JP2024082268A - パルスフィールドアブレーション同期 - Google Patents

Abstract

【課題】パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を施行すること。【解決手段】患者の複数のＥＣＧ周期に対するＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔の値が取得される。これらの値に基づいて、ＲＲ間隔と、Ｒ－Ｔ終了間隔又はそれから導出される別の変数との間の関係が計算され、関係は、患者の任意の後続のＥＣＧ周期のＲピークから、患者の心臓にＰＦＡを印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、時間窓が後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、後続のＥＣＧ周期の直後のＱＲＳ波の前に終了すると予期される。その後、ＰＦＡ処置中に、患者の現在の周期長又は心拍数が取得され、現在の周期長又は心拍数に基づいて、関係を使用して遅延が計算され、遅延に続く時間窓中にＰＦＡが印加される。【選択図】図１

Description

本開示は、一般に、電気生理学の分野に関し、特に、例えば心不整脈の治療のためのパルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）の施行に関する。

ＰＦＡでは、電界が細胞膜の不可逆電気穿孔（ＩＲＥ）を発生させ、それによって、細胞を死滅させる。典型的には、ＰＦＡルーチンは、連続パルス列の各対の間に適切な休止を伴う、一組のパルス列の印加を含む。

以下の本開示の実施例の詳細な説明を図面と併せ読むことで、本開示のより完全な理解が得られるであろう。
本開示のいくつかの実施例による、例示的な電気生理学マッピング及びアブレーションシステムの概略図である。 本開示のいくつかの実施例による、推奨されるＰＦＡ遅延を計算する際に使用するための関係を計算するための方法のフロー図である。 本開示のいくつかの実施例による、図２に示される値取得ステップのフロー図である。 本開示のいくつかの実施例による、ＰＦＡの印加の概略図である。 本開示のいくつかの実施例による、ＰＦＡを印加するための方法のフロー図である。

概要
本発明者らは、ＰＦＡを患者の心臓に印加するとき、患者の心電図（ＥＣＧ）のＴ波の後であるが次のＱＲＳ波の前にＰＦＡパルス列を送達することが有利であることを見出した。ＰＦＡパルス列がこのようにタイミング調整されない場合、パルス列は頻脈事象をトリガする可能性がある。

しかしながら、このようにしてＰＦＡパルス列をタイミング調整することは困難である。この課題の１つの理由は、ＱＲＳ波のＲピークはリアルタイムで識別され得るが、Ｔ波の終了は典型的には識別され得ないという事実である。

この課題に対処するために、本開示の例は、Ｒピークから、ＰＦＡが安全に印加され得る時間窓の開始までの「推奨遅延」を計算するように構成されたプロセッサを提供する。有利には、この時間窓は、頻脈事象をトリガすることを回避しながら、次のＱＲＳ波の前にＰＦＡパルス列を完了するのに十分な時間を残すように、Ｔ波の直後に開始するように選択される。

推奨遅延を計算するために、本開示の例は、以下でＲ－Ｔ終了間隔と呼ばれる、ＲピークとＴ波の終了との間の時間量が、概して、患者の周期長に関連するという観察を利用する。

特に、プロセッサは、最初に、患者から取得された１つ以上の履歴ＥＣＧ信号に基づいて、周期長（又は周期長に反比例する心拍数）と、Ｒ－Ｔ終了間隔又は推奨遅延変数Ｄ_ｒｅｃなどのそれから導出される別の変数との間の関係を学習する。（履歴信号の各々において、Ｔ波の終了は、例えば機械学習モデルを使用して自動的に、又は手動で識別されてもよい。）例えば、線形回帰を使用して、プロセッサは、関数Ｄ_ｒｅｃ＝ａＸ＋ｂを学習し得、式中、Ｘは、周期長の尺度であるＲＲ間隔である。その後、ＰＦＡを患者に印加するとき、プロセッサは、リアルタイムで、Ｒピークを検出し、現在の周期長又は心拍数を取得し、関係を使用して、現在の周期長又は心拍数に基づいてＲピークから推奨遅延を計算し、次いで、推奨遅延に続いてパルス列送達を開始してもよい。

システム概要
最初に図１を参照すると、これは、本開示のいくつかの実施例による、代表的な電気生理学マッピング及びアブレーションシステム１０の概略図である。システム１０の要素を具現化する１つの市販製品は、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．、３１Ａ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｄｒｉｖｅ、Ｉｒｖｉｎｅ、ＣＡ、９２６１８から入手可能なＣＡＲＴＯ（商標）３システムとして入手可能である。

システム１０は、医師２４によって患者２３の体内へと経皮的に挿入される１つ以上のカテーテルを備える。各カテーテルの挿入に続いて、医師２４は、患者２３の血管系を通して、患者の心臓１２の心室腔又は血管構造内へとカテーテルをナビゲートする。典型的には、カテーテルは、送達カテーテル（図示せず）を通してナビゲートされる。カテーテルは、心臓内電位図（ＩＥＧＭ）信号を感知するためのカテーテル、心臓組織をアブレーションするためのカテーテル、並びに／又は感知及びアブレーションの両方のためのカテーテルを含んでもよい。

