JP7114303B2 - 組織伝導速度 - Google Patents

Description

本発明は、概して電気生理学的測定に関し、詳しくは心臓組織内の伝導速度の測定に関する。

典型的な心房細動手術では、電気インパルスの伝導速度（ＣＶ）は、剥離される組織の状態に関する情報を臨床医に提供し得る重要なパラメータである。

参照により本書に組み込まれた米国特許第６，７１１，４３９号は、最新の実装可能な心刺激装置が心筋状態及び自律神経緊張を追跡するために利用されることがある処理能力及びデータ記憶能力をどのように組み入れるかを説明する。

参照により本書に組み込まれた米国特許第６，３０１，４９６号は、例えば、心臓などの生物学的構造内の異常状態を診断する方法であって、生物学的構造体の表面にある少なくとも３個の標本点での生理学的応答を測定する工程と、応答に関係しているベクトル関数を計算する工程と、ベクトル関数の表現を表示する方法と、表現から異常状態を推論する工程とを含む方法を説明する。

参照により本書に組み込まれた米国特許第６，２３６，８８３号は、特徴検出及び定位（ＦＤＬ）アルゴリズムを使用して電位図特徴からリエントリ回路を同定及び定位する工程を含む方法を説明する。

参照により本書に組み込まれた米国特許第８，８８０，１６０号は、心臓信号検知及び処理回路を備えるシステムを説明する。心臓信号検知回路は、ＱＲＳ群を含む第１の心臓信号セグメントと、局所心室興奮を示す基準を含む第２の心臓信号セグメントとを検知する。

参照により本書に組み込まれた米国特許出願第２０１１／０１３７３６９号は、ペーシング構成を最適化する典型的な方法を説明する。この方法は、心室と関連付けられた３個以上の心室電極の系列うちの電極の間に距離を設けることと、系列からある心室電極を選択することとを含む。

参照により本書に組み込まれた米国特許第９，１８６，０８１号は、不整脈を診断し、カテーテル治療を指示するシステムを説明する。このシステムは、体内の空間的な電気生理学的（ＥＰ）パターンを測定、分類、解析、及び写像することを可能にすることがある。

参照により本書に組み込まれた米国特許第６，６６３，６２２号は、外科医が、例えば、心臓などの組織内の伝導経路を剥離するのを助けるために提供される装置及び方法を説明する。装置は、組織表面に付着するテンプレートとして動作し、外科医に伝導経路をより簡単に切り離し、所望の場所に損傷を形成することを許すように構成され得る。

参照により本書に組み込まれた、同一出願人による米国特許第９，３８０，９５３号は、双極電位図及び単極電位図がプローブの電極からどのように記録され、時間に関して微分されるかを説明する。ピークが微分された双極電位図において同定され、ピークの周りの双極活動を含む活動窓が定義される。活動窓内の差別化されたユニポーラ電位図における極端な負の値をユニポーラ活性化の開始として報告する。アノテーションは、双極電位図内の活動と相関関係がない候補を除外することによって活動窓内部の微分された単極電位図内の最小値候補から選択される。

本特許出願に参照により組み込まれる文献は、いずれかの用語がこれらの組み込まれた文献において、本明細書に明確に又は暗示的になされる定義と矛盾する形で定義されている場合には、本明細書中の定義のみが考慮されるべきである点を除いて、本出願の一部とみなされるものとする。

本発明の実施形態は、後述の通り、生体の心臓内の伝導速度を測定する改良された方法を提供する。

そのために、発明の実施形態によれば、生体の心臓内の第１の場所及び第２の場所にそれぞれ接触している第１の電極及び第２の電極からバイポーラ信号を捕捉することと、第１の場所に接触している間に第１の電極からユニポーラ信号を捕捉することと、バイポーラ信号及びユニポーラ信号から第１の場所がユニポーラ信号を生成している時点を導出することと、この時点におけるユニポーラ信号の形状に基づいて第１の場所でのユニポーラ信号の伝導速度のための測定基準を算出することと、を含む方法が提供される。

開示された実施形態では、第１の電極及び第２の電極は、心臓内のカテーテルの遠位端に位置し、バイポーラ信号を捕捉することは、遠位端がプリセットされた最小接触力以上である接触力で心臓内の組織を係合していることを確認することを含む。付加的又は代替的に、バイポーラ信号を捕捉することは、第１の電極及び第２の電極が、生体の表面に接した電極に対するインピーダンスがプリセットされた最小インピーダンスを超える状態で、心臓内の組織を係合していることを確認することを含む。

別の実施形態では、測定基準を算出することは、ユニポーラ信号の勾配の絶対値の最大値を見つけることと、最大値を測定基準として使用することとを含む。代替的又は付加的に、測定基準を算出することは、バイポーラ信号及びユニポーラ信号のうちの少なくとも一方に適用されたそれぞれの信頼水準に基づいて測定基準を算出することを含む。

更に別の実施形態では、測定基準は、時点が心臓から捕捉された信号に関して定義された時間窓の範囲内にあるときに、有効であるとして承認される。

実施形態では、この時点は、ユニポーラ信号の時間微分が極端な負の値に達したときに現れる。

別の実施形態では、伝導速度の測定基準は、心臓の３次元マップに組み入れられる。

発明の実施形態によれば、生体の心臓内の第１の場所及び第２の場所にそれぞれ接触している第１の電極及び第２の電極と、プロセッサとを備え、プロセッサは、第１の電極及び第２の電極からバイポーラ信号を捕捉し、第１の場所に接触している間に第１の電極からユニポーラ信号を捕捉し、バイポーラ信号及びユニポーラ信号から第１の場所がユニポーラ信号を生成している時点を導出し、この時点におけるユニポーラ信号の形状に基づいて第１の場所でのユニポーラ信号の伝導速度のための測定基準を算出するように構成されている、装置が更に提供される。

