JP6200590B2 - 電気生理学的マップを生成するためのシステムおよび方法 - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本願は、本明細書に完全に記載されているように参照により本明細書に組み込まれている、２０１３年８月２０日に出願した、米国仮出願第６１／８６７，８６０号の利益を主張するものである。

本開示は、心臓診断および治療手順において実行することができるような、電気生理学的マッピングに関する。詳細には、本開示は、移動する電気生理学的プローブによって収集されたデータから電気生理学的マップを生成するためのシステム、装置、および方法に関する。

電気生理学的マッピング、および、より具体的には心電図マッピングは、多数の心臓診断および治療手順の一部である。しかしながら、このような手順の複雑さが増大するにつれて、利用される電気生理学的マップは、品質、密度、ならびに、それらが生成され得る速さおよび容易さを増さなければならない。

本明細書に開示されているのは、位置に基づく電気生理学的データ点の包含基準を定義するステップと、リズムに基づく電気生理学的データ点の包含基準を定義するステップと、電気生理学的プローブを用いて電気生理学的データ点を収集するステップであって、電気生理学的データ点が、位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データに関連付けられている、ステップと、電気生理学的データ点に関連付けられた位置に基づく包含データを、定義された位置に基づく包含基準と比較するステップと、電気生理学的データ点に関連付けられたリズムに基づく包含データを、定義されたリズムに基づく包含基準と比較するステップと、電気生理学的データ点に関連付けられた位置に基づく包含データが位置に基づく包含基準を満たし、電気生理学的データ点に関連付けられたリズムに基づく包含データがリズムに基づく包含基準を満たすとき、電気生理学的データ点を電気生理学的マップに追加するステップとを含む、患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成する方法である。

位置に基づく包含基準は、速度基準、移動距離基準、滞留時間基準、および近接度基準から成るグループから選択することができる。例えば、速度基準は、電気生理学的データ点が収集されるときの電気生理学的プローブの速度が、約１０ｍｍ／秒のような予め設定された速度閾値未満であるとき、電気生理学的データ点の位置に基づく包含データが速度基準を満たすように定義することができる。別の例として、移動距離基準は、電気生理学的データ点が収集されるときの電気生理学的プローブの位置から、電気生理学的データ点が最近電気生理学的マップに追加されたときの電気生理学的プローブの位置までの距離が、約３ｍｍのような予め設定された距離閾値を超えたとき、電気生理学的データ点の位置に基づく包含データが移動距離基準を満たすように定義することができる。

リズムに基づく包含基準は、周期基準およびＥＫＧ一致基準から成るグループから選択することができる。例えば、周期基準は、電気生理学的データ点の周期が、プラスまたはマイナス約２０ミリ秒のような初期周期値に関する予め設定された範囲内であるとき、電気生理学的データ点のリズムに基づく包含データが周期基準を満たすように定義することができる。別の例として、ＥＫＧ一致基準は、電気生理学的データ点が収集されるときのＥＫＧ信号の一致スコアが、約８５％のような予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、電気生理学的データ点のリズムに基づく包含データがＥＫＧ一致基準を満たすように定義することができる。さらに、テンプレート心拍が電気生理学的マップに追加された初期電気生理学的データ点に対応することができる場合、一致スコアは、テンプレート心拍に関する複数のＥＫＧ信号に対して計算され得ると考えられる。

実施形態において、電気生理学的データ点の位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データは、ユーザに表示される。さらに、電気生理学的データ点が電気生理学的マップに追加されたとき、フィードバックをユーザに提供することができる。

また、本明細書で開示されているのは、テンプレート拍動を定義するステップであって、テンプレート拍動が複数のテンプレートＥＫＧ信号を含み、複数のテンプレートＥＫＧ信号の各々が複数のＥＫＧ導線のそれぞれの１つに対応する、ステップと、電気生理学的プローブを用いて電気生理学的データ点を収集するステップであって、電気生理学的データ点が複数の瞬時ＥＫＧ信号に関連付けられ、複数の瞬時ＥＫＧ信号の各々が複数のＥＫＧ導線のそれぞれの１つに対応する、ステップと、一致スコアを計算するために瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部をテンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップと、計算された一致スコアが、約８５％のような予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、電気生理学的データ点を電気生理学的マップに追加するステップとを含む、患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成する方法である。

テンプレート拍動は、複数のテンプレートＥＫＧ信号のサブセットを選択することによって定義することができる。その後、複数のテンプレートＥＫＧ信号の選択されたサブセットを、瞬時ＥＫＧ信号の対応するものと比較することができる。

一致スコアを計算するためのテンプレートＥＫＧ信号の対応するものとの瞬時ＥＫＧ信号の一部の比較は、テンプレート範囲を計算するステップと、瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部と、テンプレートＥＫＧ信号の対応するものとの間の距離を計算するステップと、計算された距離を計算されたテンプレート範囲で割るステップとを含むことができる。

一致スコアを計算するためのテンプレートＥＫＧ信号の対応するものとの瞬時ＥＫＧ信号の一部の比較は、ピアソン相関係数を用いることもできる。例えば、スコアＳは、式Ｓ＝Ｐ×ｆ（ｒ）に従って計算することができ、ここで、Ｐは、テンプレートＥＫＧ信号および瞬時ＥＫＧ信号のピアソン相関係数であり、ｒは、テンプレートＥＫＧ信号および瞬時ＥＫＧ信号の振幅の比であり、０≦ｒ≦１であるように定義され、ｆ（ｒ）は、出力０≦ｆ（ｒ）≦１を有する単調増加関数である。

別の実施形態において、患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成する方法は、電気生理学的データ包含基準を定義するステップと、電気生理学的プローブを用いて電気生理学的データ点を収集するステップであって、電気生理学的データ点が、位置データ、電気生理学的データ、および包含データを含む、ステップと、電気生理学的データ点の位置データに対応する幾何学的点を電気生理学的マップに追加するステップと、電気生理学的データ点に関連付けられた包含データを、定義された包含基準と比較するステップと、電気生理学的データ点に関連付けられた包含データが包含基準を満たすとき、電気生理学的データ点に関連付けられた電気生理学的データを電気生理学的マップに追加するステップとを含む。電気生理学的データ包含基準は、速度基準、移動距離基準、滞留時間基準、近接度基準、周期基準、ＥＫＧ一致基準、およびこれらの組み合わせから成るグループから選択することができる。特定の態様において、電気生理学的データ包含基準は、位置に基づく包含基準、およびリズムに基づく包含基準を含む。

本明細書に開示されている別の態様によれば、患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムは、包含プロセッサおよびマッピング・プロセッサを含む。包含プロセッサは、位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データが、それぞれ、位置に基づく包含基準およびリズムに基づく包含基準を満たすかどうかを決定するために、電気生理学的データ点に関連付けられた位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データを解析し、位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データが、それぞれ、位置に基づく包含基準およびリズムに基づく包含基準を満たすとき、電気生理学的データ点を電気生理学的マップに追加するように構成され得る。マッピング・プロセッサは、包含プロセッサによって電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されている。

さらに別の態様において、患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムは、比較プロセッサおよびマッピング・プロセッサを含む。比較プロセッサは、瞬時ＥＫＧ信号をテンプレートＥＫＧ信号と比較し、瞬時ＥＫＧ信号とテンプレートＥＫＧ信号との間の形態的一致を示す一致スコアを計算し、一致スコアが予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、電気生理学的データ点を電気生理学的マップに追加するように構成されている。マッピング・プロセッサは、比較プロセッサによって電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されている。

