

は角度Θ_ｄｊを形成する。

図６の左上の象限に示される第１のシナリオでは、Θ_ｄｉは９０°未満、Θ_ｄｊは９０°以上である。このシナリオでは、ノードｊはノードｉから到達可能であるが、その逆は不可能である。したがって、有向エッジ５０２は、ノードｉからノードｊまでと規定される。

図６の右上の象限に示される第２のシナリオでは、Θ_ｄｉは９０°以上、Θ_ｄｊは９０°未満である。このシナリオでは、ノードｉはノードｊから到達可能であるが、その逆は不可能である。したがって、有向エッジ５０２は、ノードｊからノードｉまでと規定される。

図６の左下の象限に示される第３のシナリオでは、Θ_ｄｉおよびΘ_ｄｊの両方が９０°未満である。このシナリオでは、ノードｉおよびｊはそれぞれ、他方から到達可能である。したがって、２つの有向エッジ５０２ａおよび５０２ｂがそれぞれ、ノードｉからノードｊまで、およびノードｊからノードｉまでと規定される。

図６の右下の象限に示される第４のシナリオでは、Θ_ｄｉおよびΘ_ｄｊの両方が９０°以上である。このシナリオでは、ノードｉおよびｊのどちらも他方から到達不能である。したがって、有向エッジはノードｉおよびｊの間で規定されない。

ブロック３１０で、重み（またはコスト）が各有向エッジ５０２に割り当てられる。更に後述するように、有向エッジ５０２に割り当てられる重みは、有向エッジ５０２によって接続されたノードｉおよびｊにおける伝導速度ベクトル

および

が同じ心臓活性化波面からもたらされる可能性の尺度である。つまり、重みが少ないほど、

および

が同じ心臓活性化波面からもたらされる可能性は高くなる。ブロック３１０の結果は、本明細書では、「重み付きの有向伝導速度グラフ」と呼ばれる。

一対のノードｉ、ｊを接続する有向エッジに対する重み関数Ｗは、様々な測定規準を使用して規定することができる。いくつかの適切な重み関数Ｗについて、以下のパラグラフに記載する。以下に記載する例示的な重み関数Ｗは、個別および様々な組み合わせの両方で適用できることが理解されるべきである。換言すれば、以下に記載する代表的な重み関数は、単一の測定規準のみの関数として提示されるが、本明細書に記載する複数の測定規準の関数（例えば、伝導速度ベースおよび時間ベースの両方の重み関数）として重み関数を規定することは、本開示の趣旨および範囲内にある。

伝導速度ベースの重み関数Ｗ_ＣＶ（ｉ，ｊ）
本開示の一態様によれば、重み関数Ｗは、ノードｉおよびｊにそれぞれ割り当てられる、伝導速度ベクトル

と

との間の類似性に基づく。これら２つの間の角度は

にしたがって計算することができ、大きさの差は

にしたがって計算することができる。重み関数Ｗは、Θ_ｉ，ｊおよびｄ_ｉ，ｊ両方の関数であることができ、例えば、Ｗ_ＣＶ（ｉ，ｊ）＝ｗ_１＊Θ_ｉ，ｊ＋ｗ_２＊ｄ_ｉ，ｊであり、式中、ｗ_１およびｗ_２はそれぞれ、

と

との間の角度、および

と

との間の大きさの差と関連付けられた重み係数である。この代表的な式にしたがって、有向エッジ５０２は、そのノードｉおよびｊが類似の伝導速度ベクトルを有する場合に、より小さい重みを有するようになる（類似の伝導速度ベクトルが、同じ心臓活性化波面によってもたらされる可能性が高いことを反映する）。

時間ベースの重み関数Ｗ_ｔ（ｉ，ｊ）
本開示の別の態様によれば、重み関数Ｗは、２つのノードｉおよびｊの間の有向エッジに沿ってそれらの間で移動するのに要する時間に基づく。これは次いで、ノードｉおよびｊの間の距離を、ノードｉおよびｊを接続する有向エッジに沿った速度で割ることによって計算することができる。例えば、有向エッジがノードｉからノードｊへと進む場合、