例えば、不可逆電気穿孔（ＩＲＥ）を発生させる感知及びパルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）の両方のために構成された代表的なカテーテル１４が、図１に示されている。カテーテル１４は、カテーテルの遠位端部２８において複数のスプライン２２にわたって所望により分配された複数の電極２６を備える。電極２６は、例えば、同一出願人によるＧｏｖａｒｉらの米国特許出願第１７／５５９，５５８号に記載されているように、組織からのＩＥＧＭ信号を感知し、組織にＰＦＡパルスを印加するように構成されている。

典型的には、カテーテル１４は、遠位端部２８の三次元（３Ｄ）場所及び配向を追跡するための追跡センサ２９を更に備える。追跡センサ２９は、遠位端部２８内又はその近くに埋め込まれてもよい。

典型的には、追跡センサ２９は、３つの磁気コイルを備える。場所パッド２５は、所定の作業体積内に磁場を発生させるように構成された複数の磁気コイル３２を備え、患者２３の近く（例えば、下）に位置付けられる。磁場によってコイル内に誘導される信号に基づいて、遠位端部２８の場所及び配向が追跡される。このような磁気系の追跡の詳細は、米国特許第５，５３９１，１９９号、同第５，４４３，４８９号、同第５，５５８，０９１号、同第６，１７２，４９９号、同第６，２３９，７２４号、同第６，３３２，０８９号、同第６，４８４，１１８号、同第６，６１８，６１２号、同第６，６９０，９６３号、同第６，７８８，９６７号、及び同第６，８９２，０９１号に記載されている。

典型的には、システム１０は、患者２３の皮膚に接触するように構成された１つ以上の電極パッチ３８を更に備える。パッチ３８は、場所パッド２５の場所基準を確立し得る。更に、電極２６からの電流をパッチ３８で感知してもよく、それに応答して、各電極２６の場所を三角測量してもよい。本場所情報は、追跡の精度を高めるために、上述の磁気系の追跡から導出される情報と組み合わされてもよい。このようなインピーダンス系の追跡技術の詳細は、米国特許第７，５３６，２１８号、同第７，７５６，５７６号、同第７，８４８，７８７号、同第７，８６９，８６５号、及び同第８，４５６，１８２号に記載されている。

システム１０は、記録計１１及びディスプレイ２７を更に備える。記録計１１は、身体表面のＥＣＧ電極１８によって取得された心電図（ＥＣＧ）信号２１及び／又はカテーテル１４の電極２６によって取得されたＩＥＧＭ信号を記録し、所望により、これらの信号をディスプレイ２７上に表示するように構成されている。記録計１１はまた、心臓１２のペーシングを行うように構成されていてもよい、及び／又は独立型ペーサに電気的に接続されていてもよい。

システム１０は、カテーテル１４などのアブレーションカテーテルの遠位端部にある電極２６などの１つ以上の電極に、アブレーションエネルギーを伝導するように構成された、アブレーションエネルギー発生器５０を更に備える。アブレーションエネルギー発生器５０によって生成されるエネルギーとしては、ＩＲＥに影響を与えるための単極又は双極の高電圧直流（ＤＣ）パルスを含む、高周波（ＲＦ）エネルギー及び／若しくはＰＦＡエネルギー、又はこれらの組み合わせが挙げられてもよいが、これらに限定されない。アブレーションエネルギー発生器５０は、エネルギーを生成するように構成されたエネルギー発生回路に加えて、回路を制御し、所望により、その他の計算機能を実行するように構成されたコントローラと、を備える。

システム１０は、プロセッサ３４と、適切なソフトウェア命令及び／又はデータを記憶し得る揮発性メモリ及び／又は不揮発性メモリを含むメモリ３５と、ユーザインターフェースとを備える、ワークステーション５５を更に備える。プロセッサ３４は、例えば、（１）心臓１２の心内膜の解剖学的構造を３Ｄでマッピングし、得られた解剖学的マップ２０をディスプレイ２７上に表示するためにレンダリングすることと、（２）ＥＣＧ信号２１からコンパイルされた起動シーケンス及び／又はその他のデータを、解剖学的マップ２０上に重ね合わされた代表的な視覚的印又は画像でディスプレイ２７上に表示することと、（３）患者２３の体内の１つ以上のカテーテルのリアルタイムの場所及び配向を表示することと、（４）アブレーションエネルギーが印加された部位などの標的部位を表示することと、を含む複数の機能を実行するように構成されていてもよい。

システム１０は、電源、ワークステーション５５、及びシステムに属する電気生理学的機器の間の電気通信を確立するように構成されている、患者インターフェースユニット（ＰＩＵ）３０を更に備える。電気生理学的機器は、例えば、１つ以上のカテーテル、場所パッド２５、ＥＣＧ電極１８、電極パッチ３８、アブレーションエネルギー発生器５０、及び／又は記録計１１を備えてもよい。典型的には、ＰＩＵ３０は、カテーテルのそれぞれの場所及び配向を計算し、ＥＣＧ信号２１に基づいて任意の関連する計算を実行するように構成された別のプロセッサを更に備える。