本明細書に開示されているさらに別の態様において、患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムは、包含プロセッサおよびマッピング・プロセッサを含む。包含プロセッサは、包含データが包含基準を満たすかどうかを決定するために、電気生理学的データ点に関連付けられた包含データを解析し、電気生理学的データ点に関連付けられた位置データに対応する幾何学的点を電気生理学的マップに追加し、包含データが包含基準を満たすとき、電気生理学的データ点を電気生理学的マップに追加するように構成されている。マッピング・プロセッサは、包含プロセッサによって電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されている。

本発明の前述のおよび他の態様、特徴、詳細、有効性、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、ならびに、添付図面を検討することから明らかになるであろう。

電気生理学的研究において使用することができるような位置特定システムの概略図である。

電気生理学的研究において使用される例示的なカテーテルを示す図である。

例示的な電気生理学的マップを示し、本開示の様々な態様を示す図である。 例示的な電気生理学的マップを示し、本開示の様々な態様を示す図である。

本明細書に開示されている一実施形態による電気生理学的マップを生成する方法に従い得る代表的なステップを示すフローチャートである。

電気生理学的信号内の拍動を検出するために従い得る代表的なステップを示すフローチャートである。

１２導線ＥＫＧ信号と時間的に整列された、拍動検出のための−ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムの出力の代表的なプロットを示す図である。

本明細書に開示されている一実施形態による形態分類アルゴリズムの代表的なステップを示すフローチャートである。

本開示は、電気生理学的マップ（例えば、心電図マップ）の作成のための方法、装置、およびシステムを提供する。例示の目的のために、いくつかの例示的な実施形態が、心臓の電気生理学的手順の文脈で本明細書に詳細に説明されることになる。しかしながら、本明細書に記載の方法、装置、およびシステムは、他の文脈で利用することができることが考えられる。

図１は、心臓カテーテルを操作し、患者１１の心臓１０に生じる電気的活動を測定することによって、ならびに、電気的活動、および／または、そのように測定された電気的活動に関連するもしくは電気的活動を表す情報を三次元マッピングすることによって心臓の電気生理学的検査を行うための位置特定システム８の概略図を示す。システム８を使用し、例えば、１つまたは複数の電極を使用して患者の心臓１０の解剖学的モデルを作成することができる。また、システム８を使用し、例えば、患者の心臓１０の診断データマップを作成するために、心臓の表面に沿った複数の点における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関する位置情報に関連して測定データを記憶することができる。

当業者なら理解するように、かつ、以下でさらに説明するように、位置特定システム８は、一般に三次元空間内の物体の位置と、いくつかの態様においては物体の向きとを決定し、これらの位置を、少なくとも１つの基準に対して決定された位置情報として表す。

説明の単純さのために、患者１１は、楕円形として模式的に示されている。図１１に示す実施形態において、３セットの表面電極（例えば、パッチ電極）は、患者１１の表面に取り付けられて示されており、本明細書ではｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸と呼ばれる３つの一般的には直交軸を画定する。他の実施形態において、電極は、他の構成、例えば、特定の体表面上の複数の電極において配置され得る。さらなる代替として、電極は、体表面上にある必要はなく、身体の内部に配置され得る。

図１において、ｘ軸表面電極１２、１４は、患者の胸部領域の側面上などで、第１の軸に沿って患者に取り付けられ（例えば、各腕の下の患者の皮膚に取り付けられ）、左および右電極と呼ぶことができる。ｙ軸電極１８、１９は、患者の内腿および頸部に沿うなどして、ｘ軸に略直交する第２の軸に沿って患者に取り付けられ、左脚および頸電極と呼ぶことができる。ｚ軸電極１６、２２は、胸部領域内の患者の胸骨および脊椎に沿うなどして、ｘ軸とｙ軸の両方に略平行な第３の軸に沿って取り付けられ、胸および背中電極と呼ぶことができる。心臓１０は、これらの表面電極対、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のための基準および／または接地電極を提供する。腹部パッチ電極２１は、以下にさらに詳細に説明されている固定心臓内電極３１の代替とすることができる。加えて、患者１１は、定位置に従来の心電図（「ＥＣＧ」または「ＥＫＧ」）システム導線の大部分またはすべてを有することができる。特定の実施形態において、例えば、１２のＥＣＧ導線の標準セットは、患者の心臓１０における心電図を感知するために利用することができる。ＥＣＧ情報は、システム８に利用可能である（例えば、コンピュータ・システム２０への入力として提供され得る）。ＥＣＧ導線がよく理解されている限り、図面中の明確さのために、導線、およびコンピュータとのそれらの接続部は、図１に示されていない。

少なくとも１つの電極１７（例えば、遠位電極）を有する代表的なカテーテル１３も示されている。この代表的なカテーテル電極１７は、本明細書を通して、「移動電極」、「可動電極」、または「測定電極」と呼ばれる。典型的には、カテーテル１３上または複数のそのようなカテーテル上の複数の電極が使用されることになる。一実施形態において、例えば、位置特定システム８は、患者の心臓および／または脈管構造内に配置された１２のカテーテル上の６４の電極を備えることができる。もちろん、この実施形態は、単なる例示であり、任意の数の電極およびカテーテルを、本発明の範囲内で使用することができる。同様に、カテーテル１３（または複数のそのようなカテーテル）は、典型的には、（図１には示されていないが、当業者によって容易に理解される）１つまたは複数の導入器を介して患者の心臓および／または脈管構造内に導入される。

本開示の目的のために、例示的なカテーテル１３のセグメントが、図２に示されている。図２において、カテーテル１３は、イントロデューサ３５を介して患者の心臓１０の左心室５０内に延在し、カテーテル１３の最も遠位側のセグメントが図２に示されている。イントロデューサ３５のような導入器の構造は、周知であり、当業者によく知られており、本明細書でさらに説明する必要はない。もちろん、カテーテル１３は、また、イントロデューサ３５を使用することなく、心臓１０内に導入され得る。

カテーテル１３は、図示されている実施形態において、そ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とともに、その遠位先端に電極１７を含む。一般に、隣接する電極間の間隔は知られているであろうが、電極は、カテーテル１３に沿って均等に離間されていなくてもよい、または互いに等しいサイズのものでなくてもよいことを理解されたい。これらの電極１７、５２、５４、５６の各々は、患者内にあるので、位置データは、位置特定システム８によって電極の各々について同時に収集され得る。

ここで、図１に戻ると、（例えば、心臓１０の壁に取り付けられた）任意選択の固定基準電極３１が、第２のカテーテル２９上に示されている。較正の目的のために、この電極３１は、据え付け（例えば、心臓の壁に取り付けられている、もしくは心臓の壁に近い）であってもよく、または、移動電極（例えば、電極１７、５２、５４、５６）と固定された空間的関係において配置されてもよく、したがって、「操作基準」もしくは「局所基準」と呼ぶことができる。固定基準電極３１は、上記で説明した表面基準電極２１に加えて、または代替的に使用することができる。多くの場合、冠状静脈洞電極、または心臓１０内の他の固定電極は、電圧および変位を測定するための基準として使用することができる、すなわち、以下で説明するように、固定基準電極３１は、座標系の原点を定義することができる。

各表面電極は、多重スイッチ２４に結合され、表面電極の対は、表面電極を信号生成器２５に結合するコンピュータ２０上で実行されているソフトウェアによって選択される。代替的には、スイッチ２４は、省略することができ、または、各測定軸（すなわち、各表面電極対）に対して１つ、信号生成器２５の複数（例えば、３）のインスタンスが提供され得る。

コンピュータ２０は、例えば、従来の汎用コンピュータ、特殊用途のコンピュータ、分散型コンピュータ、または任意の他のタイプのコンピュータを備えることができる。コンピュータ２０は、本明細書に記載の本発明の様々な態様を実施するために命令を実行することができる、単一の中央処理ユニット（ＣＰＵ）、または、一般に並列処理環境と呼ばれる複数の処理ユニットのような、１つまたは複数のプロセッサ２８を備えることができる。

