JP6646755B2 - 心臓活動をマッピングするためのシステムの作動方法およびシステム - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、本明細書に完全に記載されているかのように参照により本明細書に組み込まれる、２０１６年３月１日に出願された米国仮出願第６２／３０１，８６６号の利益を主張する。

本開示は、心臓診断および治療手順中に実行され得るものなど電気生理マッピングに関する。特に、本開示は、多成分心臓活動をマッピングするためのシステム、装置および方法に関する。

虚血性または拡張型心筋症を有する対象者においてなど、瘢痕または壁の菲薄化内をおよびその周りをマッピングしている間、局所近接場活動を表す急峻な分裂双極電位が遠方場電気記録図と融合したように見え得る。これらの急峻な電位は、しばしば、２つの形態学的形態のうちの１つを取る。形態１では、近接場電位は、等電位線によって遠方場電位から分離され、表面ＥＣＧのＱＲＳ終部を越えて延びる。形態２では、近接場電位は、遠方場電位と融合し、表面ＥＣＧのＱＲＳ活動内に埋もれて見える。

そのような多成分信号を検出し、その様々な成分を分離できることが望ましいであろう。

本明細書では、心臓活動をマッピングする方法であって、信号プロセッサにおいて電気記録図信号Ｓ（ｔ）を受信することと、信号プロセッサを使用して、電気記録図信号Ｓ（ｔ）をウェーブレット・ドメインに変換し、それによって、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算し、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を計算し、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することとを含む方法を開示する。電気記録図信号Ｓ（ｔ）は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）に連続ウェーブレット変換を適用しスケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算することによってウェーブレット・ドメインに変換され得る。さらに、あらかじめ設定された雑音しきい値よりも小さいＧ（ｆ，ｔ）の値が０に設定され得る。本方法はまた、心臓モデル上に電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックのグラフ表現を生成することを含むことができる。

実施形態では、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）は、形態Ｌ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ，ｔ）のものであり、ここで、ｆは、０Ｈｚと１０００Ｈｚとの間にあり得る。本開示の他の態様によれば、ｆは、あらかじめ設定された低周波数限界値とあらかじめ設定された高周波数限界値とによって定義される心臓活動周波数範囲内にあり得る。

少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算するステップは、

に従って脈拍持続時間を有する脈波Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）を計算することと、脈拍持続時間に等しくなるように電気記録図信号Ｓ（ｔ）のためのＱＲＳ活動持続時間を定義することとによって電気記録図信号Ｓ（ｔ）のためのＱＲＳ活動持続時間を計算することを含むことができることが企図される。

本方法はまた、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）中の複数の極大ピークを検出することと、近接場ピーク、遠方場ピーク、またはノイズ・ピークとして複数の極大ピークの各極大ピークを分類することとを含むことができる。たとえば、極大ピークは、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）が極大ピークにおいてあらかじめ設定された近接場しきい値を上回る場合、近接場ピークとして、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）が極大ピークにおいてあらかじめ設定された遠方場しきい値を上回り、あらかじめ設定された近接場しきい値を上回らない場合、遠方場ピークとして、他の場合、ノイズ・ピークとして分類され得る。

本明細書で開示する他の実施形態では、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算するステップは、

に従って１つまたは複数の脈拍を有する脈波Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）を計算することと、脈波Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）の１つまたは複数の脈拍のうちの各脈拍について、脈拍が近接場ピークを含む場合、脈拍の持続時間に等しくなるように電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間を定義し、脈拍が遠方場ピークを含む場合、脈拍の持続時間に等しくなるように電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための遠方場成分持続時間を定義することとを含む方法によって電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間と遠方場成分持続時間とのうちの少なくとも１つを計算することを含む。

またさらなる実施形態では、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算するステップは、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の数を計算することを含むことができ、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の数は、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）中の複数の極大ピークの総数に等しくなるように定義される。

本開示のまたさらなる実施形態では、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算するステップは、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きを計算することを含むことができる。これは、たとえば、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）中の複数の極大ピークの最大エネルギー近接場ピークを識別することと、最大エネルギー近接場ピークの周りのあらかじめ設定された不応窓内の電気記録図信号Ｓ（ｔ）の１次導関数Ｓ’（ｔ）の最大値を計算することと、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きとしてあらかじめ設定された不応窓内の電気記録図信号Ｓ（ｔ）の１次導関数Ｓ’（ｔ）の最大値を定義することとによって達成され得る。代替として、最も急峻な成分の傾きを決定するために、スケーログラム幅が使用され得る。