実施形態では、第１の電極及び第２の電極は、心臓内のカテーテルの遠位端に位置し、バイポーラ信号を捕捉することは、遠位端がプリセットされた最小接触力以上である接触力で心臓内の組織を係合していることを確認することを含む。付加的又は代替的に、バイポーラ信号を捕捉することは、第１の電極及び第２の電極が、生体の表面に接した電極に対するインピーダンスがプリセットされた最小インピーダンス以上である状態で、心臓内の組織を係合していることを確認することを含む。

別の実施形態では、測定基準を算出することは、ユニポーラ信号の勾配の絶対値の最大値を見つけることと、最大値を測定基準として使用することとを含む。付加的又は代替的に、測定基準を算出することは、バイポーラ信号及びユニポーラ信号のうちの少なくとも一方に適用されたそれぞれの信頼水準に基づいて測定基準を算出することを含む。

更に別の実施形態では、プロセッサは、時点が心臓から捕捉された信号に関して定義された時間窓の範囲内にあるときに、測定基準を有効であるとして承認するように構成されている。

実施形態では、この時点は、ユニポーラ信号の時間微分が極端な負の値に達したときに現れる。

別の実施形態では、プロセッサは、伝導速度の測定基準を心臓の３次元マップに組み入れるように構成されている。

更に別の実施形態では、プロセッサは、第１の電極及び第２の電極の少なくとも一方と心臓との接触の良さの指標をマップに組み入れるように構成されている。

本発明は、以下の「発明を実施するための形態」を図面と併せて考慮することで、より完全に理解されるであろう。

発明の開示された実施形態に従う生体の心臓内の伝導速度を写像する装置の絵入り図である。 発明の開示された実施形態に従う典型的なカテーテルの遠位端の絵入り図である。 発明の開示された実施形態に従って、時間の関数として遠位端の電極からプロセッサによって受信されたままの典型的な電気生理学的信号を示す図である。 発明の開示された実施形態に従うユニポーラ信号からの伝導速度のための測定基準の抽出を示す図である。 発明の開示された実施形態に従って、プロセッサが心臓の心臓組織内の既知の空間点で伝導速度のための測定基準を測定するため実装する工程のフロー図である。 発明の開示された実施形態に従って、プロセッサが電極と心臓の心臓組織との間の良好な接触を確認することを実装する工程のフロー図である。 発明の開示された実施形態に従って、操作者が関心窓（ＷＯＩ）をどのように定義するかを示す図である。

概論
典型的な心房細動手術では、被験者の心臓内の電気生理学的信号の伝導速度（ＣＶ）は、剥離される組織の状態に関する情報を臨床医に提供し得る重要なパラメータである。心臓内の伝導速度は、典型的に、洞房（ＳＡ）ノード及び房室（ＡＶ）ノードにおける０．０５ｍ／ｓからプルキンエ系における４ｍ／ｓまで変動する。瘢痕組織内の伝導速度は、無傷組織内より概ね低い。伝導速度を推定する最新の方法は、組織内の２個の別々の点の間の電気生理学的信号の伝搬時間の測定に基づいている。信号は、複数の電極を備え、これらの電極が心臓組織と接触するように心臓の中へ挿入されたプローブから受信される。

心臓組織内を伝搬する信号を受信するために電極のうちの２つを使用することにより、伝導速度の推定値は、２つの電極間の組織内推定距離を２つの電極での信号の到着時間の差で割ることによって取得される。到着時刻は、例えば、２つの信号において、信号の時間微分が極端な負の値に達する時点を示す、いわゆる、アノテーションポイントによって決定される。伝導速度のこの推定値は、以下の４項目に記載された不正確さのため悪化する：
１．２つの電極のそれぞれの場所は、写像システムの精度と、カテーテルによって心臓組織に加えられた力を原因とする心臓組織の変形とに基づく有限の精度で決定される。有限の精度が伝導速度の推定値に与える相対的な影響は、２つの電極間の距離間隔が小さいときに、典型的には、数ミリメートルであるときに顕著である。
２．伝導速度の推定値は、２つの電極間の距離間隔全域における平均伝導速度を与えるものであり、電極間の距離間隔の伝導速度への伝導速度の写像の空間分解能を低下させる。
３．心臓組織は、電極間で平坦ではないことがあるので、電極間の距離間隔は、必ずしも電極間の実際の経路長を与えない。経路長の推定値は、空間プロービングに基づく心臓組織の形状の再構成によって与えられる。この推定値の誤差は、経路長の正確さと、その後の伝導速度の判定とに影響を与えることがある。電極場所不正確さ（上記の項目１）の相対的な影響を軽減するために電極距離間隔を増加させることは、空間分解能（上記の項目２）を低下させると共に、実際の経路長の不確かさ（現項目）を増大させるであろう。
４．２つの電極における到着時間の時間差は、信号の伝搬の局所速度が２つの電極をつなぐ直線と同一直線上にある場合に限り、２つの電極間の実際の信号の速度の大きさによるものである。そうではない場合、（測定された時間差から導出された）測定伝導速度は、実際の伝導速度に、伝搬ベクトルと２つの電極とをつなぐ直線との間の角度の余弦を乗じたものである。
５．アノテーションが雑音に敏感である測定値、例えば、バイポーラ信号の最大値などを使用して手動又は自動で行われた場合、信号の雑音誘導シフトは、推定伝導速度の誤差に更に寄与することがある。