である（

、

、およびΘ_ｄｉは上記に規定されている）。この代表的な式にしたがって、有向エッジ５０２の重みは、波面がその有向エッジに沿って伝播するのにかかる時間に直接比例するようになる。

電圧ベースの重み関数Ｗ_Ｖ（ｉ，ｊ）
本開示の更に別の態様では、重み関数Ｗは、ノードｉおよびｊそれぞれでの電圧（例えば、ピークトゥピーク電圧）Ｖ_ｉおよびＶ_ｊの間の類似性に基づく。例えば、Ｗ_Ｖ（ｉ，ｊ）＝｜Ｖ_ｉ−Ｖ_ｊ｜である。この代表的な式にしたがって、有向エッジ５０２は、そのノードｉおよびｊが類似のピークトゥピーク電圧を有する場合に、より小さい重みを有するようになる（類似のピークトゥピーク電圧が同じ心臓活性化波面からもたらされる場合が多いことを反映する）。

周期長ベースの重み関数Ｗ_ＣＬ（ｉ，ｊ）
本開示の更に別の態様では、重み関数Ｗは、ノードｉおよびｊそれぞれでの周期長ＣＬ_ｉおよびＣＬ_ｊの間の類似性に基づく。例えば、Ｗ_ＣＬ（ｉ，ｊ）＝｜ＣＬ_ｉ−ＣＬ_ｊ｜である。この式にしたがって、有向エッジ５０２は、そのノードｉおよびｊが類似の周期長を有する場合に、より小さい重みを有するようになる（類似の周期長が同じ心臓活性化波面からもたらされる場合が多いことを反映する）。

他の適切な測定規準
重み関数において考慮することができる他の適切な測定規準としては、非限定的に、伝導速度の一貫性、伝導速度の規則性、電気記録図の形態学的類似性、接触力、またはそれらの組み合わせが挙げられる。当業者であれば、これらの様々な測定基準を使用して（例えば、同じ心臓活性化波面を経験する可能性が高い２つのノードを相互接続する有向エッジに対する、より小さい重みを計算する形で）、重み関数を展開する方法を認識するであろう。

形状依存性の重み関数
上述した伝導速度ベース、時間ベース、電圧ベース、および周期長ベースの重み関数は、概して、心臓活性化波面に対する不変のモデルを仮定する。このモデルは、平面の波面に関して認識しているが、他の波面パターン（例えば、回転する波面）に対しては当てはまらない。

したがって、いくつかの実施形態では、異なる重み関数を異なる波面パターンに使用することができるので、重み関数は形状依存性である。例証の目的で、形状依存性の重み関数について、伝導速度ベクトルの配向を参照して記載する。しかしながら、形状依存性の重み関数は、本明細書で考察する他の測定規準（例えば、伝導速度の大きさ、時間、電圧、周期長、伝導速度の一貫性、伝導速度の規則性、電気記録図の形態学的一貫性、接触力など）に対して展開することもできることが理解されるべきである。

伝導速度ベクトルの配向ベースの重み関数は、Θ_ｉ，ｊ（上記に規定）の関数である。図７ａに概略的に示されるものなどの平面波の場合、より小さい角度Θ_ｉ，ｊは、ノードｉおよびｊに割り当てられたそれぞれの伝導速度ベクトルの配向間の類似性がより大きいことを反映し、したがってより小さい重みがもたらされるべきである。したがって、平面波に対する適切な伝導速度ベクトルの配向ベースの重み関数は、Ｗ_ＣＶ（ｉ，ｊ）＝Θ_ｉ，ｊと規定することができる。

他方で、図７ｂに概略的に示されるものなどの回転波の場合、同じ心臓活性化波面内であっても、有向エッジのノードに割り当てられる伝導速度ベクトルの配向に顕著なばらつきがあり得る。したがって、平面波に関して上述した形状依存性の重み関数は、回転波に適用した場合、「偽陰性」となるであろう。

したがって、回転波に対する適切な重み関数は、３つの伝導速度ベクトル間の２つの角度の比較であることができる。図７ｃに示されるように、３つの隣接したノードｉ、ｊ、およびｋにはそれぞれ、伝導速度ベクトル