本明細書で開示するまたさらなる実施形態では、形態Ｌ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を計算するステップは、高周波エネルギー関数Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ^Ｈｉｇｈ，ｔ）を計算することと、低周波エネルギー関数Ｌ^Ｌｏｗ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ^Ｌｏｗ，ｔ）を計算することとを含み、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することは、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率を計算することを含む。ｆ^Ｈｉｇｈは、６０Ｈｚと３００Ｈｚとの間にあり得、ｆ^Ｌｏｗは、１０Ｈｚと６０Ｈｚとの間にあり得る。

同じく、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算するステップは、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率を使用してサイクル長ベースのメトリックを計算することを含むことができることが企図される。たとえば、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率を使用してサイクル長ベースのメトリックを計算することは、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率があらかじめ設定されたしきい値を上回るときに検出される複数の局所興奮時間に基づいてサイクル長ベースのメトリックを計算することを含むことができる。

本明細書ではさらに、心臓活動をマッピングするためのシステムであって、電気記録図Ｓ（ｔ）を受信し、電気記録図信号Ｓ（ｔ）をウェーブレット・ドメインに変換し、それによって、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算し、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を計算するように構成されたウェーブレット変換プロセッサと、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算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を開示する。マッピング・プロセッサは、心臓モデル上に電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックのグラフ表現を出力するようにさらに構成され得る。電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックは、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のためのＱＲＳ活動持続時間と、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間と、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための遠方場成分持続時間と、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の数と、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きと、スケーログラム幅と、電気記録図信号Ｓ（ｔ）中のエネルギー比と、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のサイクル長ベースのメトリックとからなるグループから選択され得る。

本発明の上記のおよび他の態様、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み取ること、および添付の図面を検討することから明らかになろう。

心臓再分極活動をマッピングすることを含む電気生理検査において使用され得るものなど電気生理システムの概略図である。

電気生理検査において使用される例示的な多電極カテーテルを示す図である。

心臓活動をマッピングするために従い得る代表的なステップのフローチャートである。

健康な組織からの電気記録図および対応するスケーログラムを示す図である。

図４のスケーログラムのエネルギー関数を示す図である。

図４のスケーログラムの有界エネルギー関数を示す図である。

形態学的形態１を有する電気記録図および対応するスケーログラムを示す図である。

図６Ａのスケーログラムの有界エネルギー関数を示す図である。

形態学的形態２を有する電気記録図および対応するスケーログラムを示す図である。

図７Ａのスケーログラムの有界エネルギー関数を示す図である。

エネルギー関数中のピークを識別し、分類するために従い得る代表的なステップのフローチャートである。

本開示は、心臓活動に関する情報を与える電気生理マップ（たとえば、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。本開示のいくつかの実施形態について、ウェーブレット・ドメイン・メトリックの電気生理マップを作成するための双極電気記録図の使用に関して説明する。ただし、本明細書の教示が、局所現象を遠方場現象と見分けることが望ましい他の状況に適用され得ることを理解されたい。たとえば、本明細書の教示は、胎児の心臓信号を母体の心臓信号と区別するために、または脳波図（「ＥＥＧ」）で局所脳活動をより遠くの脳活動と区別するために適用され得る。

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電気活性化データ（例えば、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（又は、その部分）の電気生理学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、単極および双極電気記録図の両方の収集を含む）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心臓再分極活性化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。

心臓活動をマッピングする１つの基本的な方法について、図３として提示する代表的なステップのフローチャート３００を参照して説明する。いくつかの実施形態では、たとえば、フローチャート３００は、本明細書で説明するように心臓活動のマップを生成するために図１のコンピュータ２０によって（たとえば、以下でさらに説明するように、ウェーブレット変換モジュールを実行するウェーブレット変換プロセッサなど、１つまたは複数の専門化されたモジュールを実行する１つまたは複数のプロセッサ２８によって）実行され得るいくつかの例示的なステップを表し得る。以下で説明する代表的なステップが、ハードウェア実装されても、ソフトウェア実装されても、その両方であってもよいことを理解されたい。説明のために、本明細書では、「信号プロセッサ」という用語が、本明細書の教示のハードウェアとソフトウェアとの両方に基づく実装を説明するために使用される。同様に、並列処理環境において、本明細書の教示が、１つまたは複数のスレッドを有し得る単一のＣＰＵ上で実行されても、その各々が１つまたは複数のスレッドを有し得る複数のＣＰＵにわたって分散されてもよいことを理解されたい。