本書に記載された本発明の実施形態は、単一の電極からの信号に基づいて、伝導速度の局所測定値を抽出することによって前述の問題を解決する。この実施形態は、心臓組織から受信されたユニポーラ信号及びバイポーラ信号をどちらも利用する。

本発明の実施形態では、生体の心臓内の心臓組織の第１の位置及び第２の位置にそれぞれ接触している２つの電極は、バイポーラ信号を捕捉するため用いられる。ユニポーラ信号は、第１の場所と接触している間に第１の電極から捕捉され、バイポーラ信号及びユニポーラ信号から、第１の場所がユニポーラ信号を生成している時点が導出される。この時点におけるユニポーラ信号の形状に基づいて、第１の場所での伝導速度のための測定基準が算出される。

システムの説明
図１は、発明の開示された実施形態に従う生体２１の心臓１２内の伝導速度を写像する装置１０の絵入り図である。装置１０は、典型的には、医師である操作者１６によって、被験者２１の血管系を経由して心臓１２の室構造又は血管構造の中へ経皮的に挿入される、典型的には、カテーテル１４であるプローブを備える。操作者１６は、カテーテル１４の遠位端１８を測定のための標的部位で心臓組織と接触させる。ユニポーラ電気生理学的信号及びバイポーラ電気生理学的信号は、遠位端１８にある（図２に示された）電極を使用して捕捉される。後述の方法に従って、電気生理学的信号に基づく伝導速度のための測定基準が次に計算され、伝導速度のマップが生成される。

付加的なプローブであるリファレンスカテーテル１５は、被験者２１の血管系を経由して操作者１６によって経皮的に挿入される。操作者１６は、リファレンスカテーテル１５の遠位端（図示せず）において電極を被験者２１の冠状静脈洞と接触させる。リファレンスカテーテル１５は、典型的には、伝導速度写像手順の間、所定の位置に置かれたままである。リファレンスカテーテルの機能は、操作者１６からの命令による冠状静脈洞への電気的なタイミングパルスによって、及び／又は、冠状静脈洞からの基準タイミング信号によって心臓のリズムを整えることである。

装置１０は、コンソール２４にあるプロセッサ２３によって制御される。プロセッサ２３は、後述の機能を行う適当なソフトウェアでプログラムされた汎用又は組み込みコンピュータプロセッサを備えることがある。ソフトウェアは、例えば、ＣＤ－ＲＯＭ（コンパクトディスク読み取り専用メモリ）又は不揮発性メモリなどの有形の非一時的な媒体でプロセッサ２３に提供されることがある。代替的又は付加的に、装置１０は、デジタル信号プロセッサ又は配線論理を備えることがある。

プロセッサ２３は、装置を動作させるためにプロセッサによって使用されるいくつかのモジュールを有する電子回路２７と通信する。それ故に、電子回路２７は、例えば、遠位端１８で電極から受信された電気生理学的信号を捕捉するＥＣＧ（心エコー検査）モジュール２６、遠位端に加わる力を評価する力モジュール３２、遠位端の位置及び姿勢を追跡する追跡モジュール２２、及び遠位端にある電極と被験者２１の身体に接したパッチとの間のインピーダンスを測定するインピーダンスモジュール２５などのモジュールを備える。モジュールは、ハードウェア要素並びにソフトウェア要素を含み得る。電子回路２７は、コンソール２４に位置している。コンソール２４は、典型的には、操作者１６が用いるためのディスプレイ３０及び操作器３３を備える。カテーテル１４及びリファレンスカテーテル１５のそれぞれの近位端３４及び３５は、コンソール２４に接続され、更に電子回路２７のモジュールに接続されている。

遠位端１８の位置及び姿勢を決定するため、装置１０は、典型的に、被験者２１の外部の固定した既知の位置にある、例えば、磁界発生用コイル２８などの１組の外部放射器備える。コイル２８は、心臓１２の付近に電磁界を発生させ、電磁界は、遠位端１８及び／又は被験者２１の身体に接したパッチに位置している磁界センサ（図示せず）によって検知される。磁界センサからの信号は、追跡モジュール２２に送信され、プロセッサ２３及び追跡モジュール２２が遠位端１８の位置及び姿勢を判定できるようにする。

遠位端１８によって心臓組織に加えられた接触力に関するデータを提供するために、カテーテル１４の一部の実施形態では、遠位端は、信号を力モジュール３２に提供する接触力センサ（図示せず）を更に備える。

体表面電極（図示せず）は、被験者２１の皮膚に取り付けられ、不関電極を設けると共に付加的な電気生理学的信号を捕捉する。体表面電極は、ケーブル３１を介してコンソール２４に、そして更にインピーダンスモジュール２５及びＥＣＧモジュール２６に接続される。

装置１０の前述の特徴を具現化する一システムは、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．，３３３３ Ｄｉａｍｏｎｄ Ｃａｎｙｏｎ Ｒｏａｄ，Ｄｉａｍｏｎｄ Ｂａｒ，ＣＡ ９１７６５，ＵＳＡから入手可能なＣＡＲＴＯ（登録商標）３システムである。このシステムは、本明細書に説明される本発明の原理を具現化するように、当業者によって変更されてもよい。

図２は、発明の開示された実施形態に従うカテーテル１４の遠位端１８の絵入り図である。遠位端１８は、一例として、環状電極４０及び先端電極４２を備え、開示された実施形態の場合、９個の環状電極が遠位端に沿って２ｍｍと８ｍｍの交互の間隔で配置されている。操作者１６は、電極のうちの２つ、典型的には、隣接する環状電極４０のペア、又は、先端電極４２と最も近い環状電極４０とを選択し、前述のバイポーラ信号及びユニポーラ信号が受信される２つの電気生理学的信号を捕捉する。図２は、環状電極４０及び先端電極４２を備えている単一のカテーテル１４の遠位端１８を示すが、本発明の他の実施形態は、タイプ、個数及び構成が異なる他の電極を備えている代替的なカテーテルを使用することがある。