、

、および

が割り当てられる。

および

は角度Θ_ｉ，ｊを形成し、

および

は角度Θ_ｋ，ｉを形成する。

回転波の場合、波面がノード（例えば、ノードｉ）に入る角度は、波面がそのノードを出る角度と同様になると予想することができる。したがって、Θ_ｉ，ｊ〜Θ_ｋ，ｉのとき、より小さい重みが割り当てられるべきである。したがって、回転波に対する１つの適切な形状依存性の重み関数は、Ｗ_ＣＶ（ｉ，ｊ）＝Θ_ｋ，ｉ−Θ_ｉ，ｊである。

他の波形（例えば、限局性、衝突）に対する他の重み関数、ならびに／あるいは追加のおよび／または異なる測定規準（例えば、伝導速度の大きさ、ピークトゥピーク電圧など）を使用する重み関数も想起される。

ブロック３１２で、１つまたは複数の心臓活性化波面が、重み付きの有向伝導速度グラフを使用して特定される。ブロック３１２に含むことができる代表的なステップの更なる詳細が、図８のフローチャート８００に示される。

ブロック８０２で、例えば、重み付きの有向伝導速度グラフの図形的表現をユーザがポイント・アンド・クリックできるようにすることによって、シード・ノードが選択される。図９に示されるように、ユーザがノードを正確に選択しない場合、システム８は、最も近いノードの選択をシード・ノード９００として、ユーザの入力を解釈することができる。

有利には、ブロック８０２におけるシード・ノードのユーザ選択は、特定および／またはマッピングされる、重み付きの有向伝導速度グラフおよび心臓活性化波面の両方に対して任意であることができる。つまり、ユーザは重み付きの有向伝導速度グラフ内のノードを正確に選択することを要求されないだけではなく、ユーザは、心臓活性化波面の開始点を特定しようとすることも要求されない。代わりに、本明細書に記載する方法は、任意に選択されたシード・ノード９００に適用されて、シード・ノード９００を通過する心臓活性化波面の開始点が特定される。

本開示の追加の態様によれば、シード・ノード９００は、ユーザ選択の代わりにシステム８によってなど、自動的に決定することができる。例えば、上述したように、ノード４０２にはＥＰデータ（例えば、伝導速度、周期長など）を割り当てることができる。このＥＰデータは、システム８によって、シード・ノード９００（例えば、最も高い伝導速度、最も短い周期長などを有するノード４０２）を特定する基準として使用することができる。

シード・ノード９００は、次に、成長アルゴリズムの適用によって、同じ心臓活性化波面が通過する複数のノードの部分集合を含むように「成長」させられる（ブロック８０４）。成長アルゴリズムは、隣接したノードｉとｊとの間（例えば、図９のシード・ノード９００と隣接したノード９０２との間）の類似性測定値ＳＭ（ｉ，ｊ）を計算し、類似性測定値を類似性基準（例えば、類似性閾値）と比較し、類似性測定値が類似性基準を満たした（例えば、類似性閾値を超える）場合、隣接したノード９０２を複数のノードの部分集合に追加する。

１つの適切な類似性基準は、隣接したノードの伝導速度ベクトルによって形成される角度に基づく。隣接したノードｉおよびｊの伝導速度ベクトル

および

によって形成される角度Θｉ，ｊが閾値角度α未満の場合、隣接したノードｊは部分集合に追加される。他方で、角度が閾値角度αを超過した場合、隣接したノードｊは部分集合に追加されない。

これは、図１０ａ〜１０ｄに更に例証される。図１０ａは、シード・ノードｉと、３つの隣接したノードｐ、ｊ、およびｋとを示している。当業者であれば上記の開示から認識するように、それらに割り当てられた伝導速度ベクトルはそれぞれ、

、

、

、および

と表される。同様に、

と

との間の角度はΘ_ｐ，ｉと表され、

と

との間の角度はΘ_ｉ，ｊと表され、

と

との間の角度はΘ_ｉ，ｋと表される。Θ_ｐ，ｉ、Θ_ｉ，ｊ、およびΘ_ｉ，ｋはそれぞれ、閾値角度αと比較される。図１０ｂに示されるように、α未満の各角度（例えば、Θ_ｐ，ｉおよびΘ_ｉ，ｋ）について、それぞれの隣接したノード（例えば、ｐおよびｋ）は、心臓活性化波面が通過するノードの部分集合に追加される。Θ_ｉ，ｊ＞αなので、ノードｊは、心臓活性化波面が通過するノードの部分集合に追加されない。このプロセスは、全てのノードがそれらの隣接したノードに対してチェックされるまで反復して繰り返すことができ、それによって、図１０ｃ（影が付けられ円で囲まれている）および１０ｄ（周囲の除外されたノードから抽出される）に示される、心臓活性化波面が通過するノードの最終的な部分集合が得られる。