一般に、以下の説明及び特許請求の範囲で使用される「プロセッサ」という用語は、プロセッサ３４、アブレーションエネルギー発生器５０のコントローラ、又はＰＩＵ３０のプロセッサなどの、単一のプロセッサを指してもよい。代替的に、本用語は、協調的にネットワーク化又はクラスタ化されたプロセッサのセットを指してもよい。例えば、以下に説明される機能性のうちのいずれかは、プロセッサ３４、アブレーションエネルギー発生器５０のコントローラ、及びＰＩＵ３０のプロセッサのうちのいくつか又は全てによって、協調的に実行されてもよい。特定の例として、プロセッサ３４は、患者に対する推奨遅延を計算する際に使用するための関係を学習し得、次いで、アブレーションエネルギー発生器５０のコントローラは、その関係に従ってＰＦＡパルス列を患者に送達し得る。

本明細書で記載されるプロセッサのそれぞれの機能性は、ハードウェアにおいてのみ、例えば、１つ以上の一定機能集積回路又は汎用集積回路、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、並びに／又はフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）を使用して、実装されてもよい。代替的に、本機能性は、少なくとも一部ソフトウェアにおいて実装されてもよい。例えば、プロセッサは、例えば、中央処理装置（ＣＰＵ）及び／又はグラフィック処理ユニット（ＧＰＵ）を備える、プログラムされたプロセッサとして具現化されてもよい。ソフトウェアプログラムを含むプログラムコード及び／又はデータが、ＣＰＵ及び／又はＧＰＵによる実行と処理とに関して読み込まれてもよい。プログラムコード及び／又はデータは、電子形態でプロセッサに、例えば、ネットワーク上でダウンロードされてもよい。代替的又は追加的に、プログラムコード及び／又はデータは、磁気メモリ、光メモリ、又は電子メモリなどの非一時的な有形の媒体に提供されてもよい、及び／又は記憶されてもよい。このようなプログラムコード及び／又はデータは、プロセッサに提供された場合に、本明細書で記載されるタスクを実行するように構成された、機械又は専用コンピュータを生み出す。

関係の計算
プロセッサは、患者の複数の心電図（ＥＣＧ）周期について、Ｒ－Ｔ終了間隔及び心拍数又は周期長のそれぞれの値を取得するように構成される。値の各々は、単一のＥＣＧ周期に対するものであってもよいし、複数のＥＣＧ周期にわたる平均であってもよい。

取得された値に基づいて、プロセッサは、患者の任意の後続のＥＣＧ周期について、推奨されるＰＦＡ遅延、すなわち、後続のＥＣＧ周期のＲピークから患者の心臓にＰＦＡを印加する時間窓までの遅延を計算するために使用され得る関係を計算し、時間窓は、後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、後続のＥＣＧ周期の直後に続く患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される。関係は、関数又はルックアップテーブルの形態であってもよい。

いくつかの例では、関係は、本明細書で変数「Ｘ」によって表される（周期長の尺度である）ＲＲ間隔と、Ｒ－Ｔ終了間隔から導出される変数との間の関係であり、Ｒ－Ｔ終了間隔は、以下で変数「Ｄ」によって表される。他の例では、関係は、周期長の別の尺度とＲ－Ｔ終了間隔から導出された変数との間である。更に他の例では、関係は、心拍数（周期長に反比例する）と、Ｒ－Ｔ終了間隔から導出される変数との間である。

例えば、図２を参照して以下で更に説明するように、プロセッサは、ＲＲ間隔と推奨遅延を表す変数「Ｄ_ｒｅｃ」との間の関係を計算し得る。そのような例では、変数Ｄ_ｒｅｃの各値Ｄ_{ｒｅｃ＿ｉ}は、以下のように、ＲＲ間隔及びＲ－Ｔ終了間隔の値の対（Ｘ_ｉ、Ｄ_ｉ）から計算され得る。
Ｄ_{ｒｅｃ＿ｉ}＝Ｄ_{ｍｉｎ＿ｉ}＋｜Ｄ_{ｍａｘ＿ｉ}－Ｄ_{ｍｉｎ＿ｉ}｜／ｃ （１）
式中、
Ｄ_{ｍｉｎ＿ｉ}＝ｐ^＊Ｄ_ｉであり、ｐは、１以上の所定の定数（例えば、１．０５～１．１５）であり、
Ｄ_{ｍａｘ＿ｉ}＝Ｘ_ｉ－Ｌであり、Ｌは、典型的には２００～３００ｍｓである時間窓の持続時間であり、
ｃは、１以上の別の所定の定数（例えば、３～５）である。

（任意選択で、Ｄ_{ｍａｘ＿ｉ}＜Ｄ_{ｍｉｎ＿ｉ}の場合、任意の所与の対の値が破棄されてもよい、すなわち、関係を計算するために使用されなくてもよい。）

代替的に、Ｄ_{ｒｅｃ＿ｉ}はｍｉｎ（ｐ’^＊Ｄ_ｉ，Ｄ_{ｍａｘ＿ｉ}）として計算されてもよく、ｐ’は１以上の別の所定の定数である。更に別の代替として、Ｄ_{ｒｅｃ＿ｉ}は、Ｄ_ｉ＋（Ｄ_{ｍａｘ＿ｉ}－Ｄ_ｉ）／ｃ’として計算されてもよく、ｃ’は、１以上である別の所定の定数である。