以下、分かりやすくするため、操作者１６によって選択された２つの電極は、環状電極４０のペアであると仮定し、環状電極４０Ａ及び４０Ｂと称する。代替的に、異なるスプライン上の２種類のカテーテル又は電極の間にその他の構成が同様に用いられ得る。

ユニポーラ電気生理学的信号及びバイポーラ電気生理学的信号を捕捉するため適当であり、且つ、遠位端力及び磁界センサを更に備えるマルチ電極カテーテルは、当該技術分野で知られている。このようなカテーテルの実施例は、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．から入手可能なＴＨＥＲＭＯＣＯＯＬ ＳＭＡＲＴＴＯＵＣＨ（登録商標）Ｃａｔｈｅｔｅｒである。

図３は、発明の開示された実施形態に従って、遠位端１８の環状電極４０Ａ及び４０Ｂからプロセッサ２３によって受信された、時間の関数としての典型的な電気生理学的信号５０、５２、及び５４の図である。信号５０及び５２は、それぞれ、環状電極４０Ａ及び４０Ｂから受信され、不関電極と対照して測定された、電圧Ｖ_Ａ及びＶ_Ｂをもつユニポーラ信号である。プロセッサ２３は、電圧Ｖ_ＡＢ＝Ｖ_Ｂ－Ｖ_Ａのようにユニポーラ信号５２及び５０の差としてバイポーラ信号５４を計算する。信号の典型的なピーク・ツー・ピーク振幅は、ユニポーラ信号５０及び５２に対して０．０５ｍｖから数ｍＶであり、バイポーラ信号５４に対して０．０５ｍｖから数ｍＶまで変化する。

２つの時間窓、窓５６及び窓５８が図３に示されている。窓５６において、ユニポーラ信号５０及び５２は、心臓組織内の局所電気生理学的信号波形に由来し、環状電極４０Ａ及び４０Ｂによって捕捉される。波形が環状電極４０Ａ及び４０Ｂを通る時間差のため、結果として得られるバイポーラ信号５４は、窓５６の範囲内で明らかな非零の特徴及び非零の微分係数を有する。他方では、窓５８において、ユニポーラ信号５０及び５２は、１つ以上の非局所信号だけに由来する。非局所信号は、環状電極４０Ａ及び４０Ｂに同時に到着するので、２つの電極に対する同相信号であり、ユニポーラ信号５０とユニポーラ信号５２の減算は、窓５８の内部に実質的に零のバイポーラ信号５４を生じさせる。窓５８内のこのバイポーラ信号５４の挙動は、窓５６内の変動バイポーラ信号５４とは対照的に、ユニポーラ信号５０及び５２のうちの一方において局所信号に起因した部分を同定するため利用される。

図４は、発明の開示された実施形態に従うユニポーラ信号５０からの伝導速度のための測定基準の抽出を図示する。表示ビュー６０は、窓５６内のユニポーラ信号５０、即ち、局所信号に起因した部分を表している。分かりやすくするため、表示ビュー６０は、時間軸（水平軸）に沿って表示ビュー６２まで伸ばされている。環状電極４０Ａの下を通過する電気生理学的信号の伝導速度は、ユニポーラ信号５０の時間的挙動に影響を与え、電気生理学的信号が環状電極４０Ａの下を速く通過するほど、時間関数としてのユニポーラ信号５０の変化が大きくなる。このユニポーラ信号５０の挙動に基づいて、いわゆるアノテーションポイントでのこのユニポーラ信号の時間微分は、伝導速度のための測定基準の候補として使用される。

明細書及び特許請求の範囲において、アノテーションポイントは、所定の基準を満たすユニポーラ信号の変曲点に相当する。この基準は、伝導速度のための測定基準の選択と共に、図５のフロー図の説明に詳述されている。

分かりやすくするため、図４は、アノテーションポイントとしての資格がある１個だけの変曲点６９を有する信号５０を図示する。（一般に、数個の変曲点が記録されることがある。）変曲点６９は、以下の理由のためアノテーションポイントとして選択される。
ａ）ユニポーラ信号５０の範囲内で明確に定義された時点である。
ｂ）この時点で、信号の時間微分は、極端な負の値に達する。

発明の実施形態では、プロセッサ２３は、後述の開示された実施形態では、変曲点６９を含む時点でのユニポーラ信号５０の時間微分

の絶対値として定量化されたユニポーラ信号の形状に基づいて伝導速度の測定基準を計算する。この計算は、正のピーク６４と負のピーク６６との間にある変曲点６９でのユニポーラ信号５０の（勾配として点線で示された）時間微分６８が伝導速度に対する測定基準を表現している図４に図示されている。伝導速度の測定基準は、（図５における前処理工程７８に記載された通り）ローパス成分の除去後に、ユニポーラ信号５０から計算され得る変曲点６９における勾配によって最も良く記述されているが、正のピーク６４と負のピーク６６との間の勾配の平均又は傾向に基づく他の方法も同様に利用され得る。

伝導速度のための測定基準は、（例えば、前述の実施例における電極４０Ａなどの）単一電極に対して測定されるので、この測定の空間分解能は、単一電極と心臓組織との間の接触の空間的な広がりによって決定される。典型的な接触サイズは、１～２ｍｍである。例えば、電極４０Ａのサイズを縮小することによって接触のサイズを更に縮小することは、伝導速度のための測定基準の測定に以下の付加的な利点を生じさせる。
１．接触サイズの縮小は、測定の空間分解能を改善する（即ち、これは、測定を「微細化」する。
２．接触サイズの縮小は、より遠く離れて発生させられた電気生理学的波形を進むことによって測定電位があまり影響を受けないので、空間平均化効果を縮小することによりユニポーラ信号５０の時間微分