一般に、３つの名目上の直交電界は、生物学的な導体内でのカテーテルの操作を実現するために、一連の駆動および感知電気双極子（例えば、表面電極対、１２／１４、１８／１９、および１６／２２）によって生成される。代替的には、これらの直交電界は、分解され得、表面電極の任意の対は、有効な電極三角測量を提供するために、双極子として駆動され得る。同様に、電極１２、１４、１８、１９、１６、および２２（または、任意の数の電極）は、心臓内の電極に電流を駆動するための、または心臓内の電極からの電流を感知するための任意の他の有効な構成で配置され得る。例えば、複数の電極は、患者１１の背中、側面、および／または腹部に配置され得る。加えて、そのような非直交方法論は、システムの柔軟性を追加する。任意の所望の軸に関して、駆動（ソース−シンク）構成の所定のセットから得られる移動電極の両端間で測定される電位は、単に直交軸に沿って均一な電流を駆動することによって得られることになるのと同じ有効電位をもたらすために、代数的に組み合わされ得る。

したがって、非励起電極が接地基準に対する電圧を測定する間、表面電極１２、１４、１６、１８、１９、２２の任意の２つは、腹部パッチ２１のような接地基準に対する双極子ソースおよびドレインとして選択され得る。心臓１０内に配置された移動電極１７、５２、５４、５６は、電流パルスからの電界に曝され、腹部パッチ２１のような接地に対して測定される。実際には、心臓１０内のカテーテルは、図示の４つよりも多いまたは少ない電極を含むことができ、各電極電位が測定され得る。先に述べたように、少なくとも１つの電極は、固定基準電極３１を形成するために、心臓の内部表面に固定され得、固定基準電極３１も、腹部パッチ２１のような接地に対して測定され、固定基準電極３１は、位置特定システム８が電位を測定する座標系の原点として定義され得る。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は、すべて、心臓１０内の移動電極１７、５２、５４、５６の位置を決定するために使用することができる。

測定された電圧は、基準電極３１のような基準位置に対する、移動電極１７、５２、５４、５６のような心臓内の電極の三次元空間における位置を決定するために使用することができる。すなわち、基準電極３１において測定された電圧は、座標系の原点を定義するために使用することができ、一方、移動電極１７、５２、５４、５６において測定された電圧は、原点に対する移動電極１７、５２、５４、５６の位置を表すために使用することができる。極座標系、球面座標系、および円筒座標系のような他の座標系が考えられるとしても、いくつかの実施形態において、座標系は、三次元（ｘ，ｙ，ｚ）デカルト座標系である。

前述の議論から明らかであるように、心臓内の電極の位置を決定するために使用されるデータは、表面電極対が心臓に電界を印加しながら測定される。電極データは、その全体が参照により本明細書に組み込まれている米国特許第７，２６３，３９７号に記載されているように、電極位置のための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するためにも使用することができる。電極データは、例えば、同様にその全体が参照により本明細書に組み込まれている米国特許第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ためにも使用することができる。

したがって、１つの代表的な実施形態において、システム８は、最初に、表面電極のセットを選択し、次いで、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間、少なくとも１つの残りの表面電極および体内電極を用いて測定された電圧のような電気的活動は、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トのようなアーティファクトの補償は、上記で示したように実行され得る。

いくつかの実施形態において、位置特定／マッピング・システムは、上記で説明したように電界を生成するＳｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｉ，Ｉｎｃ．のＥｎＳｉｔｅ（登録商標）Ｖｅｌｏｃｉｔｙ（登録商標）心臓マッピング・システム、または、電界に依存する別の位置特定システムである。しかしながら、そのすべてが電界ではなく磁界を利用する、例えば、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．のＣＡＲＴＯ操作および位置システム、Ｎｏｒｔｈｅｒｎ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｎｃ．のＡＵＲＯＲＡ（登録商標）システム、または、ＳｔｅｒｏｔａｘｉｓのＮＩＯＢＥ（登録商標）Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｎａｖｉｇａｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍを含む他の位置特定システムが、本教示に関連して使用されてもよい。（そのすべてが、参照によりその全体が本明細書に組み込まれている）以下の特許、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号は、また、本発明とともに用いられ得る。

図３および図４は、本明細書に開示されている様々な態様と、（例えば、コンピュータ・システム２０を使用して）位置特定システム８を利用して収集され、処理されたデータとを使用して生成された例示的な電気生理学的マップを示す。一般に、当業者は、図３および図４の内容に精通しているであろう。したがって、その態様は、本明細書では、本開示を理解するために必要な程度にのみ説明されることになる。

図３および図４は、各々、最も左のパネル３００の右下隅における「ヘッド・アップ」表示（図４中のコールアウト「Ａ」）を含む、ディスプレイ２３上に出力され得るような例示的なインターフェースを示している。「ヘッド・アップ」表示は、以下で詳細に説明する特定の包含基準の現在のステータスに関するフィードバックを提供する。より具体的には、「ヘッド・アップ」表示は、右下のパネル３２０（図４中のコールアウト「Ｆ」）に示されている包含基準制御パネルを使用して選択される包含基準の状態に関する情報および視覚的な手がかり（例えば、現在の包含データが対応する包含基準を満たしていないことを示すための赤いテキストの使用）を提供する。「ヘッド・アップ」表示および制御パネルは、スクリーン上の他の位置に現れてもよい。

図３および図４は、中央パネル３１０のための代替構成を示す。図３において、中央パネル３１０は、５つのＥＫＧ導線（例えば、白色トレース３１２）からの信号と、２つの基準電極（例えば、黄色トレース３１４）からの信号と、５つの移動電極（例えば、青色トレース３１６）からの信号とを表示する。図４において、中央パネル３１０は、１２のＥＫＧ導線のすべてからの信号を表示する。それは、また、以下でさらに詳細に議論するように、形態的比較および／または分類目的のための様々な導線からの信号を有効または無効にするために使用することができるチェック・ボックス（コールアウト「Ｃ」）を含む。

図５は、本開示による電気生理学的マップを生成するための例示的な方法５００の代表的なステップを示すフローチャートである。ブロック５１０において、１つまたは複数の包含基準が定義される。包含基準は、一般に、「距離に基づく」または「リズムに基づく」のいずれかとして分類され得、いくつかの実施形態において、各タイプの少なくとも１つの包含基準が定義されることになる。他の実施形態において、１つのタイプの１つの包含基準が定義されることになる。さらに他の実施形態において、すべての電気生理学的データ点が電気生理学的マップに含まれるように、包含基準は、すべてが使用されなくてもよい。もちろん、他の組み合わせも考えられる。

本明細書でさらに議論するように、例示的な包含基準は、カテーテル速度（距離に基づく）、移動距離（距離に基づく）、近接度（距離に基づく）、滞留時間（距離に基づく）、周期（リズムに基づく）、およびＥＫＧ一致（リズムに基づく）を含む。前述の各々は、以下でさらに詳細に議論する。他の包含基準は、前述の包含基準に加えて、または代わりに利用することができる。例えば、いくつかの実施形態において、呼吸位相は、カテーテル速度、周期および／またはＥＫＧ一致に加えて使用することができる。

（当業者は、そのいくつかが本明細書においてより詳細に議論されている特定の組み合わせが、特定の用途において特に望ましいであろうことを理解するであろうが）包含基準の任意の組み合わせは、所与の時間に「アクティブ」であり得る。図３および図４に示すように、右端のパネル３２０内の制御パネルは、どの包含基準が収集された電気生理学的データ点に適用されることになるのかを決定するために、チェック・ボックスを含む。同様に、右端のパネル３２０は、包含基準を調整する（例えば、以下で説明する予め設定された速度閾値を調整する）ために、インターフェース（例えば、スライダ３２２）も含む。