他の例では、関係は、ＲＲ間隔とＲ－Ｔ終了間隔自体との間の関係である。

関係を計算した後、患者に対するＰＦＡ処置中に、プロセッサは、患者のＲＲ間隔Ｘ_１を計算し得る。その後、プロセッサは、関係をＸ_１に適用し、次いで、結果に対して任意の必要な追加の計算を実行することによって、推奨されるＰＦＡ遅延Ｄ_{ｒｅｃ＿１}を計算し得る。

例えば、関係がＸとＤ_ｒｅｃとの間である例では、プロセッサは、Ｄ_{ｒｅｃ＿１}を計算するために、関係をＸ_１に単純に適用し得る。例えば、関係がＸとＤとの間である場合、プロセッサは、Ｒ－Ｔ終了間隔の期待値Ｄ_１を計算するために関係をＸ_１に適用し、次いで、Ｄ_{ｒｅｃ＿１}を計算するために別の関係をＤ_１に適用し得る。例えば、プロセッサは、以下のようにＤ_{ｒｅｃ＿１}を計算し得る。
Ｄ_{ｒｅｃ＿１}＝Ｄ_{ｍｉｎ＿１}＋（Ｄ_{ｍａｘ＿１}－Ｄ_{ｍｉｎ＿１}）／ｃ （２）
式中、
Ｄ_{ｍｉｎ＿１}＝ｐ^＊Ｄ_１ここで、ｐは上で定義した通りである。
Ｄ_{ｍａｘ＿１}＝Ｘ_１－Ｌここで、Ｌは上で定義した通りである。
ｃは、上記と同義である。
（Ｄ_{ｍａｘ＿１}＜Ｄ_{ｍｉｎ＿１}の場合、ＰＦＡは実行されない。）

代替的に、例えば、プロセッサは、Ｄ_{ｒｅｃ＿１}をｍｉｎ（ｐ’^＊Ｄ_１，Ｄ_{ｍａｘ＿１}）又はＤ_１＋（Ｄ_{ｍａｘ＿１}－Ｄ_１）／ｃ’として、上で定義したｐ’及びｃ’について計算し得る。

典型的には、プロセッサは、Ｒ－Ｔ終了間隔、又はそこから導出される別の変数（例えば、Ｄ_ｒｅｃ）をＲＲ間隔に回帰させる（例えば、線形回帰させる）ことによって、関係を計算する。したがって、例えば、プロセッサは、関数Ｄ_ｒｅｃ＝ａＸ＋ｂ又はＤ＝ｓＸ＋ｔを計算し得る。

例として、ここで図２を参照すると、図２は、本開示のいくつかの例による、推奨ＰＦＡ遅延を計算する際に使用するための関係を計算するための、プロセッサによって実行される方法３６のフロー図である。

方法３６は、プロセッサが患者の１つ以上のＥＣＧ周期について一対の値（Ｘ_ｉ、Ｄ_ｉ）を取得する値取得ステップ４２を含む。いくつかの例において、プロセッサは、図３を参照して以下に説明されるように、値の対を計算することによって、値取得ステップ４２を実行する。他の例では、プロセッサは、メモリ３５（図１）から値の対をロードすることによって、値取得ステップ４２を実行する。

値取得ステップ４２に続いて、プロセッサは、遅延計算ステップ４４において、例えば式（１）に従って、値に基づいて推奨遅延を計算する。その後、増幅ステップ４６において、プロセッサは、推奨遅延及びＲＲ間隔値でデータポイントセットを増幅する。次いで、プロセッサは、チェックステップ４８において、更なるＥＣＧ周期が利用可能であるか否かをチェックする。「はい」の場合、プロセッサは、値取得ステップ４２に戻る。そうでない場合、プロセッサは、回帰ステップ５２において、推奨遅延をＲＲ間隔に回帰させることによって関係を計算する。

他の例では、プロセッサは、値取得ステップ４２の１回の実行で全てのＥＣＧ周期についての値を取得する。

関係を計算した後、プロセッサは、記憶ステップ５４において、関係を患者に関連付けてメモリ３５（図１）に記憶する。

次に、本開示のいくつかの例による、値取得ステップ４２のフロー図である図３を参照する。

いくつかの例では、値取得ステップ４２は、プロセッサが患者の少なくとも２つのＥＣＧ周期を表すＥＣＧ信号をデータベースからロードする信号ロードステップ７０から開始する。（ＲＲ間隔を計算するために少なくとも２つのＥＣＧ周期が必要である。）

信号をロードした後、プロセッサは、検出ステップ７２において、例えば任意の適切なピーク検出アルゴリズムを使用して、信号内のＲピークを検出する。これらのＲピークのタイミングに基づいて、プロセッサは、間隔計算ステップ７４において、単一周期に対するＲＲ間隔の値、又は複数周期にわたるそのような値の平均を計算する。（所与の周期についてのＲＲ間隔は、例えば、所与の周期の直前の周期のＲピークと所与の周期のＲピークとの間の間隔として定義され得る。）

加えて、別の検出ステップ７６では、プロセッサは、例えば、任意の好適な機械学習モデルを使用して、信号内のＴ波の終了を検出する。Ｔ波終点のタイミングに基づいて、プロセッサは、別の間隔計算ステップ７８において、ＲＲ間隔の値が計算された同じ周期（複数可）についてのＲ－Ｔ終了間隔の値を計算する。