の絶対値を増大させる。

図５は、発明の開示された実施形態に従って、プロセッサ２３が心臓組織の既知の空間点で伝導速度のための測定基準を測定するため実装する工程のフロー図である。

プロセッサ２３は、開始工程７０で測定を開始し、その後、操作者１６は、電極選択工程７２においてカテーテル１４の遠位端１８の２つの電極４０を選択する。図２を参照すると、操作者１６は、電極４０Ａ及び４０Ｂを選択するが、別の選択も同様に可能である。分かりやすくするため、以下の説明では、プロセッサは、電極４０Ａによって捕捉された電気生理学的信号の伝導速度を測定することが仮定されている。

図５のフロー図の電極選択工程７２に戻ると、一旦操作者１６が電極４０Ａ及び４０Ｂを選択すると、プロセッサ２３は、３つの工程７３、７４、及び７５を実行し、３つの工程全ては、電極選択工程７２で開始し、選択された電極４０Ａ及び４０Ｂを利用する。
１．伝導速度測定基準工程７３では、プロセッサ２３は、以下で詳述される通り、伝導速度測定基準を計算する。
２．追跡工程７４では、プロセッサ２３は、図１に記載された通り、電極４０Ａの空間位置及び姿勢を記録する。
３．電極接触確認工程７５では、プロセッサ２３は、以下で及び図６に詳述される通り、電極４０Ａ及び４０Ｂが心臓組織と形成する接触が十分であることを確認する。

プロセッサ２３は、フロー図に図示された通り、工程７３、７４、及び７５を並列に実行する。代替的に、プロセッサ２３は、逐次に、又は、並列と逐次とを組み合わせて工程７３、７４、及び７５を実行することがある。

次に、伝導速度測定基準工程７３を含む内部工程を更に詳細に説明する。記録工程７６では、プロセッサ２３は、不関電極に関して測定された、電極４０Ａ及び４０Ｂからそれぞれユニポーラ信号５０及び５２を捕捉し、記録し、ユニポーラ信号５０とユニポーラ信号５２との差としてバイポーラ信号５４を計算する。

前処理工程７８では、プロセッサ２３は、信号５０及び５４の１つずつから、典型的に、カテーテル１４の動き、被験者２１の動きと呼吸、及び／又は、他の緩やかに変化する遠距離場信号から生じる基線信号を除去する。開示された実施形態では、プロセッサ２３は、電気生理学的信号を除去するために、最初にメジアンフィルタを信号５０及び５４に適用する。プロセッサ２３は、後続の微分によって、メジアンフィルタから生じるエッジを滑らかにするために、及び、後続の微分による雑音の振幅を低減するために、結果として生じる信号をローパスフィルタに更に通す。例えば、固定ハイパスフィルタリング又は適応フィルタリングなどの他の基線変動除去方法が使用され得る。代替的に、保存された空間位置からの複数の活性化は、一体として平均化することができ、速度計算のため使用することができる。ローパスフィルタリングから得られる信号は、信号５０及び５４に対する基線信号の推定値であり、プロセッサ２３は、それぞれの信号５０及び５４からこれらの推定値を減算して、本書においてユニポーラ信号５０Ｂ及びバイポーラ信号５４Ｂと称される基線相関信号を作り出す。プロセッサ２３は、基線相関信号５０Ｂ及び５４Ｂを微分することにより前処理工程７８を完了する。

アノテーション工程８０では、プロセッサ２３は、ユニポーラ信号５０Ｂの可能なアノテーションポイントを決定する。開示された実施形態では、プロセッサは、以下の手続によって決定を行う。
１．プロセッサ２３は、ユニポーラ信号５０Ｂの全ての変曲点６９の位置を定位する（図４を参照）。
２．各変曲点６９によって定義された時点に、プロセッサ２３は、以下の条件を試験する。
ａ．バイポーラ信号５４Ｂの時間微分は、所定のバイポーラ勾配閾値より小さいか（より小さい負であるか）？開示された実施形態では、閾値に－０．００８ｍＶ／ｍｓが設定される。
ｂ．バイポーラ信号５４Ｂの時間微分とユニポーラ信号５０Ｂの時間微分の比の絶対値は、所定の比閾値より大きいか？開示された実施形態では、閾値に０．２が設定される。
ｃ．ユニポーラ信号５０Ｂの時間微分は、所定のユニポーラ勾配閾値より小さいか（より小さい負であるか）？開示された実施形態では、閾値に－０．０１ｍＶ／ｍｓが設定される。
３．変曲点６９の周りの時間窓において、プロセッサ２３は、以下の条件を試験する。
ａ．ユニポーラ信号５０Ｂ及びバイポーラ信号５４Ｂのピーク・ツー・ピーク値はそれぞれのプリセットされた閾値を超えるか？開示された実施形態では、閾値は、典型的に、０．００３～０．００８ｍＶの範囲に収まる。

開示された実施形態では、時間窓は、±２ｍｓとして設定される。

本発明の一部の実施形態では、信号の付加的な特徴が使用される。例えば、このような特徴は、ユニポーラ勾配の（最大値から最小値までの）継続期間、時間窓内のユニポーラ信号の最大値から最小値までの振幅、この時間窓内のバイポーラ信号の振幅、アノテーションポイントでの信号の勾配、並びに、これらの特徴間の何らかの関係となり得る。各特徴は、０から１までのスコアを生成する所定のファジィ関数と比較される。スコアが高いほど、活性化が真の活性化である尤度が高くなる。