ステップ５２０において、電気生理学的データ点は、例えば、カテーテル１３上の１つまたは複数の電極を使用して収集される。当業者なら理解するように、電気生理学的データ点は、電気生理学的データと位置データ（例えば、測定された電気生理学的情報が空間内の特定の位置に関連付けられることを可能にする、カテーテル１３および／またはその上の電極の位置に関する情報）の両方を含む。それは、包含データ（例えば、位置に基づく包含データおよび／またはリズムに基づく包含データ）も含み、包含データは、本明細書で開示されているように、電気生理学的データ点が電気生理学的マップに追加されるべきであるかどうか（または、特定の実施形態において、いくつかの電気生理学的マップのどれに電気生理学的データ点が属するのか）を決定するために使用することができる。この包含データは、左端のパネル３００に含まれる「ヘッド・アップ」表示内に表示され得る。

ステップ５３０において、収集された電気生理学的データ点のための包含データは、定義された包含基準と比較される。収集された電気生理学的データ点のための包含データが定義された包含基準を満たさない場合（判断ブロック５４０からの「いいえ」出口）、電気生理学的データ点は、電気生理学的マップに追加されない（ブロック５５０）。一方、収集された電気生理学的データ点のための包含データが定義された包含基準を満たす場合（判断ブロック５４０からの「はい」出口）、電気生理学的データ点は、電気生理学的マップに追加される（ブロック５６０）。電気生理学的データ点が電気生理学的マップに追加されたとき、「ヘッド・アップ」表示は、（例えば、すべてのアクティブな包含基準のための緑色の「進む」アイコンを点滅することによっておよび／または表示することによって）ユーザに視覚的な手がかりを提供することができる。

収集された電気生理学的データ点のための包含データが定義された包含基準を満たすかどうかに関係なく、電気生理学的データ点のための位置データに対応する幾何学的点は、電気生理学的マップの基礎をなす心臓の幾何学的形状モデルに任意選択で追加され得る（ブロック５７０）。もちろん、包含基準は、また、位置データを電気生理学的マップの基礎をなす心臓の幾何学的形状モデルに追加するか（すなわち、判断ブロック５４０と同様の判断ブロックとしてブロック５７０を扱うか）どうかを決定するために用いられ得ると考えられる。

上記で特定した様々な包含基準の各々は、特定の利点を提供する。例えば、カテーテル速度基準は、プローブ（例えば、カテーテル１３）が比較的安定しているときに収集された電気生理学的データ点のみが電気生理学的マップ内に含まれることを確実なものとするのを助けることができる。したがって、カテーテル速度基準は、電気生理学的データ点が予め設定された速度閾値（例えば、１０ｍｍ／秒）未満のプローブ速度で収集されたときにのみ満たされるように定義され得る。

速度基準と同様に、滞留時間基準は、プローブ（例えば、カテーテル１３）が比較的安定しているときに収集された電気生理学的データ点のみが電気生理学的マップ内に含まれることを確実なものとするのを助けることができる。したがって、滞留時間基準は、予め設定された閾値期間（典型的には、コンプレックス細分化電位図（「ＣＦＥ：ｃｏｍｐｌｅｘ ｆｒａｃｔｉｏｎａｔｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｇｒａｍ」）解析の目的のために選択されたセグメント長に一致するように選択された特定の値で、例えば、１秒と８秒の間）の間、プローブ（例えば、カテーテル１３）が安定した位置に残っている場合にのみ満たされるように定義され得る。

別の例として、移動距離基準は、冗長な点が電気生理学的マップから除外されることを確実なものとするのを助けることができる。すなわち、移動距離基準は、さらなる電気生理学的データ点を電気生理学的マップに追加する前に、プローブ（例えば、カテーテル１３）が別の位置にあることを確実なものとするのを助ける。いくつかの実施形態において、例えば、移動距離基準は、電気生理学的データ点が収集されたときのプローブの位置が最近追加された電気生理学的データ点から少なくとも予め設定された距離にあるときにのみ満たされるように定義され得る。

さらに別の例として、近接度基準は、電気生理学的データ点が幾何学点に十分に近いことを確実なものとするのを助けることができる。したがって、近接度基準は、電気生理学的データ点が収集されたときのプローブの位置が幾何学点から予め設定された距離（例えば、４ｍｍ）の範囲内にあるときにのみ満たされるように定義され得る。幾何学点は、別の手順において（例えば、図５のブロック５７０において）電気生理学的データ点と実質的に同時に収集され得、または、外部撮像モダリティ（例えば、ＣＴ、ＭＲＩ、など）から供給され得ることが理解されるべきである。

リズムに基づく包含基準は、リズムが電気生理学的マップに追加されたすべての電気生理学的データ点について一致していることを確実なものとするのを助けるために利用される。典型的には、リズムに基づく包含基準は、現在の拍動（すなわち、収集された電気生理学的データ点に対応する拍動）をテンプレート拍動と比較する。テンプレート拍動は、例えば、従来の方法において手動で取り込まれ得る、電気生理学的マップに追加された最初の電気生理学的データ点に対応する拍動であり得る。代替的には、ユーザは、電気生理学的マップ内に記録および／または格納された任意の拍動からテンプレート拍動を選択することができる。

周期基準は、（例えば、心房頻拍、細動、および／または粗動をマッピングするための）心房マッピングにおいて使用するのに望ましい。周期基準の適用は、現在の拍動に関する周期をテンプレート拍動に関する周期と比較し、一般的に、現在の拍動の周期がテンプレート拍動の周期に関する予め設定された範囲（例えば、±２０ミリ秒）内にあるとき、それらが満たされるように定義されることになる。収集された電気生理学的データ点が電気生理学的マップに追加される前に、予め設定された数の拍動（例えば、２つの連続する拍動）が予め設定された範囲内に入ることを必要とする周期基準を定義することも考えられる。もちろん、他の変形例は、同様に本教示の範囲内である。

周期基準は、限定はしないが、参照対参照、ＥＫＧベースのＱＲＳ対参照、ＥＧＭ対参照、およびＥＧＭ対ＥＧＭを含む、本教示による様々な方法において定義され得る。

ＥＫＧ一致基準は、所与のリズムに関してなにが起こっているのかについて医師が明確にイメージすることが有益である心室マッピング（例えば、心室頻拍性不整脈）において使用するのに望ましい（当業者は、各リズムが心臓を介する異なる電気伝播パターンを使用することを理解するであろう）。典型的には、現在の拍動がテンプレート拍動と一致するときを医師が「見る」ことを必要とする既存のシステムとは異なり、ＥＫＧ一致基準は、現在の拍動の形態をテンプレート拍動の形態と比較し、現在の拍動の形態がテンプレート拍動の形態とどの程度一致しているのかを定量化する一致スコアを割り当てるために、形態的一致アルゴリズムを利用する。一致スコアが予め設定された一致スコア閾値（例えば、８５％）を超えた場合、ＥＫＧ一致基準は、満たされ、収集された電気生理学的データ点は、電気生理学的マップに追加され得る。

もちろん、各拍動は、テンプレートであろうと、現在のであろうと、各々がそれぞれのＥＫＧ導線に対応する複数のＥＫＧ信号を含む。ＥＫＧ一致基準は、例えば、図４の中央パネル３１０に見られるような各導線に関連付けられたチェック・ボックス（コールアウト「Ｃ」）を選択および選択解除することによって、任意のまたはすべてのこれらの導線に選択的に適用され得ると考えられる。例えば、医師は、切断されているので、過度なノイズを示すので、または任意の他の理由のために、特定のＥＫＧ導線を形態的一致アルゴリズムから除外するように選択することができる。選択されたＥＫＧ導線からの信号のみが、ＥＫＧ一致基準の対象となる（すなわち、形態的一致アルゴリズムを使用して処理される）。