代替的に、Ｔ波終了タイミングは、値取得ステップ４２の実行前にＥＣＧ信号において手動で識別されてもよい。その後、検出ステップ７６の代わりに、プロセッサは単にこれらのタイミングをロードしてもよい。代替的又は追加的に、Ｒピークは手動で識別されてもよく、又は記録計１１（図１）によって識別されてもよい。

関係を使用したＰＦＡの印加
ここで、本開示のいくつかの例による、ＰＦＡの印加の概略図である図４を参照する。図５を更に参照すると、図５は、本開示のいくつかの例による、ＰＦＡを印加するための方法８０のフロー図である。

図４は、患者の推奨遅延を計算する際に使用するための関係の計算に続いて、心臓ＰＦＡ処置中に患者２３（図１）から取得されたＥＣＧ信号５６のいくつかの周期を示す。参照のために、図４は、ＥＣＧ周期５８のＱＲＳ波及びＴ波を、周期５８におけるＱＲＳ波のＲピークから周期におけるＴ波の終了までの遅延であるＤ_１とともに示す。

患者について記憶された関係を使用して、プロセッサは、患者の心臓にＰＦＡを印加し、印加は周期５８の間に開始する。例えば、プロセッサは、カテーテル１４（図１）又は任意の他の好適なアブレーションカテーテルに、１つ以上のＰＦＡパルス列６０などの１つ以上のＰＦＡパルスを、持続時間Ｌを有し周期５８中に開始する時間窓の間に心臓の組織に印加してもよい。（図４に示すように、時間窓は次のＥＣＧ周期６４の間に終了してもよい。）

より具体的には、関係ロードステップ８２において、プロセッサはメモリから関係をロードする。その後、チェックステップ８４において、プロセッサは、医師がＰＦＡシリーズのパルス列を患者に印加する命令を入力したか否かを継続的にチェックする。命令を受信すると、プロセッサは、Ｒピーク検出ステップ８６において、ＥＣＧ周期５８におけるＲピークを検出する。

取得ステップ８８において、プロセッサは、患者の現在の周期長又は現在の心拍数、すなわち、アブレーション処置の時点における周期長又は心拍数を取得する。例えば、プロセッサは、現在の周期長の尺度である現在のＲＲ間隔であるＸ_１を計算し得る。（取得ステップ８８はＲピーク検出ステップ８６の前に実行されてもよいが、Ｒピーク検出ステップ８６の後に取得ステップ８８を実行する利点は、Ｘ_１の計算が最も最近のＲピーク、すなわち、ＥＣＧ周期５８におけるＲピークのタイミングに基づいてもよいことである。）代替として、プロセッサは、Ｘ_１などの現在の周期長の尺度、又は現在の心拍数を記録計１１（図１）から取得してもよい。

いくつかの例では、Ｘ_１は、先行するＥＣＧ周期６２のＲピークから周期５８のＲピークまでの持続時間として計算される。代替的に、Ｘ_１は、複数対の連続するＥＣＧ周期にわたる平均ＲＲ間隔として計算されてもよい。

その後、プロセッサは、遅延計算ステップ９０において、現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて推奨遅延Ｄ_{ｒｅｃ＿１}を計算するために関係を使用する。（関係がルックアップテーブルの形式である場合、この計算は単純なルックアップ演算を含んでもよい。）例えば、プロセッサは、関係Ｄ_ｒｅｃ＝ａＸ＋ｂにおいて、Ｘ_１、現在の周期長の任意の他の尺度、又は現在の心拍数の逆数をＸに代入してもよい。

続いて、ＰＦＡ印加ステップ９２において、推奨遅延に続いて、プロセッサは、時間窓の間に心臓にＰＦＡを印加する。プロセッサは次いで、チェックステップ８４に戻る。任意選択的に、次のパルスシリーズを印加する命令が閾値数の心周期内に受信される場合、推奨遅延が短時間にわたって変化する可能性が低いことを考慮すると、プロセッサは、推奨遅延を最初に再計算することなく、ＰＦＡ印加ステップ９２に直接進んでもよい。

以下の実施例は、本明細書の教示を組み合わせる又は適用することができる様々な非網羅的な方法に関する。以下の実施例は、本出願又は本出願のその後の出願において任意の時点で提示され得る特許請求の範囲を限定することを意図するものではないことを理解されたい。一切の権利放棄が意図されていない。以下の実施例は、単に例示的な目的で提供されているに過ぎない。本明細書の様々な教示は、他の多くの方法で構成及び適用され得ることが企図される。また、いくつかの変形例では、以下の実施例において言及される特定の特徴を省略し得ることも企図される。したがって、以下に言及される態様又は特徴のいずれも、本発明者ら又は本発明者らの権利相続人によって後にそのように明示的に示されていない限り、重要であるとみなされるべきではない。本出願又は本出願に関連する後続の出願において提示される特許請求の範囲が、以下に言及されるもの以外の追加の特徴を含む場合、それらの追加の特徴は、特許性に関するいかなる理由で追加されたものとみなされるべきではない。