ステップ３０２において、Ｓ（ｔ）と示された（図４のパネルＡ中のトレース４０２として示された）電気記録図信号が、信号プロセッサにおいて（たとえば、コンピュータ２０内の１つまたは複数のプロセッサ２８によって）受信される。本開示の態様によれば、電気記録図信号Ｓ（ｔ）は、双極信号である。ただし、本明細書の教示はまた、単極電気記録図信号におよび／または単相活動電位（「ＭＡＰ」）信号に適用され得ることが企図される。

ブロック３０４において、電気記録図信号Ｓ（ｔ）は、（図４のパネルＢ中でスケーログラム４０４として示される）スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算するウェーブレット・ドメインに変換される。より詳細には、Ｇ（ｆ，ｔ）は、本明細書ではＴ_ｒｅｆと呼ぶ基準時間点に関する本明細書では「移動活性化間隔」（「ＲＡＩ（Ｒｏｖｉｎｇ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ Ｉｎｔｅｒｖａｌ）」）と呼ぶあらかじめ設定された窓について計算され得る。本明細書で開示する態様によれば、Ｔ_ｒｅｆは、ＥＫＧリード線からの信号またはインビボ基準電極からの信号などのユーザ定義の基準心臓信号を使用して検出されるＱＲＳ活動に対応する。

同様に、ＲＡＩの幅がユーザ定義され得る。本開示の態様によれば、ＲＡＩは、約１００ｍｓと約３００ｍｓとの間の幅である。

説明のために、本明細書の図を、例示的なＴ_ｒｅｆを中心とした例示的なＲＡＩの全幅で表示する。

実施形態では、ブロック３０４は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）に連続ウェーブレット変換を適用する。ウェーブレット変換において使用されるマザー・ウェーブレットは、Ｐａｕｌウェーブレットなどの高時間解像度マザー・ウェーブレットまたはＭｏｒｌｅｔウェーブレットなどの高周波数解像度マザー・ウェーブレットであり得、その両方が、当業者によく知られている。もちろん、他のマザー・ウェーブレットも、本教示の範囲から逸脱することなく採用され得る。本明細書の教示はまた、離散ウェーブレット変換を使用して適用され得る。

所望の場合、ノイズは、ブロック３０６においてスケーログラムＧ（ｆ，ｔ）から除去され得る。たとえば、ＲＡＩ内のエネルギー振幅は０と１との間の値に正規化することができ、ＲＡＩ内の最高エネルギー振幅が１に対応する。エネルギー振幅がそのように正規化されると、あらかじめ設定された値、随意に、約０．２などのユーザ定義の雑音しきい値よりも小さいＧ（ｆ，ｔ）の値が０に設定され、したがって、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）から除去され得る。

ブロック３０８において、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）が計算される。少なくとも１つのエネルギー関数は、形態Ｌ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ，ｔ）のものであり得る。

本開示のいくつかの実施形態では、ｆは、約０Ｈｚから約１０００Ｈｚにわたる。この周波数範囲は、典型的な心臓ＱＲＳ活動をキャプチャすることになる。図５Ａに、図４中のスケーログラム４０４のエネルギー関数５０２を示し、ここで、ｆは、約０Ｈｚから約１０００Ｈｚにわたる。

本開示の他の実施形態では、ｆは、あらかじめ設定された低周波数限界値とあらかじめ設定された高周波数限界値との間の心臓活動周波数範囲をカバーする。これらの実施形態を、本明細書では「有界エネルギー関数」実施形態と呼び、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の近接場成分と遠方場成分とをキャプチャし、分離する状況において有利である。１つの例示的な有界エネルギー関数は、約１００Ｈｚのあらかじめ設定された低周波数限界値と約７００Ｈｚのあらかじめ設定された高周波数限界値とを有し、図５Ｂに、図４中のスケーログラム４０４のそのような有界エネルギー関数５０４を示す。