一致スコアを計算する際の第１のステップは、例えば、選択されたＥＫＧ導線からの信号において拍動（例えば、Ｒ波が検出された時間）を検出することである。図６のフローチャートは、選択されたＥＫＧ信号から拍動を検出することに続き得るステップの１つの代表的な連続を示す。

ステップ６１０において、各入力信号（すなわち、各々の選択されたＥＫＧ導線からの信号）は、特定の波の特徴のためのスパイクを生成するように設計されたすべて正の出力信号を生成するためにフィルタリングされる。適切なフィルタリング・アルゴリズムは、本明細書でさらに議論するように、例えば、−ｄＶｄｔ、＋ｄＶｄｔ、ＡｂｓＤｖｄｔ、Ｍｉｎ、Ｍａｘ、およびＡｂｓＰｅａｋを含む。

前述のフィルタリング・アルゴリズムの各々は、対象の特徴を決定するのを助けるために、勾配−振幅の積に依存する。単純な勾配解析は、時刻ｔ_１における値を時刻ｔ_２における値から減算することによって計算され得、ここで、ｔ_１およびｔ_２は、一定の距離離れているが、この単純な計算は、同じ勾配を有するが、異なる振幅を有する２つの時点の間を区別しない。したがって、同じ間隔の間の値の変化を勾配に乗算することが望ましい。特徴の幅は、固定されていないので、勾配−振幅の積は、同じ時点について、各回が異なる間隔で複数回計算され得る。最大の勾配−振幅の積が、次いで、フィルタリングのために使用することができる。

−ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムの場合において、勾配−振幅の積は、各時点のために計算される。この時点に関する間隔は、例えば、単極信号について０から±２５ミリ秒までの範囲であり得、双極信号について０から±１２．５ミリ秒までの範囲であり得る。正の勾配に関して、出力は、ゼロに設定される。他の場合において、出力値は、さらに、ベースラインに戻っている特徴を最小にし、ベースラインから逸脱している特徴を増幅するように変更される。例えば、勾配−振幅の間隔の終了値は、解析され得、出力値は、終了点の値が正である（すなわち、ベースラインに戻っている）場合、ゼロに設定され、他の場合（すなわち、ベースラインから逸脱している）において、終了点の値の二乗が乗算される。これは、Ｔ波を減衰させ、大きい負の成分を有するＱＲＳ群を増幅させる。所与の時点での最高の出力値の平方根は、出力を規則的にするために取られ得る。図７は、−ｄＶｄｔアルゴリズムの出力中のスパイク７０２と心臓信号７０５との間の相関関係をよりよく説明するために、１２の導線ＥＫＧ信号と時間的に整列された−ｄＶｄｔアルゴリズムの出力のプロットを示す。青色の線７１０は、以下でさらに議論する移動標準偏差から計算された閾値である。

＋ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムは、基準が反転されていることを除いて、−ｄＶｄｔアルゴリズムと同様である。

ＡｂｓＤｖｄｔフィルタリング・アルゴリズムに関して、＋ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムおよび−ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムの出力値は、各時点について計算される。２つの値の絶対最大値が出力される。

Ｍｉｎフィルタリング・アルゴリズムに関して、標本値が正である各時点について、ゼロを出力する。すべての他の場合において、現在の時点の前および後の間隔のために、勾配−振幅の積が別々に計算される。間隔は、最適な間隔が決定されるまで、−ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムと同様に、繰り返し解析される。目標は、現在の時点の前の強い下向きの勾配−振幅の積と、現在の時点の後の強い上向きの勾配−振幅の積とを有する負のピークを見つけることである。現在の時点の前および後の間隔からの勾配−振幅の積は、互いに乗算される。結果の平方根は、次いで、現在の値を負にしたものを乗算される。結果の平方根は、出力を規則化するために取られる。

Ｍａｘフィルタリング・アルゴリズムは、基準が反転されていることを除いて、Ｍｉｎフィルタリング・アルゴリズムと同様である。

ＡｂｓＰｅａｋフィルタリング・アルゴリズムは、ＭｉｎおよびＭａｘフィルタリング・アルゴリズムの出力の絶対最大値を出力する。

ステップ６２０において、ステップ６１０からの出力信号は、互いに加算される。

ステップ６３０において、加算された出力信号（例えば、ブロック６２０の出力）のための移動閾値が計算される。閾値は、移動分散の平方根（すなわち、移動標準偏差）であり得る。

ステップ６４０において、検出線が、加算された出力信号（例えば、ブロック６２０の出力）および移動標準偏差（例えば、ブロック６３０の出力）を使用して計算される。

ステップ６５０において、出力信号は、出力信号が閾値を超えるまで、前方に走査される。そのような点を位置特定すると、前方走査は、ある期間中継続する。ＥＫＧ信号に関して、この期間は、典型的には約２００ミリ秒である。

この走査期間中、検出時間は、走査期間中の最大加算出力信号（例えば、ブロック６２０の出力）の時間を表すように更新される。検出時間が選択されると、次の拍動のための検出が再開する前に、最後の検出の時点から、典型的には、上記で説明した走査期間と同じ長さの不応期が存在する。

ＥＫＧ信号における拍動検出の代替として、またはこれに加えて、拍動検出は、心臓内の電極（例えば、カテーテル１３上の移動電極１７、５２、５４、５６）からの電気生理学的信号においても行われ得る。しかしながら、そのような信号のための拍動検出方法論は、上記で説明したＥＫＧ信号のための拍動検出方法論とは異なる可能性がある。具体的には、心臓内電極の拍動検出方法論は、入力として単一の信号および解析間隔を使用することができ、期間中のすべての入力値について出力値を計算する単一のパスにおいて動作することができる。結果は、したがって、最大出力値を作成する入力値の時間である。上記で説明したものと同様の６つの異なるフィルタリング・アルゴリズムを利用することができる。

−ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムを心臓内移動電極信号に適用すると、勾配−振幅の積を負にしたものが計算される。結果が負である場合、出力は、ゼロである。そうでない場合、間隔は、変化し、すべての間隔からの最大値が出力される。単極信号に関して、時間間隔は、例えば、±２５ミリ秒の間で変化し得る。双極信号に関して、時間間隔は、±１０ミリ秒の間で変化し得る。心臓内移動電極信号への＋ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムの適用は、基準が反転されていることを除いて、同様である。同様に、ＡｂｓＤｖｄｔフィルタリング・アルゴリズムは、心臓内移動電極信号に適用されると、−ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムと＋ｄＶｄｔフィルタリング・アルゴリズムとの間のような最大中間出力値を有する時間を出力する。

Ｍｉｎフィルタリング・アルゴリズムは、心臓内移動電極信号に適用されると、間隔中の最小標本値の時間を返す。Ｍａｘフィルタリング・アルゴリズムは、心臓内移動電極信号に適用されると、間隔中の最大標本値の時間を返す。ＡｂｓＰｅａｋフィルタリング・アルゴリズムは、心臓内移動電極信号に適用されると、間隔中の最大絶対標本値の時間を返す。

不応期は、心臓内移動電極信号に使用される必要はない。しかしながら、基準電極３１からの信号のような心臓内基準電極信号が使用される場合には、不応期は、ＥＫＧ信号に基づく拍動検出において利用される２００ミリ秒の不応期ではなく、約１２０ミリ秒に設定され得る。

拍動検出に続いて、検出されたＲ波について、検出されたピークを中心に有する窓が構築される。次に、距離関数ｄが定義される。距離関数ｄは、現在の拍動波形およびテンプレート拍動波形のような、ピークを含む２つの波形間の距離を生成する。