異なる重み関数を、上述したような異なる波面形状に利用できるのと同じく、本開示の範囲から逸脱することなく、異なる類似性測定値を用いることもできる。例えば、いくつかの実施形態では、類似性測定値ＳＭ（ｉ，ｊ）はＷ_ＣＶ（ｉ，ｊ）（即ち、ノードｉおよびｊを接続する有向エッジの伝導速度ベースの重み）と同一である。

同様に、類似性測定値は複数の測定規準の関数であることができる。例えば、ＳＭ（ｉ，ｊ）は、ノードｉおよびｊを接続する有向エッジの伝導速度ベースの重みおよび周期長ベースの重み両方の関数として規定することができる。
Θ_１Ｗ_ＣＶ（ｉ，ｊ）＋Θ_２Ｗ_ＣＬ（ｉ，ｊ）

更に他の実施形態では、成長プロセスは、第１の類似性測定値とは独立した第２の類似性測定値を使用して繰り返される。

心臓活性化波面が通過するノードの部分集合が特定されると、ブロック８０６で、ソース・ノード（即ち、心臓活性化波面の原点に対応するノード）が決定される。本開示の態様によれば、強連結成分分析（Ｓｈａｒｉｒ，Ａ ｓｔｒｏｎｇ ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｉｔｙ ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ａｎｄ ｉｔｓ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｔｏ ｄａｔａ ｆｌｏｗ ａｎａｌｙｓｉｓ，Ｃｏｍｐｕｔｅｒｓ ａｎｄ Ｍａｔｈｅｍａｔｉｃｓ ｗｉｔｈ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ７（１）：６７−７２（１９８１）；Ｃｏｒｍｅｎ，Ｉｎｔｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ｔｏ ａｌｇｏｒｉｔｈｍｓ（２００９）を参照、本明細書に全体が記述されているものとして両方とも参照により組み込む））が、ソース・ノードを特定するために適用される。

ブロック８０８で、ノードの部分集合を通り、ソース・ノードで始まる心臓活性化波面の経路が特定される。本明細書に開示する実施形態では、心臓活性化波面の経路は、ノードの部分集合を通る最小コスト経路を探索することによって決定される。

次に図３を参照すると、ブロック３１４で、心臓活性化波面を、ディスプレイ２３における心臓の幾何学形状の図形的表現上などに表示することができる。心臓活性化波面を表示する１つの代表的な方策が、図１１に示される。図１１に示されるように、２つの特定された心臓活性化波面１１００、１１０２が示され、それらの対応する伝導速度ベクトルは、ＣＶマップ１１０４上の異なるグレースケール中にある。

本開示の別の態様によれば、心臓活性化波面は、伝導速度ベクトルをそれらの局所的活性化時間および局所的伝導速度にしたがって逐次的に表示し、ブロック８０６で特定されたソース・ノードから始まって、ブロック８０８で特定された経路に沿って進むことによって表示される。

いくつかの実施形態では、心臓活性化波面は、後続の伝導速度ベクトルが現れると前の伝導速度ベクトルを除去するかまたは暗くすることなどによって、（例えば、心臓活性化の平均周期長にわたって）アニメーションを用いて表示することができる（伝導速度ベクトルが、心臓の幾何学形状の図形的表現を横切って動いているかのように見えるようになる）。例えば、各伝導速度ベクトルは、最初にその局所的活性化時間にしたがって明るくすることができ、その局所的伝導速度に基づいた時間の間、明るいままであることができる。

また、複数の心臓活性化波面を逐次的に表示することが想起される。例えば、ユーザが３つのシード・ノードを特定した場合（またはシステム８を使用して、３つのシード・ノードが自動的に特定された場合）、３つの心臓活性化波面を特定し、次にユーザ定義の遅延期間によって分離して、連続して表示することができる。