いくつかの特徴が使用できるので、全ての特徴からの最終スコアは、ｗ_ｉが所定の重みであり、ｆ_ｉが個別のスコアであるとして、個別のスコアの算術加重平均（ＡＷＭ）、

又は、ｗ_ｉが所定の重みであり、ｆ_ｉが個別のスコアであり、Ｗが重みの合計であるとして、幾何加重平均（ＧＷＭ）、

である。最終的な値は、特定の閾値（例えば、０．７から０．９）と比較され、この値に合格するアノテーションだけが有効なアノテーションポイントであるとみなされる。

比較工程８１では、プロセッサ２３は、全ての条件２ａ～２ｃ及び３ａが充足され、少なくとも１つのアノテーションポイントが見つけられたかどうかをチェックする。結果が肯定的である場合、プロセッサ２３は、測定基準計算工程８２に進む。工程８１が否定を返す場合、プロセッサ２３は、測定基準計算工程８２、判定工程８４、及び報告工程８８を避けて、異常報告工程９０に直接移る。

測定基準計算工程８２では、プロセッサ２３は、各変曲点６９でユニポーラ信号５０Ｂの時間微分

の絶対値を計算し、それを判定工程８４に報告する。

電極接点確認工程７５では、プロセッサ２３は、図６に関連して更に詳述されるように、電極４０Ａ及び４０Ｂが心臓組織と良好に接触しているかどうかを確認する。接触確認工程７５の確認プロセスの結果に依存して、プロセッサは、「接触良」又は「接触不良」のいずれかのメッセージを判定工程８４に報告する。

判定工程８４では、プロセッサ２３は、「接触良」メッセージが接触確認工程７５から受信されたかどうかをチェックする。一部の実施形態では、プロセッサ２３は、伝導速度が計算工程８２において計算されたアノテーションポイントが、図７を参照して説明された、関心窓（ＷＯＩ）工程８６において生成された操作者定義の関心窓（ＷＯＩ）の内部にあるかどうかを更にチェックする。「接触良」メッセージが受信され、アノテーションポイントがＷＯＩの内部にある場合、プロセッサ２３は、報告工程８８において、追跡工程７４において記録された電極４０Ａの場所と一緒に、測定基準計算工程８２において計算された伝導速度測定基準を報告する。プロセスは、次に、終了工程９２において終了する。

判定工程８４において、接触確認工程７５からの「接触不良」メッセージが受信された場合、又は、アノテーションポイントがＷＯＩの内部にない場合、プロセッサ２３は、異常報告工程９０において接触速度測定の異常を報告し、プロセスは、終了工程９２において終了する。

操作者１６によって選択された付加的な測定場所毎に、プロセッサ２３は、伝導速度測定基準の良好な測定毎の結果をこのプロセッサのメモリに記憶する。操作者１６の要求に応じて、プロセッサ２３は、測定場所の全域で捕捉された伝導速度測定基準を組み込んでいる心臓１２の３次元マップを生成し、この３次元マップをディスプレイ３０に表示する。

一部の実施形態では、マップは、電極の接触の良好さのそれぞれの指標を組み込むことがある。それ故に、接触良メッセージが受信された場合、プロセッサは、接触良の指標をマップに表示された伝導速度測定基準に組み込むことがあり、接触不良メッセージが受信された場合、プロセッサは、接触不良の指標をマップの対応する領域に組み込むことがある。

プロセッサ２３は、操作者１６による要求に応じて、マップを可搬媒体に記憶することがあり、プリンタがプロセサに接続されている場合、マップをプリンタに送信することがあり、又は、電子データ回線を介してマップを操作者によって要求された場所へ伝送することもある。

図３～図５では、勾配を上昇及び下降する方向は、信号５０、５２、及び５４の測定のための極性の選定によって決定される。プロセッサ２３は、代替的に、これらの信号のうちの極性が逆であるいずれかを測定する可能性があり、このことは、信号及び信号の勾配を反転させるであろう。このような種類の反転の効果は、当業者にとって明らかであるように、図３～図５における論理及び計算に影響を与えることになる。

図６は、発明の開示された実施形態に従って、プロセッサ２３が一方で電極４０Ａ及び４０Ｂと他方で心臓組織との間の良好な接触を確認するため実装する図５の工程７５の内部の工程を示すフロー図である。

ユニポーラ信号５０及び５２は、典型的に、電極４０Ａ及び４０Ｂの場所での心臓組織内の電気生理学的信号の厳密な表現である。何らかの不正確さは、伝導速度のための測定基準の不正確な決定につながることがある。電気生理学的信号の厳密な表現を確保するために、電極４０Ａ及び４０Ｂと心臓組織との良好な接触が存在すべきである。プロセッサ２３は、電極４０Ａ及び４０Ｂの両方に対して別々に接触確認プロセスを行う。

プロセッサ２３は、開始工程１００において接触確認プロセスを開始する。プロセッサ２３は、２つの工程、即ち、接触力確認工程１０１及びインピーダンス確認工程１０３を実行する。フロー図に図示されている通り、プロセッサ２３は、工程１０１及び１０３を並列に実行する。代替的に、プロセッサ２３は、工程１０１及び１０３を逐次に実行することがある。接触の確認のため、例えば、超音波又は光源に基づく方法などの代替的な方法が使用されることがある。