距離関数を定義する１つの適切な方法は、２つの波の間の動的時間伸縮（ＤＴＷ：Ｄｙｎａｍｉｃ Ｔｉｍｅ Ｗａｒｐｉｎｇ）距離を使用することである。当業者は、本明細書の教示に従って、ＤＴＷアルゴリズムを適用する方法を理解するであろう。この方法の１つの利点は、比較されている２つの波形間の位相合わせを必要としないことである。一方、それは、増大した計算の複雑さをもたらす。

代替的には、距離関数ｄは、波形間のユークリッド距離として定義され得る。ユークリッド距離が使用されるとき、波は、１の間隔において±ＭａｘＳｔｅｐから段階的に互いに対してシフトされ得る。ＭａｘＳｔｅｐパラメータは、波形窓の半分の幅、または、代替的には、約２５０Ｈｚのサンプル・レートに関して１標本と５標本との間の固定値になるように選択され得る。距離関数ｄは、シフト処理後の波形間の最小距離に設定され得る。

多導線解析において、１対の拍動間の距離は、各ＥＫＧ導線のために別々に計算され得、次いで、単一の距離測定値に線形結合され得る。線形結合は、例えば、ピーク検出のために使用された波形の平均であり得、または、ユーザによって定義された個々の導線の距離の別の適切な加重組み合わせであり得る。

拍動（例えば、テンプレート拍動および対象の拍動）は、例えば、距離関数ｄを計算する前に、各々の平均をそれら自体から減算することによって正規化され得ることも考えられる。

一態様において、特定の拍動のための一致スコアは、以下のように計算される。まず、各テンプレートに関して（すなわち、各々の選択されたＥＫＧ導線からのテンプレート拍動に関して）、テンプレートとゼロ信号（すなわち、すべての標本がゼロに設定されるモデル信号）との間で距離が計算される。この距離は、本明細書では「テンプレート範囲」と呼ばれる。

次いで、各波形（例えば、各々の選択されたＥＫＧ導線からの現在の拍動に関して）、波形とテンプレート拍動との間で距離が計算される。この差は、テンプレート範囲で除算され、得られた比率は、１から減算され、百分率として表される。しかしながら、比率が１よりも大きい場合、０％の一致スコアが割り当てられる。

上記で議論したように、多導線比較に関して、テンプレート範囲は、個々の導線のテンプレート範囲の加重和として取られ得る。同様に、現在の波形とテンプレート波形との間の距離は、個々の導線の距離の加重和として取られ得る。

一致スコアを計算することに加えて、拍動は、また、それらの形態に従って、１つまたは複数の異なる形態マップに分類され得る。実際、上記で説明した距離関数ｄは、また、診断マップのためおよび／または形態的分類目的のために特定の波形形態を選択するために使用することができる。言い換えれば、現在の拍動が単一のマップの生成のための単一のテンプレート拍動とどの程度一致しているかを決定することに加えて、距離関数ｄは、いくつかのテンプレート拍動のどれと現在の拍動が最も一致しているかを決定するために使用することができる。

図８は、ブロック８００において開始する、本明細書に開示されている一態様による形態的分類アルゴリズムに従い得る代表的なステップを示すフローチャートである。判断ブロック８１０は、分類されるべき追加の波形（すなわち、拍動）が存在するかどうかを調べる。ない場合、プロセスは、ブロック８２０において終了する。ある場合、プロセスは、ｊ番目のテンプレート（ブロック８４０）に対するｉ番目の波形の解析のためのブロック８３０に進む。

ブロック８５０において、距離関数ｄは、ｊ番目のテンプレートに対してｉ番目の波形について計算される。判断ブロック８６０は、ｄが予め設定された閾値未満であるかどうかを調べる。そうである場合、ｉ番目の波形は、ｊ番目のテンプレートと適切に一致し、ブロック８７０において適宜に分類され得ると結論付けられ得る。

ｄが予め設定された閾値以上であり、残りのテンプレートが存在する場合（ブロック８８０）、ｉ番目の波形は、残りのテンプレートに対して同様に試験される（ブロック８９０）。しかしながら、ｉ番目のテンプレートがｊのテンプレートのいずれにも適切に一致しない場合、ブロック９００において、新たな形態クラスが作成され、新たなテンプレートが追加される。プロセスは、ｉの波形すべてが分類されるか、新たなテンプレートを作成するために使用されるまで繰り返す。

特定の実施形態において、ピアソン相関係数は、一致スコアを計算するためおよび／または形態によって拍動を分類するために、距離関数ｄの代替として、または距離関数ｄに加えて使用することができる。例えば、スコアＳは、式Ｓ＝Ｐ×ｆ（ｒ）に従って計算され得、ここで、Ｐは、テンプレート拍動および検討中の現在の拍動のピアソン相関係数であり、ｒは、テンプレート拍動および検討中の現在の拍動の振幅の比であり、０≦ｒ≦（ｒを計算するとき、より大きい振幅が分母である）ように定義され、ｆ（ｒ）は、範囲０≦ｆ（ｒ）≦１における出力を有する単調増加関数である。振幅は、標準偏差またはピーク・ツー・ピーク測定によって測定され得る。

本発明のいくつかの実施形態をある程度特定して上記で説明してきたが、当業者は、本発明の要旨または範囲から逸脱することなく、開示された実施形態に多数の変更を行うことができる。

例えば、上記の説明は、単一の電極のみによって収集されたデータに言及しているが、複数の電極（例えば、１７、５２、５４、５６）を同時に利用することができると考えられる。

別の例として、本教示に従って生成された電気生理学的マップは、手動で収集された電気生理学的データ点で拡張され得る。

さらに別の例として、追加の包含基準は、電気生理学的マップから点を選別するためのフィルタとして適用され得る。すなわち、点が活動状態の特定の包含基準（例えば、速度および周期）を用いて収集されると、１つまたは複数の追加の包含基準（例えば、近接度）は、例えば、幾何学的モデルの内部にある点を除外するために、電気生理学的マップから点を選別するために用いられ得る。

さらに別の例として、ＥＫＧ一致基準は、一致スコアを計算するために、正規化相互相関を用いることもできる。

さらなる例として、上記で議論した距離に基づくおよびリズムに基づく包含基準に加えて、力に基づく包含基準（例えば、カテーテル１３がどれくらい強く隣接する組織に押し込まれているかの尺度）および／または電気的結合に基づく包含基準（例えば、その全体が参照により本明細書に組み込まれている、米国特許第８，４４９，５３５号において議論されている電気的結合指数（ＥＣＩ：Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｃｏｕｐｌｉｎｇ Ｉｎｄｅｘ））は、本明細書における教示と同様の方法で定義され、用いられ得る。

すべての方向に関する言及（たとえば、上部、下部、上向き、下向き、左、右、左向き、右向き、最上部、底部、より上方に、より下方に、垂直の、水平の、時計回り、反時計回り）は、本発明についての読者の理解を助けるために、識別の目的で使用されているにすぎず、特に本発明の位置、向き又は使用に関して制限を与えるものではない。接合に関する言及（たとえば、取り付けられる、結合される、接続される等）は、広義に解釈されるべきであり、要素の接続と要素間の相対的な動きとの間の中間メンバを含む場合がある。このように、接合に関する言及は、２つの要素が直接的に接続され、かつ互いに固定した関係にあることを必ずしも意味するものではない。