また、これら複数の波面を、ユーザによって手動で、または１つまたは複数のプリセットされた基準にしたがって自動的に、分類および／または優先順位の決定を行うことができることが想起される。例えば、複数の波面を、それらそれぞれの平均周期長、それらそれぞれの平均伝導速度などにしたがって、分類および／または優先順位の決定を行うことができる。分類および／または優先順位の決定が行われると、波面を上述したように（例えば、連続して分類された波面の表示間にユーザ定義の遅延を用いて）逐次的に表示することができる。

当業者であれば、瘢痕または他の妨害物が心臓活性化波面の経路を遮った場合に、単一の心臓活性化波面が複数の心臓活性化波面のように見えることがあることも認識するであろう。したがって、実施形態では、（例えば、低電圧値および分別された電気記録図／電位を使用して）妨害物を検出し、マージすべき波面を特定し、次に（例えば、ｗ_１＋ｗ_２→ｗ’、次いでｗ’＋ｗ_３→ｗ’など、ｎ個の波面が全てマージされて最終的なｗ’となるまで）波面を逐次的にマージすることによって、複数の心臓活性化波面（例えば、ｗ_１、ｗ_２、…、ｗ_ｎ）をマージして単一の心臓活性化波面（例えば、ｗ’）とすることができる。例えば、ｗ_１およびｗ_２をマージする場合、ｗ_１の最終ノードをｗ_２のソース・ノードに接続することができる。以下に記述するのは、１つの適切な波面マージ・アルゴリズムである。
複数の波面のマージ
入力：ｎ個の波面ｗ_１、ｗ_２、・・・、ｗ_ｎ
出力：マージされた波面ｗ’
１．ｗ’＝ｗ_１を設定する
２．全ての波面ｗ_ｉに対して
３．ｗ_ｉとｗ’との間の接続領域Ｒを特定する
４．波面方向に基づいてｗ_ｉおよびｗ’を分類し、ｗ_ｉおよびｗ’の順序を得る
５．ｗ’←ｗ_ｉ、Ｒ、ｗ’を組み合わせる
６．ｗ_ｉおよびｗ’の順序に基づいて活性化時間を再割当てする

本発明のいくつかの実施形態について、ある程度の特殊性をもって上記に記載してきたが、当業者であれば、本発明の趣旨または範囲から逸脱することなく、開示の実施形態に対して多数の変更を行うことが可能である。

例えば、本開示の態様は、心臓活性化波面をマッピングするのにＥＰデータを使用することに関するが、非ＥＰデータも、心臓活性化波面をマッピングするのに使用できることが想起される。適切な非ＥＰデータとしては、非限定的に、超音波ベースの測定規準、ＭＲＩベースの機能性画像、接触式のカテーテルベースの心臓運動測定値、ならびに心腔内における異なる解剖学的位置の方向および速度に関する情報を提供する他のデータ（例えば、心臓力学、心臓流体力学、および三次元フィールドで表現可能な他の物理的現象）が挙げられる。当業者であれば、本明細書の教示をかかる非ＥＰデータに適合させ拡張する方法について認識するであろう。

別の例として、複数のカテーテルを使用して、本明細書の教示にしたがって、てこ入れすることができるＥＰデータを収集することができる。

全ての方向に関する言及（例えば、上側、下側、上方向、下方向、左側、右側、左方向、右方向、頂部、底部、上方、下方、垂直、水平、時計方向、および反時計方向）は、単に、読者が本発明を理解するのを助けるため、特定目的で使用されるものであり、特に本発明の位置、向き、または使用に関して、限定を作り出すものではない。接合に関する言及（例えば、取り付けられた、連結された、接続されたなど）は、広く解釈されるべきであり、要素の接続部間の中間部材、および要素間の相対移動を含んでもよい。そのため、接合に関する言及は、２つの要素が直接接続され、互いに対して固定されていることを必ずしも暗示するものではない。

上述の説明に含まれる、または添付図面に示される全ての事項は、限定ではなく単なる例示として解釈されるべきものとする。添付の特許請求の範囲において規定されるように、本発明の趣旨から逸脱することなく、詳細または構造が変更されてもよい。