（実施例１）
メモリ（３５）及びプロセッサ（３４）を含むシステム（１０）。プロセッサは、患者（２３）の複数の心電図（ＥＣＧ）周期のＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得するように構成される（２３）。プロセッサは、取得された値に基づいて、ＲＲ間隔とＲ－Ｔ終了間隔又はＲ－Ｔ終了間隔から導出される別の変数との間の関係を計算するように更に構成され、関係は、患者の任意の後続のＥＣＧ周期（５８）のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を患者の心臓（１２）に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、時間窓が、後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、後続のＥＣＧ周期の直後の患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される。プロセッサは、関係を計算することに続いて、かつＰＦＡ処置中に、患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得し、関係を使用して現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて遅延を計算し、遅延に続く時間窓中に心臓にＰＦＡを印加するように更に構成される。

（実施例２）
プロセッサ（３４）は、ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいてＲ－Ｔ終了間隔の値を計算することによって、Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得するように構成されている、実施例１に記載のシステム（１０）。

（実施例３）
時間窓の持続時間は、２００～３００ｍｓである、実施例１に記載のシステム。

（実施例４）
プロセッサ（３４）は、Ｒ－Ｔ終了間隔又はＲＲ間隔上の別の変数を回帰することによって関係を計算するように構成されている、実施例１から３のいずれか１つに記載のシステム（１０）。

（実施例５）
回帰することが、線形回帰を含む、実施例４に記載のシステム。

（実施例６）
関係は、ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
Ｄ_ｍｉｎはｐ^＊Ｄであり、
Ｄは、Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐは、１以上の所定の定数であり、
Ｄ_ｍａｘはＸ－Ｌであり、
ＸはＲＲ間隔であり、Ｌは時間窓の持続時間であり、
ｃは、１以上の別の所定の定数である、実施例１から５のいずれか１つに記載のシステム。

（実施例７）
方法は、患者（２３）の複数の心電図（ＥＣＧ）周期に対するＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得することを含む。この方法は、取得された値に基づいて、ＲＲ間隔とＲ－Ｔ終了間隔又はＲ－Ｔ終了間隔から導出される別の変数との間の関係を計算することを更に含み、関係は、患者の任意の後続のＥＣＧ周期（５８）のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を患者の心臓（１２）に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、時間窓は、後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、後続のＥＣＧ周期の直後の患者のＱＲＳ波の前に終了すると予期される。本方法は、関係を計算することに続いて、かつＰＦＡ処置中に、患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得することと、関係を使用することと、現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて遅延を計算することと、遅延に続いて、時間窓中にＰＦＡを心臓に印加することと、を更に含む。

（実施例８）
Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得することが、ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいて、Ｒ－Ｔ終了間隔の値を計算することを含む、実施例７に記載の方法。

（実施例９）
時間窓の持続時間が２００～３００ｍｓである、実施例７に記載の方法。

（実施例１０）
関係を計算することが、Ｒ－Ｔ終了間隔又は別の変数をＲＲ間隔に回帰させることによって関係を計算することを含む、実施例７から９のいずれか１つに記載の方法。

（実施例１１）
回帰が線形回帰を含む、実施例１０に記載の方法。

（実施例１２）
関係は、ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
Ｄ_ｍｉｎはｐ^＊Ｄであり、
Ｄは、Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐは、１以上の所定の定数であり、
Ｄ_ｍａｘはＸ－Ｌであり、
ＸはＲＲ間隔であり、Ｌは時間窓の持続時間であり、
ｃは、１以上の別の所定の定数である、実施例７から１１のいずれか１つに記載の方法。

（実施例１３）
コンピュータソフトウェア製品は、プログラム命令が格納されている有形の非一時的なコンピュータ可読媒体を含む。命令は、プロセッサ（３４）によって読み取られると、プロセッサに、患者（２３）の複数の心電図（ＥＣＧ）周期に対するＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得させる。命令は更に、プロセッサに、取得された値に基づいて、ＲＲ間隔と、Ｒ－Ｔ終了間隔又はＲ－Ｔ終了間隔から導出される別の変数との間の関係を計算させ、関係は、患者の任意の後続のＥＣＧ周期（５８）のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を患者の心臓（１２）に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、時間窓が、後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、後続のＥＣＧ周期の直後の患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される。命令は更に、プロセッサに、関係を計算することに続いて、かつＰＦＡ処置中に、患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得させ、現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて関係を使用して遅延を計算させ、遅延に続く時間窓中に心臓にＰＦＡを印加する。

（実施例１４）
命令は、プロセッサ（３４）に、ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいてＲ－Ｔ終了間隔の値を計算することによって、Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得させる、実施例１３に記載のコンピュータソフトウェア製品。

（実施例１５）
時間窓の持続時間は、２００～３００ｍｓである、実施例１３に記載のコンピュータソフトウェア製品。

（実施例１６）
命令は、プロセッサ（３４）に、Ｒ－Ｔ終了間隔又は別の変数をＲＲ間隔に回帰させることによって関係を計算させる、実施例１３から１５のいずれか１つに記載のコンピュータソフトウェア製品。

（実施例１７）
回帰することが、線形回帰を含む、実施例１６に記載のコンピュータソフトウェア製品。

（実施例１８）
関係は、ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
Ｄ_ｍｉｎはｐ^＊Ｄであり、
Ｄは、Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐは、１以上の所定の定数であり、
Ｄ_ｍａｘはＸ－Ｌであり、
ＸはＲＲ間隔であり、Ｌは時間窓の持続時間であり、
ｃは、１以上の別の所定の定数である、実施例１３から１７のいずれか１つに記載のコンピュータソフトウェア製品。