上記の説明に含まれ、又は添付図面に示されるすべての内容は、限定的なものとしてではなく、単に例示的なものとして解釈されるべきであることが意図されている。添付の特許請求の範囲で定義されている本教示の趣旨から逸脱することなく、細部又は構造に変更を加えることができる。
以下の項目は、国際出願時の特許請求の範囲に記載の要素である。
（項目１）
患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成する方法であって、
位置に基づく電気生理学的データ点の包含基準を定義するステップと、
リズムに基づく電気生理学的データ点の包含基準を定義するステップと、
電気生理学的プローブを用いて電気生理学的データ点を収集するステップであって、前記電気生理学的データ点が、位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データに関連付けられている、ステップと、
前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記位置に基づく包含データを、前記定義された位置に基づく包含基準と比較するステップと、
前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記リズムに基づく包含データを、前記定義されたリズムに基づく包含基準と比較するステップと、
前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記位置に基づく包含データが前記位置に基づく包含基準を満たし、前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記リズムに基づく包含データが前記リズムに基づく包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するステップと、を含む方法。
（項目２）
前記位置に基づく包含基準が、速度基準、移動距離基準、滞留時間基準、および近接度基準から成るグループから選択される、項目１に記載の方法。
（項目３）
前記電気生理学的データ点が収集されるときの前記電気生理学的プローブの速度が、予め設定された速度閾値未満であるとき、前記電気生理学的データ点の前記位置に基づく包含データが前記速度基準を満たす、項目２に記載の方法。
（項目４）
前記速度閾値が１０ｍｍ／秒である、項目３に記載の方法。
（項目５）
前記電気生理学的データ点が収集されるときの前記電気生理学的プローブの位置から、電気生理学的データ点が最近前記電気生理学的マップに追加されたときの前記電気生理学的プローブの位置までの距離が、予め設定された距離閾値を超えたとき、前記電気生理学的データ点の前記位置に基づく包含データが前記移動距離基準を満たす、項目２に記載の方法。
（項目６）
前記距離閾値が３ｍｍである、項目５に記載の方法。
（項目７）
前記リズムに基づく包含基準が、周期基準およびＥＫＧ一致基準から成るグループから選択される、項目１に記載の方法。
（項目８）
前記電気生理学的データ点の周期が、初期周期値に関する予め設定された範囲内であるとき、前記電気生理学的データ点の前記リズムに基づく包含データが前記周期基準を満たす、項目７に記載の方法。
（項目９）
前記範囲がプラスまたはマイナス２０ミリ秒である、項目８に記載の方法。
（項目１０）
前記電気生理学的データ点が収集されるときのＥＫＧ信号の一致スコアが、予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、前記電気生理学的データ点の前記リズムに基づく包含データが前記ＥＫＧ一致基準を満たす、項目７に記載の方法。
（項目１１）
前記一致スコア閾値が８５％である、項目１０に記載の方法。
（項目１２）
前記一致スコアが、テンプレート心拍に関する複数のＥＫＧ信号に対して計算される、項目１０に記載の方法。
（項目１３）
前記テンプレート心拍が、前記電気生理学的マップに追加された初期電気生理学的データ点に対応する、項目１２に記載の方法。
（項目１４）
前記電気生理学的データ点の前記位置に基づく包含データおよび前記リズムに基づく包含データを表示するステップをさらに含む、項目１に記載の方法。
（項目１５）
前記電気生理学的データ点が前記電気生理学的マップに追加されたとき、フィードバックをユーザに提供するステップをさらに含む、項目１に記載の方法。
（項目１６）
患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成する方法であって、
テンプレート拍動を定義するステップであって、前記テンプレート拍動が複数のテンプレートＥＫＧ信号を含み、前記複数のテンプレートＥＫＧ信号の各々が複数のＥＫＧ導線のそれぞれの１つに対応する、ステップと、
電気生理学的プローブを用いて電気生理学的データ点を収集するステップであって、前記電気生理学的データ点が複数の瞬時ＥＫＧ信号に関連付けられ、前記複数の瞬時ＥＫＧ信号の各々が前記複数のＥＫＧ導線のそれぞれの１つに対応する、ステップと、
一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップと、
前記計算された一致スコアが、予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するステップと、を含む方法。
（項目１７）
テンプレート拍動を定義するステップが、前記複数のテンプレートＥＫＧ信号のサブセットを選択するステップを含み、
前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップが、前記複数のテンプレートＥＫＧ信号の選択されたサブセットを前記瞬時ＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップを含む、項目１６に記載の方法。
（項目１８）
前記予め設定された一致スコア閾値が８５％である、項目１６に記載の方法。
（項目１９）
一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップが、
テンプレート範囲を計算するステップと、
前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部と前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものとの間の距離を計算するステップと、
前記計算された距離を前記計算されたテンプレート範囲で割るステップと
を含む、項目１６に記載の方法。
（項目２０）
一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップが、前記一致スコアを計算するために、ピアソン相関係数を使用するステップを含む、項目１６に記載の方法。
（項目２１）
前記一致スコアが、式Ｓ＝Ｐ×ｆ（ｒ）に従って計算され、ここで、Ｐが、前記テンプレートＥＫＧ信号および前記瞬時ＥＫＧ信号のピアソン相関係数であり、ｒが、前記テンプレートＥＫＧ信号および前記瞬時ＥＫＧ信号の振幅の比であり、０≦ｒ≦１であるように定義され、ｆ（ｒ）が、出力０≦ｆ（ｒ）≦１を有する単調増加関数である、項目２０に記載の方法。
（項目２２）
患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成する方法であって、
電気生理学的データの包含基準を定義するステップと、
電気生理学的プローブを用いて電気生理学的データ点を収集するステップであって、前記電気生理学的データ点が、位置データ、電気生理学的データ、および包含データを含む、ステップと、
前記電気生理学的データ点の前記位置データに対応する幾何学的点を前記電気生理学的マップに追加するステップと、
前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記包含データを、前記定義された包含基準と比較するステップと、
前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記包含データが前記包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記電気生理学的データを前記電気生理学的マップに追加するステップと、を含む方法。
（項目２３）
前記電気生理学的データの包含基準が、速度基準、移動距離基準、滞留時間基準、近接度基準、周期基準、ＥＫＧ一致基準、およびこれらの組み合わせから成るグループから選択される、項目２２に記載の方法。
（項目２４）
前記電気生理学的データの包含基準が、位置に基づく包含基準、およびリズムに基づく包含基準を含む、項目２２に記載の方法。
（項目２５）
患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムであって、
包含プロセッサとマッピング・プロセッサを備えており、
前記包含プロセッサは、
位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データが、それぞれ、位置に基づく包含基準およびリズムに基づく包含基準を満たすかどうかを決定するために、電気生理学的データ点に関連付けられた前記位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データを解析し、
前記位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データが、それぞれ、前記位置に基づく包含基準および前記リズムに基づく包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するように構成されており、
前記マッピング・プロセッサは、
前記包含プロセッサによって前記電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から前記電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されている、システム。
（項目２６）
患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムであって、
比較プロセッサとマッピング・プロセッサを備えており、
前記比較プロセッサは、
瞬時ＥＫＧ信号をテンプレートＥＫＧ信号と比較し、
前記瞬時ＥＫＧ信号と前記テンプレートＥＫＧ信号との間の形態的一致を示す一致スコアを計算し、
前記一致スコアが予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するように構成されており、
前記マッピング・プロセッサは、
前記比較プロセッサによって前記電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から前記電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されている、システム。
（項目２７）
患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムであって、
包含プロセッサとマッピング・プロセッサを備えており、
前記包含プロセッサは、
包含データが包含基準を満たすかどうかを決定するために、電気生理学的データ点に関連付けられた前記包含データを解析し、
前記電気生理学的データ点に関連付けられた位置データに対応する幾何学的点を前記電気生理学的マップに追加し、
前記包含データが前記包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するように構成されており、
前記マッピング・プロセッサは、
前記包含プロセッサによって前記電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から前記電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されている、システム。