Claims (22)

1. 複数のノードを含む、心臓表面の少なくとも部分の幾何学形状を受信するステップと、
   伝導速度データを含む、前記心臓表面の前記部分に関する電気生理学データを受信するステップと、
   前記伝導速度データを使用して伝導速度ベクトルを前記複数のノードの各ノードに割り当てるステップであって、それにより複数の伝導速度ベクトルを作成する、ステップと、
   前記複数のノードを接続する複数の有向エッジを規定するステップであって、それにより有向伝導速度グラフを作成する、ステップと、
   前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップであって、それにより重み付きの有向伝導速度グラフを作成する、ステップと、
   前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップと、を含む、心臓活性化波面をマッピングする方法。
2. 前記伝導速度データを使用して伝導速度ベクトルを前記複数のノードの各ノードに割り当てるステップが、前記伝導速度データを補間して、各伝導速度ベクトルを前記複数ノードのうち関連付けられたノードに割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記複数のノードを接続する複数の有向エッジを規定するステップが、
   第１の伝導速度ベクトルが割り当てられた、前記複数のノード内の第１のノードを選択するステップと、
   第２の伝導速度ベクトルが割り当てられた、前記複数のノード内の第２のノードを選択するステップと、
   前記第１のノードを前記第２のノードに接続する第１のベクトルを規定するステップと、
   前記第２のノードを前記第１のノードに接続する第２のベクトルを規定するステップと、
   前記第１の伝導速度ベクトルと前記第１のベクトルとの間の第１の角度を計算するステップと、
   前記第２の伝導速度ベクトルと前記第２のベクトルとの間の第２の角度を計算するステップと、
   前記第１の角度が９０°未満のとき、前記第１のノードから前記第２のノードまでの有向エッジを規定するステップと、
   前記第２の角度が９０°未満のとき、前記第２のノードから前記第１のノードまでの有向エッジを規定するステップとを複数回繰り返すことを含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップが、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードに割り当てられた第１の伝導速度ベクトルおよびそれぞれの有向エッジの第２のノードに割り当てられた第２の伝導速度ベクトルに基づいて、重みを割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
5. 前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップが、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードとそれぞれの有向エッジの第２のノードとの間を移動するのに要する時間に基づいて、重みを割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップが、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードにおける第１のピークトゥピーク電圧およびそれぞれの有向エッジの第２のノードにおける第２のピークトゥピーク電圧に基づいて、重みを割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップが、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードにおける第１の周期長およびそれぞれの有向エッジの第２のノードにおける第２の周期長に基づいて、重みを割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
8. 前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップが、各有向エッジに対して、それぞれの有向エッジの第１のノードに割り当てられた第１の伝導速度ベクトルの第１の方向およびそれぞれの有向エッジの第２のノードに割り当てられた第２の伝導速度ベクトルの第２の方向に基づいて、重みを割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
9. 前記有向伝導速度グラフにおける前記複数の有向エッジの各有向エッジに重みを割り当てるステップが、各有向エッジに対して、伝導速度の一貫性、伝導速度の規則性、電気記録図の形態学的類似性、および接触力の１つまたは複数に基づいて、重みを割り当てるステップを含む、請求項１に記載の方法。
10. 前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップが、
    前記心臓活性化波面が通過する前記複数のノードの部分集合を特定するステップと、
    前記複数のノードの前記部分集合内のソース・ノードを特定するステップと、
    前記ソース・ノードから始まって前記複数のノードの前記部分集合を通る前記心臓活性化波面の経路を特定するステップとを含む、請求項１に記載の方法。
11. 前記複数のノードの部分集合を特定するステップが、
    前記複数のノード内のシード・ノードを選択するステップと、
    前記シード・ノードを前記複数のノードの前記部分集合に追加するステップと、
    前記シード・ノードから始まる成長アルゴリズムを適用して、１つまたは複数の追加ノードを前記複数のノードの前記部分集合に追加するステップとを含み、
    前記成長アルゴリズムが、
    前記複数のノードの前記部分集合内の第１のノードと、前記第１のノードに隣接し、前記複数のノードの前記部分集合外にある第２のノードとの類似性測定値を計算し、
    前記類似性測定値が類似性基準を満たした場合は前記第２のノードを前記複数のノードの前記部分集合に追加する、請求項１０に記載の方法。