本開示は、本明細書に具体的に示され、上述されたものに限定されない点が、当業者には理解されよう。むしろ、本開示の範囲は、本明細書において上述した様々な特徴の組み合わせ及び部分的組み合わせ、並びに上述の説明を読むことで当業者が想到するであろう、従来技術にはない特徴の変形形態及び修正例を含む。参照により本特許出願に組み込まれた文献は、本出願の不可欠な部分とみなされるべきであり、ただし、これらの組み込まれた文献においていずれかの用語が、本明細書で明示的又は暗黙的になされた定義と矛盾する方法で定義されている限り、本明細書の定義のみが考慮されるべきである。

〔実施の態様〕
（１） システムであって、
メモリと、
プロセッサであって、
患者の複数の心電図（ＥＣＧ）周期のＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得することと、
取得された前記値に基づいて、前記ＲＲ間隔と前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記Ｒ－Ｔ終了間隔から導出された別の変数との間の関係を計算することであって、
前記関係が、前記患者の任意の後続のＥＣＧ周期のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を前記患者の心臓に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、前記時間窓が、前記後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、前記後続のＥＣＧ周期の直後の前記患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される、ことと、
前記関係を前記患者に関連付けて前記メモリに記憶することと、
ＰＦＡ処置中に、
前記患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得し、
前記メモリに記憶された前記関係を使用して、前記現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて前記遅延を計算し、
前記遅延に続いて、前記時間窓の間に前記心臓にＰＦＡを印加することと、を行うように構成されている、プロセッサと、を備える、システム。
（２） 前記プロセッサが、前記ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいて、前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を計算することによって、前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得するように構成されている、実施態様１に記載のシステム。
（３） 前記時間窓の持続時間が２００～３００ｍｓである、実施態様１に記載のシステム。
（４） 前記プロセッサが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記別の変数を前記ＲＲ間隔に回帰させることによって前記関係を計算するように構成されている、実施態様１に記載のシステム。
（５） 前記回帰することが、線形回帰を含む、実施態様４に記載のシステム。

（６） 前記関係が、前記ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
Ｄ_ｍｉｎがｐ^＊Ｄであり、
Ｄが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐが、１以上の所定の定数であり、
Ｄ_ｍａｘがＸ－Ｌであり、
Ｘが前記ＲＲ間隔であり、Ｌが前記時間窓の持続時間であり、
ｃが、１以上の別の所定の定数である、実施態様１に記載のシステム。
（７） 方法であって、
患者の複数の心電図（ＥＣＧ）周期についてＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得することと、
取得された前記値に基づいて、前記ＲＲ間隔と前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記Ｒ－Ｔ終了間隔から導出された別の変数との間の関係を計算することであって、
前記関係が、前記患者の任意の後続のＥＣＧ周期のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を前記患者の心臓に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、前記時間窓が、前記後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、前記後続のＥＣＧ周期の直後の前記患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される、ことと、
前記関係を計算することに続いて、ＰＦＡ処置中に、
前記患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得することと、
前記関係を使用して、前記現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて前記遅延を計算することと、
前記遅延に続いて、前記時間窓の間に前記心臓にＰＦＡを印加することと、を含む、方法。
（８） 前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得することが、前記ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいて、前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を計算することを含む、実施態様７に記載の方法。
（９） 前記時間窓の持続時間が２００～３００ｍｓである、実施態様７に記載の方法。
（１０） 前記関係を計算することが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記別の変数を前記ＲＲ間隔に回帰させることによって前記関係を計算することを含む、実施態様７に記載の方法。

（１１） 前記回帰することが、線形回帰を含む、実施態様１０に記載の方法。
（１２） 前記関係が、前記ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
Ｄ_ｍｉｎがｐ^＊Ｄであり、
Ｄが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐが、１以上の所定の定数であり、
Ｄ_ｍａｘがＸ－Ｌであり、
Ｘが前記ＲＲ間隔であり、Ｌが前記時間窓の持続時間であり、
ｃが、１以上の別の所定の定数である、実施態様７に記載の方法。
（１３） プログラム命令が記憶されている有形の非一時的コンピュータ可読媒体を含むコンピュータソフトウェア製品であって、前記命令が、プロセッサによって読み取られるときに、前記プロセッサに、
患者の複数の心電図（ＥＣＧ）周期のＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得することと、
取得された前記値に基づいて、前記ＲＲ間隔と前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記Ｒ－Ｔ終了間隔から導出された別の変数との間の関係を計算することであって、
前記関係が、前記患者の任意の後続のＥＣＧ周期のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を前記患者の心臓に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、前記時間窓が、前記後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、前記後続のＥＣＧ周期の直後の前記患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される、ことと、
前記関係を計算することに続いて、ＰＦＡ処置中に、
前記患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得することと、
前記関係を使用して、前記現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて前記遅延を計算することと、
前記遅延に続いて、前記時間窓の間に前記心臓にＰＦＡを印加することと、を行わせる、コンピュータソフトウェア製品。
（１４） 前記命令が、前記プロセッサに、前記ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいて前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を計算することによって前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得させる、実施態様１３に記載のコンピュータソフトウェア製品。
（１５） 前記時間窓の持続時間が、２００～３００ｍｓである、実施態様１３に記載のコンピュータソフトウェア製品。