本開示のさらに他の実施形態では、少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）はエネルギー周波数関数である。エネルギー周波数関数は、形態Ｌ^Ｆｒｅｑ（ｔ）＝ｆのものであり得、ここで、ｆは、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）があらかじめ設定された（たとえば、ユーザ定義の）ピークしきい値（たとえば、近接場ピークしきい値について約９０Ｈｚ、遠方場ピークしきい値について約７０Ｈｚ）を上回る、約０Ｈｚと約１０００Ｈｚとの間の最高周波数である。

ブロック３１０において、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックが、エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算される。いくつかのメトリックについて以下でさらに詳細に説明する。

心臓活動持続時間。エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算され得る第１のメトリックは、図全体にわたってＴ^ＱＲＳと示された心臓活動持続時間である。心臓活動持続時間を計算するために、エネルギー関数Ｌ（ｔ）は、脈波Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）に変換され得、ここで、

である。Ｔ^ＱＲＳは、次いで、脈波Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）の持続時間として定義され得る。

近接場成分および遠方場成分の持続時間。エネルギー関数Ｌ（ｔ）、特に、有界エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算され得る第２のメトリックは、複数の近接場成分および遠方場成分の持続時間である。このメトリックを計算する際の初期ステップは、エネルギー関数Ｌ（ｔ）中の近接場活動ピークと遠方場活動ピークとを検出することである。

従って、たとえば、エネルギー関数Ｌ（ｔ）中で複数の極大ピークが検出され得、各極大ピークは、図８中のフローチャート８００中で示される以下の論理に従って近接場ピーク、遠方場ピーク、またはノイズ・ピークとして分類され得る。
・ブロック８０２において、極大ピークが識別され得る。
・ブロック８０４において、ピークにおけるＬ（ｔ）が遠方場しきい値と比較され得、それが、遠方場しきい値を上回らない場合、ピークは、ノイズ・ピークとして分類され、破棄され得る（ブロック８０６）。
・ブロック８０６において、ピークにおけるＬ（ｔ）が近接場しきい値と比較され得、それが、近接場しきい値を上回る場合、ピークは、近接場ピークとして分類され得る（ブロック８１０）。
・それ以外の場合、ピークは、遠方場ピークとして分類され得る（ブロック８１２）。

いくつかの実施形態では、あらかじめ設定された遠方場しきい値は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の長さの約２．５倍であり、あらかじめ設定された近接場しきい値は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の長さの約５倍である。

再び図５Ｂ中の有界エネルギー関数５０４を参照すると、ピーク５０８は、遠方場しきい値５１０と近接場しきい値５１２との両方を上回り、したがって、近接場ピークとして分類される。

たとえば、上記で説明したピークしきい値を使用して、上記で説明したエネルギー周波数関数Ｌ^Ｆｒｅｑ（ｔ）内のピークを遠方場ピーク、近接場ピーク、またはノイズ・ピークとして分類するために同様の論理が使用され得る。

ピークが分類されると、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間および／または遠方場成分持続時間を計算することが可能になり得る。エネルギー関数（たとえば、図５Ｂ中の有界エネルギー関数５０２）は、１つまたは複数の脈拍を有する脈波Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）に変換され得、ここで、

である。

Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）中の脈拍の数は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の形態に依存する。電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、図４中の信号４０２などの単一の急峻なＱＲＳ活動をもつ健康な組織からのものである場合、Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）は、単一の脈拍を有することになる。

電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、図６ＡのパネルＡ中の信号６０２など、上記で説明した形態１のものである場合、Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）は、複数の脈拍を有することになり、これは、図６Ｂ中の有界エネルギー関数６１０に示す複数のピーク６０４（遠方場ピーク）、６０６（近接場ピーク）、６０８（遠方場ピーク）から生じる。

電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、図７ＡのパネルＡ中の信号７０２など、上記で説明した形態２のものである場合、有界エネルギー関数７１２のピーク７０４（近接場ピーク）、７０６（近接場ピーク）、７０８（遠方場ピーク）、および７１０（ノイズ・ピーク）（図７Ｂを参照）は、融合することになるので、Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）は、この場合も、単一の脈拍のみを有することになる。

Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）中の脈拍が、近接場ピーク（たとえば、図５Ｂ中のピーク５０８、図６Ｂ中のピーク６０６、図７Ｂ中のピーク７０４および７０６）を含む場合、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間は、脈拍の持続時間に等しくなるように定義され得る。これは、Ｔ^ＭＣ１として図全体にわたって示される。

他方では、Ｌ^{Ｐｕｌｓｅ}（ｔ）中の脈拍が、近接場ピークではなく遠方場ピーク（たとえば、図６Ｂ中のピーク６０８）を含む場合、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための遠方場成分持続時間は、脈拍の持続時間に等しくなるように定義され得る。これを、Ｔ^ＭＣ２として図６Ａおよび図６Ｂ中に示す。

複数の成分の数。エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算され得る第３のメトリックは、電気記録図信号Ｓ（ｔ）中に存在する成分の数である。エネルギー関数Ｌ（ｔ）中で複数の極大ピークが検出され得、各極大ピークは、上記で説明したように近接場ピーク、遠方場ピーク、またはノイズ・ピークとして分類され得る。エネルギー関数Ｌ（ｔ）中の近接場ピークと遠方場ピークとの総数（すなわち、ノイズ・ピークを除く極大ピークの総数）は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の数になるように定義され得る。

最も急峻な成分の傾き。エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算され得る第４のメトリックは、電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きである。これは、最初に、エネルギー関数Ｌ（ｔ）中の複数の極大ピークの最大エネルギー近接場ピークを識別することによって計算され得る。図５Ｂ、図６Ｂ、および図７Ｂを参照すると、最大エネルギー近接場ピークは、それぞれ、ピーク５０８、６０６、および７０４である。

最大エネルギー近接場ピークが識別された後で、あらかじめ設定された不応窓内でピークに関してＳ（ｔ）を検査し、その最大傾きを決定することができる。より詳細には、不応窓内の電気記録図信号Ｓ（ｔ）の１次導関数Ｓ’（ｔ）の最大値が計算され得、Ｓ’（ｔ）のこの最大値が、Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きとして定義され得る。本開示の実施形態では、不応窓は、ピークの両側に約５ｍｓ延びる（たとえば、不応窓は、ピークを中心とする約１０ｍｓの幅である）。

スケーログラム幅。電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きはまた、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）の幅から推論され得る。電気記録図信号Ｓ（ｔ）中のピークに対応するスケーログラムＧ（ｆ，ｔ）中のピークの幅が狭くなるほど、そのピークに関する電気記録図信号Ｓ（ｔ）の傾きが急峻になる。

たとえば、図６ＡのパネルＡ中の電気記録図信号６０２中のピーク６０９、６１１を参照すると、パネルＢ中のスケーログラム６０３の幅は、２つの対応するピーク６０５、６０７を有する。ピーク６０５の幅がピーク６０７の幅よりも狭いので、電気記録図信号６０２の傾きは、ピーク６１１に関する傾きよりもピーク６０９に関して急峻になる。この関係はまた、それぞれ、ピーク６０６および６０８に関する脈拍持続時間Ｔ^ＭＣ１およびＴ^ＭＣ２の相対的な幅で図６Ｂにおいて視認可能である。

エネルギー比。エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算され得るまた別のメトリックは、エネルギー比である。本開示の実施形態によれば、高周波エネルギー関数Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ^Ｈｉｇｈ，ｔ）と低周波エネルギー関数Ｌ^Ｌｏｗ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ^Ｌｏｗ，ｔ）との２つのエネルギー関数が計算される。本開示の態様では、ｆ^Ｌｏｗは、約１０Ｈｚと約６０Ｈｚとの間にあり得、ｆ^Ｈｉｇｈは、約６０Ｈｚと約３００Ｈｚとの間にあり得るが、他の範囲（たとえば、ｆ^Ｌｏｗについて約１０Ｈｚから約５０Ｈｚおよびｆ^Ｈｉｇｈについて約５０Ｈｚから約３００Ｈｚ、または、ｆ^Ｌｏｗについて約１０Ｈｚから約１００Ｈｚおよびｆ^Ｈｉｇｈについて約１００Ｈｚから約３００Ｈｚ）が企図される。