Claims (17)

1. 患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムの作動方法であって、
   位置に基づく電気生理学的データ点の包含基準を定義するステップと、
   リズムに基づく電気生理学的データ点の包含基準を定義するステップと、
   コンピュータを使って電気生理学的プローブから電気生理学的データ点を受け取るステップであって、前記電気生理学的データ点が、位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データに関連付けられている、ステップと、
   前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記位置に基づく包含データを、前記定義された位置に基づく包含基準と比較するステップと、
   前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記リズムに基づく包含データを、前記定義されたリズムに基づく包含基準と比較するステップと、
   前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記位置に基づく包含データが前記位置に基づく包含基準を満たし、前記電気生理学的データ点に関連付けられた前記リズムに基づく包含データが前記リズムに基づく包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するステップと、を含んでおり、
   前記リズムに基づく包含基準がＥＫＧ一致基準を有しており、
   前記ＥＫＧ一致基準は、前記電気生理学的データ点が収集されるときのＥＫＧ信号の一致スコアであって、テンプレート範囲を利用して計算される一致スコアを有し、
   前記テンプレート範囲は、テンプレート心拍とゼロ信号との間の距離である、作動方法。
2. 前記位置に基づく包含基準が、速度基準、移動距離基準、滞留時間基準、および近接度基準から成るグループから選択される、請求項１に記載の作動方法。
3. 前記リズムに基づく包含基準がさらに、周期基準を有する、請求項１又は２に記載の作動方法。
4. 前記電気生理学的データ点の周期が、初期周期値に関する予め設定された範囲内であるとき、前記電気生理学的データ点の前記リズムに基づく包含データが前記周期基準を満たす、請求項３に記載の作動方法。
5. 前記電気生理学的データ点が収集されるときのＥＫＧ信号の一致スコアが、予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、前記電気生理学的データ点の前記リズムに基づく包含データが前記ＥＫＧ一致基準を満たす、請求項１に記載の作動方法。
6. 前記一致スコアが、前記テンプレート心拍に関する複数のＥＫＧ信号に対して計算される、請求項５に記載の作動方法。
7. 前記テンプレート心拍が、前記電気生理学的マップに追加された初期電気生理学的データ点に対応する、請求項６に記載の作動方法。
8. 前記電気生理学的データ点の前記位置に基づく包含データおよび前記リズムに基づく包含データを表示するステップをさらに含む、請求項１〜７のいずれか一項に記載の作動方法。
9. 前記電気生理学的データ点が前記電気生理学的マップに追加されたとき、フィードバックをユーザに提供するステップをさらに含む、請求項１〜８のいずれか一項に記載の作動方法。
10. 患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムの作動方法であって、
    テンプレート拍動を定義するステップであって、前記テンプレート拍動が複数のテンプレートＥＫＧ信号を含み、前記複数のテンプレートＥＫＧ信号の各々が複数のＥＫＧ導線のそれぞれの１つに対応する、ステップと、
    コンピュータを使って電気生理学的プローブから電気生理学的データ点を受け取るステップであって、前記電気生理学的データ点が複数の瞬時ＥＫＧ信号に関連付けられ、前記複数の瞬時ＥＫＧ信号の各々が前記複数のＥＫＧ導線のそれぞれの１つに対応する、ステップと、
    一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップと、
    前記計算された一致スコアが、予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するステップと、を含んでおり、
    一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップが、テンプレート範囲を利用して前記一致スコアを計算するステップを含み、
    前記テンプレート範囲は、前記テンプレートＥＫＧ信号とゼロ信号との間の距離である、作動方法。
11. テンプレート拍動を定義するステップが、前記複数のテンプレートＥＫＧ信号のサブセットを選択するステップを含み、
    前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップが、前記複数のテンプレートＥＫＧ信号の選択されたサブセットを前記瞬時ＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップを含む、請求項１０に記載の作動方法。
12. 一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップがさらに、
    前記瞬時ＥＫＧ信号の少なくとも一部と前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものとの間の距離を計算するステップと、
    前記計算された距離を前記テンプレート範囲で割るステップと
    を含む、請求項１０又は１１に記載の作動方法。
13. 一致スコアを計算するために、前記瞬時ＥＫＧ信号の一部を前記テンプレートＥＫＧ信号の対応するものと比較するステップがさらに、前記一致スコアを計算するために、ピアソン相関係数を使用するステップを含む、請求項１０又は１１に記載の作動方法。
14. 前記一致スコアが、式Ｓ＝Ｐ×ｆ（ｒ）に従って計算され、ここで、Ｐが、前記テンプレートＥＫＧ信号および前記瞬時ＥＫＧ信号のピアソン相関係数であり、ｒが、前記テンプレートＥＫＧ信号および前記瞬時ＥＫＧ信号の振幅の比であり、０≦ｒ≦１であるように定義され、ｆ（ｒ）が、出力０≦ｆ（ｒ）≦１を有する単調増加関数である、請求項１３に記載の作動方法。
15. 患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムであって、
    包含プロセッサとマッピング・プロセッサを備えており、
    前記包含プロセッサは、
    位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データが、それぞれ、位置に基づく包含基準およびリズムに基づく包含基準を満たすかどうかを決定するために、電気生理学的データ点に関連付けられた前記位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データを解析し、
    前記位置に基づく包含データおよびリズムに基づく包含データが、それぞれ、前記位置に基づく包含基準および前記リズムに基づく包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するように構成されており、
    前記マッピング・プロセッサは、
    前記包含プロセッサによって前記電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から前記電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されており、
    前記リズムに基づく包含基準がＥＫＧ一致基準を有しており、
    前記ＥＫＧ一致基準は、前記電気生理学的データ点が収集されるときのＥＫＧ信号の一致スコアであって、テンプレート範囲を利用して計算される一致スコアを有し、
    前記テンプレート範囲は、テンプレート心拍とゼロ信号との間の距離である、システム。
16. 患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムであって、
    比較プロセッサとマッピング・プロセッサを備えており、
    前記比較プロセッサは、
    瞬時ＥＫＧ信号をテンプレートＥＫＧ信号と比較し、
    前記瞬時ＥＫＧ信号と前記テンプレートＥＫＧ信号との間の形態的一致を示す一致スコアをテンプレート範囲を利用して計算し、
    前記一致スコアが予め設定された一致スコア閾値を超えたとき、電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するように構成されており、
    前記マッピング・プロセッサは、
    前記比較プロセッサによって前記電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から前記電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されており、
    前記テンプレート範囲は、前記テンプレートＥＫＧ信号とゼロ信号との間の距離である、システム。
17. 患者の解剖学的構造の一部分の電気生理学的マップを生成するためのシステムであって、
    包含プロセッサとマッピング・プロセッサを備えており、
    前記包含プロセッサは、
    包含データが包含基準を満たすかどうかを決定するために、電気生理学的データ点に関連付けられた前記包含データを解析し、
    前記電気生理学的データ点に関連付けられた位置データに対応する幾何学的点を前記電気生理学的マップに追加し、
    前記包含データが前記包含基準を満たすとき、前記電気生理学的データ点を前記電気生理学的マップに追加するように構成されており、
    前記マッピング・プロセッサは、
    前記包含プロセッサによって前記電気生理学的マップに追加された複数の電気生理学的データ点から前記電気生理学的マップのグラフィカル表現を生成するように構成されており、
    前記包含基準がＥＫＧ一致基準を有しており、
    前記ＥＫＧ一致基準は、前記電気生理学的データ点が収集されるときのＥＫＧ信号の一致スコアであって、テンプレート範囲を利用して計算される一致スコアを有し、
    前記テンプレート範囲は、テンプレート心拍とゼロ信号との間の距離である、システム。
    

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