接触力確認工程１０１を含む内部工程は、以下の通りである。力測定工程１０２では、プロセッサ２３は、カテーテル１４の遠位端１８が力センサを備えている場合、力モジュール３２と連動して、心臓組織と接触した遠位端の接触力を測定する。遠位端１８がこのような力センサを備えていない場合、接触力確認工程１０１は、図６のフローチャートから取り除かれる。比較工程１０４では、プロセッサ２３は、接触力測定からの結果を、閾値工程１０６から受信された、プリセットされた接触力閾値と比較する。両方の測定接触力がプリセットされた閾値を超える場合、プロセッサ２３は、肯定的な論理信号１０８を比較工程１１０に送信する。測定接触力の一方又は両方がプリセットされた閾値に満たない場合、プロセッサ２３は、「何もしない」工程１１２の通りに何も動作を起こさない。

心臓組織との電極４０Ａ及び４０Ｂの接触度を評価することは、心臓組織を通して被験者２１の身体に接したパッチまで測定されたインピーダンスが電極を取り囲む血液を通して測定されたインピーダンスより高い、という事実に基づいている。インピーダンス確認工程１０３を含む内部工程は、以下の通りである。インピーダンス測定工程１１４では、プロセッサ２３は、インピーダンスモジュール２５を利用して、インピーダンス閾値工程１１８から受信された閾値に関して電極４０Ａ及び４０Ｂの１つずつのインピーダンスを測定する。インピーダンス閾値工程１１８では、インピーダンス閾値は、電極４０Ａ及び４０Ｂの場所に基づいて計算され、１００Ωのオーダーである。両方のインピーダンスがプリセットされた閾値を超えるとき、これは、パッチに対するインピーダンスが心臓組織を通して測定されたこと、並びに、電極４０Ａ及び４０Ｂが心臓組織と十分な接触をもっていることを示す兆候であると考えられ、プロセッサ２３が肯定的な論理信号１２０を比較工程１１０に送信することにつながる。測定されたインピーダンスの一方又は両方がプリセットされた閾値より低い場合、プロセッサ２３は、「何もしない」工程１１２の通りに何も動作を起こさない。

少なくとも１つの肯定的な論理信号１０８又は１２０が比較工程１１０によって受信された場合、プロセッサ２３は、接触確認工程１２２において良好な接触の確認メッセージを出し、報告工程１２４は、「接触良」メッセージを図５の比較工程８４に送信する。接触確認工程１０１及びインピーダンス確認工程１０３がどちらも「何もしない」工程１１２で終了した場合、工程１１０は、肯定的な論理信号を受信することなく、プロセッサ２３は、接触異常工程１２６において接触不良のメッセージを出し、報告工程１２４は、［接触不良」メッセージを図５の比較工程８４に送信する。

図７は、操作者１６が関心窓（ＷＯＩ）をどのように定義するかについての典型的な実施例を図示する。代替的な実施形態では、ＷＯＩは、ＥＣＧの各サイクルを探す間に、サイクル長及び／又は基準チャネルを考慮する自動アルゴリズムによって定義されることがある。これは、図５の工程８６において用いられるＷＯＩである。図７は、被験者２１の心臓１２の冠状静脈洞内の静止カテーテルからの電極５及び６から取得された冠状静脈洞信号ＣＳ ５－６である信号１３０を表示する。図７は、図３の信号５４、５２、及び５０と同様に、バイポーラ信号１５４と、遠位端ユニポーラ信号１５２及び近位端ユニポーラ信号１５０とを更に表示する。操作者１６は、信号１３０から、信号のピーク１３２と、頻脈のサイクル長１３４（ＣＬ）とを観察し、サイクル長に基づいてピークの周りにＷＯＩを決定する。開示された実施形態では、操作者１６は、ＷＯＩの開始点１４０をピーク１３２の１４０ｍｓ前として、ＷＯＩの終了点１４２をピーク１３２の１９０ｍｓ後として定義する。

上に述べた実施形態は例として挙げたものであり、本発明は上記に具体的に示し、説明したものに限定されない点が理解されよう。むしろ、本発明の範囲は、本明細書の上に記載されている様々な特徴の組合せと部分組合せの両方、並びに前述の説明を一読すると、当業者が想起すると思われる、先行技術に開示されていないそれらの変形及び改変を含む。

〔実施の態様〕
（１） 生体の心臓内の第１の場所及び第２の場所にそれぞれ接触している第１の電極及び第２の電極からバイポーラ信号を捕捉することと、
前記第１の場所に接触している間に前記第１の電極からユニポーラ信号を捕捉することと、
前記バイポーラ信号及び前記ユニポーラ信号から前記第１の場所が前記ユニポーラ信号を生成している時点を導出することと、
前記時点における前記ユニポーラ信号の形状に基づいて前記第１の場所での前記ユニポーラ信号の伝導速度のための測定基準を算出することと、
を含む方法。
（２） 前記第１の電極及び前記第２の電極は、前記心臓内のカテーテルの遠位端に位置し、前記バイポーラ信号を捕捉することは、前記信号を捕捉するときに、前記遠位端がプリセットされた最小接触力以上である接触力で前記心臓内の組織を係合していることを確認することを含む、実施態様１に記載の方法。
（３） 前記バイポーラ信号を捕捉することは、前記信号を捕捉するときに、前記第１の電極及び前記第２の電極が、前記生体の表面に接した電極に対するインピーダンスがプリセットされた最小インピーダンスを超える状態で、前記心臓内の組織を係合していることを確認することを含む、実施態様１に記載の方法。
（４） 前記測定基準を算出することは、前記ユニポーラ信号の勾配の絶対値の最大値を見つけることと、前記最大値を前記測定基準として使用することとを含む、実施態様１に記載の方法。
（５） 前記測定基準を算出することは、前記バイポーラ信号及び前記ユニポーラ信号のうちの少なくとも一方に適用されたそれぞれの信頼水準に基づいて前記測定基準を算出することを含む、実施態様１に記載の方法。