エネルギー関数が計算されると、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率が計算され得る。

サイクル長ベースのメトリック。エネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で計算され得るまたさらなるメトリックは、平均サイクル長および／またはサイクル長変動／標準偏差などのサイクル長ベースのメトリックである。これらのサイクル長ベースのメトリックはまた、上記で説明したＬ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率を使用して計算され得る。特に、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率があらかじめ設定された検出しきい値を上回るとき、Ｌ^Ｈｉｇｈ（ｔ）とＬ^Ｌｏｗ（ｔ）との比率は、電気記録図信号Ｓ（ｔ）中の局所興奮時間を検出するために使用され得る。実施形態では、あらかじめ設定された検出しきい値は、約０．５である。当業者は、複数の局所興奮時間から平均サイクル長およびサイクル長変動／標準偏差の計算をよく知っているであろう。

図３中のフローチャート３００に再び戻ると、メトリックは、計算されると、ブロック３１２において、たとえば、図１に示したコンピュータ・システム２０のディスプレイ２３上の心臓モデル出力上に電気生理マップとして表示され得る。上記で説明したように、本明細書で説明するメトリックを含む複数の電気生理データ・ポイントからグラフ表現を生成するために当技術分野においてよく知られている様々な技法が使用され得、したがって、電気生理マップの作成についての詳細な議論は本開示の理解に必要ない。

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、本開示の技術は、心臓内電気記録図信号だけでなく、表面ＥＣＧ信号にも適用可能である。

他の実施形態では、本開示の技術は、洞調律、速いペースの電気記録図信号および不整脈電気記録図信号（例えば、心房または心室性頻拍；心房細動）から分離して電気記録図を計算するのに利用可能である。

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 (19)

1. 心臓活動をマッピングするためのシステムの作動方法であって、
   信号プロセッサにおいて電気記録図信号Ｓ（ｔ）を受信することと、
   前記信号プロセッサを使用して、
   前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）をウェーブレット・ドメインに変換し、それによって、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算し、
   前記スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）である形態Ｌ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ，ｔ）を計算し、
   前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することと、
   を備え、
   前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することが、
   

   