（１６） 前記命令が、前記プロセッサに、前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記別の変数を前記ＲＲ間隔に回帰させることによって前記関係を計算させる、実施態様１３に記載のコンピュータソフトウェア製品。
（１７） 前記回帰することが、線形回帰を含む、実施態様１６に記載のコンピュータソフトウェア製品。
（１８） 前記関係が、前記ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
Ｄ_ｍｉｎがｐ^＊Ｄであり、
Ｄが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐが、１以上の所定の定数であり、
Ｄ_ｍａｘがＸ－Ｌであり、
Ｘが前記ＲＲ間隔であり、Ｌが前記時間窓の持続時間であり、
ｃが、１以上の別の所定の定数である、実施態様１３に記載のコンピュータソフトウェア製品。

Claims (12)

1. システムであって、
   メモリと、
   プロセッサであって、
   患者の複数の心電図（ＥＣＧ）周期のＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得することと、
   取得された前記値に基づいて、前記ＲＲ間隔と前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記Ｒ－Ｔ終了間隔から導出された別の変数との間の関係を計算することであって、
   前記関係が、前記患者の任意の後続のＥＣＧ周期のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を前記患者の心臓に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、前記時間窓が、前記後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、前記後続のＥＣＧ周期の直後の前記患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される、ことと、
   前記関係を前記患者に関連付けて前記メモリに記憶することと、
   ＰＦＡ処置中に、
   前記患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得し、
   前記メモリに記憶された前記関係を使用して、前記現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて前記遅延を計算し、
   前記遅延に続いて、前記時間窓の間に前記心臓にＰＦＡを印加することと、を行うように構成されている、プロセッサと、を備える、システム。
2. 前記プロセッサが、前記ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいて、前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を計算することによって、前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
3. 前記時間窓の持続時間が２００～３００ｍｓである、請求項１に記載のシステム。
4. 前記プロセッサが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記別の変数を前記ＲＲ間隔に回帰させることによって前記関係を計算するように構成されている、請求項１に記載のシステム。
5. 前記回帰することが、線形回帰を含む、請求項４に記載のシステム。
6. 前記関係が、前記ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
   Ｄ_ｍｉｎがｐ^＊Ｄであり、
   Ｄが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐが、１以上の所定の定数であり、
   Ｄ_ｍａｘがＸ－Ｌであり、
   Ｘが前記ＲＲ間隔であり、Ｌが前記時間窓の持続時間であり、
   ｃが、１以上の別の所定の定数である、請求項１に記載のシステム。
7. プログラム命令が記憶されている有形の非一時的コンピュータ可読媒体を含むコンピュータソフトウェア製品であって、前記命令が、プロセッサによって読み取られるときに、前記プロセッサに、
   患者の複数の心電図（ＥＣＧ）周期のＲ－Ｔ終了間隔及びＲＲ間隔のそれぞれの値を取得することと、
   取得された前記値に基づいて、前記ＲＲ間隔と前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記Ｒ－Ｔ終了間隔から導出された別の変数との間の関係を計算することであって、
   前記関係が、前記患者の任意の後続のＥＣＧ周期のＲピークから、パルスフィールドアブレーション（ＰＦＡ）を前記患者の心臓に印加する時間窓までの遅延を計算する際に使用するためのものであり、前記時間窓が、前記後続のＥＣＧ周期のＴ波の終了後に開始し、前記後続のＥＣＧ周期の直後の前記患者のＱＲＳ波の前に終了することが予期される、ことと、
   前記関係を計算することに続いて、ＰＦＡ処置中に、
   前記患者の現在の周期長又は現在の心拍数を取得することと、
   前記関係を使用して、前記現在の周期長又は現在の心拍数に基づいて前記遅延を計算することと、
   前記遅延に続いて、前記時間窓の間に前記心臓にＰＦＡを印加することと、を行わせる、コンピュータソフトウェア製品。
8. 前記命令が、前記プロセッサに、前記ＥＣＧ周期を表す１つ以上のＥＣＧ信号において手動で識別されたそれぞれのＴ波終了タイミングに基づいて前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を計算することによって前記Ｒ－Ｔ終了間隔の値を取得させる、請求項７に記載のコンピュータソフトウェア製品。
9. 前記時間窓の持続時間が、２００～３００ｍｓである、請求項７に記載のコンピュータソフトウェア製品。
10. 前記命令が、前記プロセッサに、前記Ｒ－Ｔ終了間隔又は前記別の変数を前記ＲＲ間隔に回帰させることによって前記関係を計算させる、請求項７に記載のコンピュータソフトウェア製品。
11. 前記回帰することが、線形回帰を含む、請求項１０に記載のコンピュータソフトウェア製品。
12. 前記関係が、前記ＲＲ間隔とＤ_ｍｉｎ＋｜Ｄｍａｘ－Ｄｍｉｎ｜／ｃとの間であり、
    Ｄ_ｍｉｎがｐ^＊Ｄであり、
    Ｄが、前記Ｒ－Ｔ終了間隔であり、ｐが、１以上の所定の定数であり、
    Ｄ_ｍａｘがＸ－Ｌであり、
    Ｘが前記ＲＲ間隔であり、Ｌが前記時間窓の持続時間であり、
    ｃが、１以上の別の所定の定数である、請求項７に記載のコンピュータソフトウェア製品。

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