（６） 前記時点が前記心臓から捕捉された信号に関して定義された時間窓の範囲内にあるときに、前記測定基準を有効であるとして承認することを含む、実施態様１に記載の方法。
（７） 前記時点は、前記ユニポーラ信号の時間微分が極端な負の値に達したときに現れる、実施態様１に記載の方法。
（８） 前記伝導速度の前記測定基準を前記心臓の３次元マップに組み入れることを含む、実施態様１に記載の方法。
（９） 生体の心臓内の第１の場所及び第２の場所にそれぞれ接触している第１の電極及び第２の電極と、
プロセッサであって、
前記第１の電極及び前記第２の電極からバイポーラ信号を捕捉し、
前記第１の場所に接触している間に前記第１の電極からユニポーラ信号を捕捉し、
前記バイポーラ信号及び前記ユニポーラ信号から前記第１の場所が前記ユニポーラ信号を生成している時点を導出し、
前記時点における前記ユニポーラ信号の形状に基づいて前記第１の場所での前記ユニポーラ信号の伝導速度のための測定基準を算出するように構成されたプロセッサと、
を備える装置。
（１０） 前記第１の電極及び前記第２の電極は、前記心臓内のカテーテルの遠位端に位置し、前記バイポーラ信号を捕捉することは、前記信号を捕捉するときに、前記遠位端がプリセットされた最小接触力以上である接触力で前記心臓内の組織を係合していることを確認することを含む、実施態様９に記載の装置。

（１１） 前記バイポーラ信号を捕捉することは、前記信号を捕捉するときに、前記第１の電極及び前記第２の電極が、前記生体の表面に接した電極に対するインピーダンスがプリセットされた最小インピーダンス以上である状態で、前記心臓内の組織を係合していることを確認することを含む、実施態様９に記載の装置。
（１２） 前記測定基準を算出することは、前記ユニポーラ信号の勾配の絶対値の最大値を見つけることと、前記最大値を前記測定基準として使用することとを含む、実施態様９に記載の装置。
（１３） 前記測定基準を算出することは、前記バイポーラ信号及び前記ユニポーラ信号のうちの少なくとも一方に適用されたそれぞれの信頼水準に基づいて前記測定基準を算出することを含む、実施態様９に記載の装置。
（１４） 前記プロセッサは、前記時点が前記心臓から捕捉された信号に関して定義された時間窓の範囲内にあるときに、前記測定基準を有効であるとして承認するように構成されている、実施態様９に記載の装置。
（１５） 前記時点は、前記ユニポーラ信号の時間微分が極端な負の値に達したときに現れる、実施態様９に記載の装置。

（１６） 前記プロセッサは、前記伝導速度の前記測定基準を前記心臓の３次元マップに組み入れるように構成されている、実施態様９に記載の装置。
（１７） 前記プロセッサは、前記第１の電極及び前記第２の電極の少なくとも一方と前記心臓との接触の良さの指標を前記マップに組み入れるように構成されている、実施態様１６に記載の装置。

Claims (8)

1. 生体の心臓内の第１の場所及び第２の場所にそれぞれ接触している第１の電極及び第２の電極と、
   プロセッサであって、
   前記第１の電極及び前記第２の電極からバイポーラ信号を捕捉し、
   前記第１の場所に接触している間に前記第１の電極からユニポーラ信号を捕捉し、
   前記バイポーラ信号及び前記ユニポーラ信号から前記第１の場所が前記ユニポーラ信号を生成している時点を導出し、
   前記時点における前記ユニポーラ信号の形状に基づいて前記ユニポーラ信号の勾配の絶対値の最大値を算出し、前記最大値を前記第１の場所での前記ユニポーラ信号の伝導速度のための測定基準として使用し、前記測定基準に基づいて前記伝導速度を決定するように構成されたプロセッサと、
   を備える装置。
2. 前記第１の電極及び前記第２の電極は、前記心臓内のカテーテルの遠位端に位置し、前記バイポーラ信号を捕捉することは、前記バイポーラ信号を捕捉するときに、前記遠位端がプリセットされた最小接触力以上である接触力で前記心臓内の組織を係合していることを確認することを含む、請求項１に記載の装置。
3. 前記バイポーラ信号を捕捉することは、前記バイポーラ信号を捕捉するときに、前記第１の電極及び前記第２の電極が、前記生体の表面に接した電極に対するインピーダンスがプリセットされた最小インピーダンス以上である状態で、前記心臓内の組織を係合していることを確認することを含む、請求項１に記載の装置。
4. 前記最大値を算出することは、前記バイポーラ信号及び前記ユニポーラ信号のうちの少なくとも一方に適用されたそれぞれの信頼水準に基づいて前記最大値を算出することを含む、請求項１に記載の装置。
5. 前記プロセッサは、前記時点が前記心臓から捕捉された信号に関して定義された時間窓の範囲内にあるときに、前記測定基準を有効であるとして承認するように構成されている、請求項１に記載の装置。
6. 前記時点は、前記ユニポーラ信号の時間微分が極端な負の値に達したときに現れる、請求項１に記載の装置。
7. 前記プロセッサは、前記伝導速度の前記測定基準を前記心臓の３次元マップに組み入れるように構成されている、請求項１に記載の装置。
8. 前記プロセッサは、前記第１の電極及び前記第２の電極の少なくとも一方と前記心臓との接触の良さの指標を前記マップに組み入れるように構成されている、請求項７に記載の装置。

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