   に従って脈拍持続時間と１つまたは複数の脈拍を有する脈波Ｌ ^Pulse （ｔ）を計算すること、を備える、作動方法。
2. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）をウェーブレット・ドメインに変換することが、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）に連続ウェーブレット変換を適用し前記スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算することを備える、請求項１に記載の作動方法。
3. あらかじめ設定されたノイズしきい値よりも小さいＧ（ｆ、ｔ）の値を０に設定することをさらに備える、請求項１又は２に記載の作動方法。
4. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のためのＱＲＳ活動持続時間を備え、
   前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための前記ＱＲＳ活動持続時間が、前記脈拍持続時間に等しくなるように定義される、請求項１に記載の作動方法。
5. ｆが、あらかじめ設定された低周波数限界値とあらかじめ設定された高周波数限界値とによって定義される心臓活動周波数範囲内にある、請求項１に記載の作動方法。
6. 前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）中の複数の極大ピークを検出することと、
   近接場ピーク、遠方場ピーク、またはノイズ・ピークとして前記複数の極大ピークの各極大ピークを分類することと、
   をさらに備える、請求項５に記載の作動方法。
7. 近接場ピーク、遠方場ピーク、またはノイズ・ピークとして前記複数の極大ピークの各極大ピークを分類することが、
   前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）が前記極大ピークにおいてあらかじめ設定された近接場しきい値を上回る場合、極大ピークを近接場ピークとして分類することと、
   前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）が前記極大ピークにおいてあらかじめ設定された遠方場しきい値を上回り、前記あらかじめ設定された近接場しきい値を上回らない場合、前記極大ピークを遠方場ピークとして分類することと、
   他の場合、前記極大ピークをノイズ・ピークとして分類することと、
   を備える、請求項６に記載の作動方法。
8. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、
   前記脈波Ｌ^Pulse（ｔ）の前記１つまたは複数の脈拍のうちの各脈拍について、
   前記脈拍が近接場ピークを含む場合、前記脈拍の持続時間に等しくなるように前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための前記近接場成分持続時間を定義し、
   前記脈拍が遠方場ピークを含む場合、前記脈拍の前記持続時間に等しくなるように前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための前記遠方場成分持続時間を定義することと、
   を備える方法によって計算された前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間と遠方場成分持続時間とのうちの少なくとも１つを備える、請求項６又は７に記載の作動方法。
9. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の数を備え、
   前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の前記数が、前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）中の前記複数の極大ピークの総数に等しくなるように定義される、請求項６〜８のいずれか一項に記載の作動方法。
10. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）が、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きを備える、請求項６〜９のいずれか一項に記載の作動方法。
11. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きが、
    前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）中の前記複数の極大ピークの最大エネルギー近接場ピークを識別することと、
    前記最大エネルギー近接場ピークの周りのあらかじめ設定された不応窓内の前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の１次導関数Ｓ’（ｔ）の最大値を計算することと、
    前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の前記最も急峻な成分の前記傾きとして前記あらかじめ設定された不応窓内の前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の前記１次導関数Ｓ’（ｔ）の前記最大値を定義することと、
    を備える方法によって計算される、請求項１０に記載の作動方法。
12. 形態Ｌ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を計算することが、
    高周波エネルギー関数Ｌ^High（ｔ）＝ΣＧ（ｆ^High，ｔ）を計算することと、
    低周波エネルギー関数Ｌ^Low（ｔ）＝ΣＧ（ｆ^Low，ｔ）を計算することと、
    を備え、
    前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することが、Ｌ^High（ｔ）とＬ^Low（ｔ）との比率を計算することを備える、請求項１〜１１のいずれか一項に記載の作動方法。
13. ｆ^Highが、６０Ｈｚと３００Ｈｚとの間にあり、ｆ^Lowが、１０Ｈｚと６０Ｈｚとの間にある、請求項１２に記載の作動方法。
14. 前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することが、Ｌ^High（ｔ）とＬ^Low（ｔ）との前記比率を使用してサイクル長ベースのメトリックを計算することを備える、請求項１２又は１３に記載の作動方法。
15. Ｌ^High（ｔ）とＬ^Low（ｔ）との前記比率を使用して前記サイクル長ベースのメトリックを計算することが、Ｌ^High（ｔ）とＬ^Low（ｔ）との前記比率があらかじめ設定されたしきい値を上回るときに検出される複数の局所興奮時間に基づいて前記サイクル長ベースのメトリックを計算することを備える、請求項１４に記載の作動方法。
16. 心臓モデル上に前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の前記少なくとも１つのメトリックのグラフ表現を生成することをさらに備える、請求項１〜１５のいずれか一項に記載の作動方法。
17. 心臓活動をマッピングするためのシステムであって、
    電気記録図Ｓ（ｔ）を受信し、
    前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）をウェーブレット・ドメインに変換し、それによって、スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）を計算し、
    前記スケーログラムＧ（ｆ，ｔ）の少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）である形態Ｌ（ｔ）＝ΣＧ（ｆ，ｔ）を計算する、ように構成されたウェーブレット変換プロセッサと、
    前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用してウェーブレット・ドメイン中で前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算するように構成されたマッピング・プロセッサと、
    を備え、
    前記少なくとも１つのエネルギー関数Ｌ（ｔ）を使用して前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の少なくとも１つのメトリックを計算することが、
    

    

    に従って脈拍持続時間と１つまたは複数の脈拍を有する脈波Ｌ ^Pulse （ｔ）を計算すること、を備える、システム。
18. 前記マッピング・プロセッサが、心臓モデル上に前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の前記少なくとも１つのメトリックのグラフ表現を出力するようにさらに構成されている、請求項１７に記載のシステム。
19. 前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の前記少なくとも１つのメトリックが、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のためのＱＲＳ活動持続時間と、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための近接場成分持続時間と、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための遠方場成分持続時間と、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のための複数の成分の数と、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）の最も急峻な成分の傾きと、スケーログラム幅と、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）中のエネルギー比と、前記電気記録図信号Ｓ（ｔ）のサイクル長ベースのメトリックとからなるグループから選択される、請求項１７又は１８に記載のシステム。

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