12. 前記類似性測定値が、少なくとも部分的に、前記第１のノードに割り当てられた伝導速度ベクトルの方向、および前記第２のノードに割り当てられた伝導速度ベクトルの方向に基づく、請求項１１に記載の方法。
13. 前記複数のノードの前記部分集合内のソース・ノードを特定するステップが、強連結成分分析を前記複数のノードの前記部分集合に適用するステップを含む、請求項１０に記載の方法。
14. 前記ソース・ノードから始まって前記複数のノードの前記部分集合を通る前記心臓活性化波面の経路を特定するステップが、前記ソース・ノードから始まって前記複数のノードの前記部分集合を通る最小コスト経路を特定するステップを含む、請求項１０に記載の方法。
15. 前記幾何学形状の図形的表現を表示するステップと、
    前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップとを更に含む、請求項１に記載の方法。
16. 前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップが、前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記心臓活性化波面の前記図形的表現をアニメーション化するステップを含む、請求項１５に記載の方法。
17. 前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記心臓活性化波面の前記図形的表現をアニメーション化するステップが、平均心臓周期長に基づいて、ある持続時間にわたって前記心臓活性化波面の前記図形的表現をアニメーション化するステップを含む、請求項１６に記載の方法。
18. 前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップが、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第１の心臓活性化波面を特定するステップと、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第２の心臓活性化波面を特定するステップとを含み、
    前記方法が、
    前記幾何学形状の図形的表現を表示するステップと、
    前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記第１の心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップと、
    前記第１の心臓活性化波面の前記図形的表現を表示してから、プリセットした遅延時間が経過した後、前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記第２の心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップとを更に含む、請求項１に記載の方法。
19. 前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップが、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第１の心臓活性化波面を特定するステップと、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して第２の心臓活性化波面を特定するステップとを含み、
    前記方法が、
    前記第１の心臓活性化波面および前記第２の心臓活性化波面をマージすべきであると判断するステップと、
    前記第１の心臓活性化波面および前記第２の心臓活性化波面をマージして、マージされた心臓活性化波面とするステップと、
    前記幾何学形状の図形的表現を表示するステップと、
    前記幾何学形状の前記図形的表現上に前記マージされた心臓活性化波面の図形的表現を表示するステップとを更に含む、請求項１に記載の方法。
20. 前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して心臓活性化波面を特定するステップが、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して前記心臓活性化波面のソースを特定するステップと、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを通る前記心臓活性化波面の経路を特定するステップとを含む、請求項１に記載の方法。
21. 複数のメッシュ・ノードを含むメッシュを確立するステップと、
    前記複数のメッシュ・ノードの各メッシュ・ノードを伝導速度ベクトルに割り当てるステップと、
    前記複数のメッシュ・ノードを相互接続する複数の重み付きの有向エッジを規定するステップであって、それにより重み付きの有向伝導速度グラフを作成する、ステップと、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して、少なくとも１つの心臓活性化波面を特定するステップと、
    前記特定された少なくとも１つの心臓活性化波面を心臓の幾何学形状の図形的表現上に表示するステップと、を含む、心臓活性化波面をマッピングする方法。
22. 複数のメッシュ・ノードを含むメッシュおよび伝導速度データを含む電気生理学データを入力として受信し、
    前記伝導速度データを使用して伝導速度ベクトルを前記複数のメッシュ・ノードの各メッシュ・ノードに割り当て、
    前記複数のメッシュ・ノードを相互接続する複数の重み付きの有向エッジを規定し、それにより重み付きの有向伝導速度グラフを作成し、
    前記重み付きの有向伝導速度グラフを使用して、少なくとも１つの心臓活性化波面を特定するように構成された、心臓活性化波面特定プロセッサと、
    前記特定された少なくとも１つの心臓活性化波面を心臓の幾何学形状の図形的表現上に表示するように構成されたマッピング・プロセッサと、を備える、心臓活性化波面をマッピングするシステム。

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