JP7241205B2

JP7241205B2 - 活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法及び生成装置

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Publication number: JP7241205B2
Application number: JP2021564738A
Authority: JP
Inventors: ナムパク，フイ; ヒョンイム，ビョン
Original assignee: University Industry Foundation UIF of Yonsei University
Current assignee: University Industry Foundation UIF of Yonsei University
Priority date: 2019-05-29
Filing date: 2020-05-07
Publication date: 2023-03-16
Anticipated expiration: 2040-05-07
Also published as: JP2022531304A; WO2020242078A2; CN113711224A; KR102257498B1; KR20200137282A; US20220211330A1; CN113711224B; WO2020242078A3

Description

本発明は活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法及び生成装置に関する。より詳しくは３次元心臓モデルが含むすべての箇所での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係に対する最大勾配を視覚的に出力することができる活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法及び生成装置に関する。

不整脈（Ａｒｒｈｙｔｈｍｉａ）とは、心房細動が発生することによって心臓で電気刺激が作られにくいか、刺激の伝達がまともに行われず、規則的に収縮し続けられなくて心臓拍動が非正常的に早くなったり、遅くなったりするか、あるいは不規則になる症状をいい、急死や脳卒中の原因を提供する。

不整脈の治療方法としては、高周波電気メス切除術のように心臓組職を焼灼することで心臓の電気的伝導を遮断して不整脈を防止することができる手術療法があるが、心臓のどの部位にどれくらいの強度で切除手術を施行してこそ最適の効果が奏されるのかを事前に把握し難いという問題点がある。

このような高周波電気メス切除術の問題点は、心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を高周波電気メス切除術に先立って正確に検出することができたら解決可能なものであるから、これらの箇所に高周波電気メス切除術を施すことで発生した心房細動を除去することができるとともに、今後発生する恐れのある心房細動まで予防することができるようになる。

一方、従来は心房細動が発生する箇所と係わって心電図（Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ、ＥＣＧ）信号を利用した時間／周波数分析方法が開発されたが、心電図信号それ自体が雑音に露出しており、制限されたデータ長と非定常性（ＮｏｎＳｔａｔｉｏｎａｒｙ）を内包しているので、心房細動が発生する箇所を正確に検出しにくく、時間／周波数分析方法それ自体に所要となる費用がかなり高いという問題点があるとともに、ひいて心房細動の発生可能性の高い箇所は検出できないという問題点もある。

したがって、心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を高周波電気メス切除術の以前に負担のない費用で正確に検出することができる新しい技術が求められる。本発明はこれに関するものである。

本発明が解決しようとする技術的課題は、心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を高周波電気メス切除術に先立って正確に検出することができる方法及び装置を提供することである。

本発明が解決しようとするまた他の技術的課題は、心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を負担のない費用で検出することで、患者の経済的な負担を最小化させることができる方法及び装置を提供することである。

本発明の技術的課題は、前述した技術的課題に限定されなく、言及されていない別の技術的課題は下記の記載から通常の技術者にとって明確に理解できるはずである。

前記技術的課題を達成するための本発明の一実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法は、（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする段階、（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する段階、（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する段階、（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する段階、および（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する段階、を含む。

一実施形態によれば、前記心臓モデルは、患者別に生成した３次元心房モデルであることができる。

一実施形態によれば、前記Ｎ個の座標は、４５０，０００個の座標であることができる。

一実施形態によれば、前記第１の所定時間の間隔は、１ｍｓ、２ｍｓ、および３ｍｓのいずれか一つであってもよい。

一実施形態によれば、前記（ｄ）段階の弛緩期と活動電位持続時間との相関関係は、下記のような相関関係の算出式によって算定され得る。

（数１）
相関関係の算出式：ｙ（活動電位持続時間）＝ｙ０＋Ａ１（１－e^{－弛緩期／τ１}）
（ここで、ｙ０およびＡ１は、フリーフィッティング変数（Ｆｒｅｅ－ＦｉｔｔｉｎｇＶａｒｉａｂｌｅ）、 τ１は時常数（ＴｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔ）である。）

一実施形態によれば、前記最大勾配は、前記相関関係の算出式を前記弛緩期に対して微分して算定することができる。

一実施形態よれば、前記（ｅ）段階の以降に、（ｆ）前記（ｂ）～（ｅ）段階を前記特定の座標を除いた前記心臓モデルが含むＮ個の全ての座標に対して繰り返して遂行する段階をさらに含むことができる。

一実施形態よれば、前記（ｆ）段階の以降に、（ｇ）前記心臓モデルが含むＮ個の座標を除いた前記心臓モデルの残りの領域に対して、前記心臓モデルが含むＮ個の座標に対して算定した最大勾配に補間法を適用して視覚的に出力する段階をさらに含むことができる。

一実施形態よれば、前記算定した最大勾配の大きさの範囲は、０．３～２．３であり、前記（ｅ）段階の視覚的な出力は、前記算定した最大勾配の大きさによって色相を異にして出力するものであってもよい。

前記技術的課題を達成するための本発明のまた他の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置は、一つ以上のプロセッサ、ネットワークインターフェース、前記プロセッサによって遂行されるコンピュータプログラムをロード（Ｌｏａｄ）するメモリー、および大容量ネットワークデータ及び前記コンピュータプログラムを保存するストレージを含み、前記コンピュータプログラムは、前記一つ以上のプロセッサによって、（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする操作(Ｏｐｅｒａｔｉｏｎ)、（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する操作、（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する操作、（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する操作、および（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する操作を行う。

前記技術的課題を達成するための本発明のまた別の実施形態による媒体に格納されたコンピュータプログラムは、コンピュータ装置と結合して、（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする段階、（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する段階、（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する段階、（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する段階、および（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する段階を実行させる。

前記のような本発明によれば、心臓モデルに弛緩期と活動電位持続時間との相関関係に対する勾配が視覚的にリアルタイムで出力されるところ、ユーザーは最終的に出力される心臓モデルをリアルタイムで確認しつつ心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を高周波電気メス切除術に先立って正確に検出することができるという効果がある。

また、最終的に出力される心臓モデルの生成の際に用いられる時間別電圧データは、不整脈患者が通常測定する検査に対する結果データであって、費用が高くないので患者の経済的な負担を最小化させることができるという効果がある。

これらの本発明の効果は、前述した効果に限定されなく、言及されていない別の効果は下記の記載から通常の技術者にとって明確に理解できるだろう。

図１は、本発明の第１の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置が含む全体構成を示した図である。図２は、本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法の代表的な段階を示した流れ図である。図３は、Ｎ個の座標を含む心臓モデルを例示的に示した図である。図４は、心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データを例示的に示した図である。図５は、図４に示された第１座標～第Ｎ座標のいずれか一つの特定の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値の一部を拡大して示した図である。図６は、図５に示された図において弛緩期を追加で示した図である。図７は、図６に示された図において活動電位持続時間を追加で示した図である。図８は、特定の座標で測定する間の弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を相関関係の算出式によって例示的なグラフで示した図である。図９は、図８に示された図において複数個の勾配のうち最大勾配を追加で示した図である。図１０は、図３に示された心臓モデルにおいて特定の座標の最大勾配を色相で表示した図である。図１１は、図２に示された流れ図においてＳ２５０段階の以降に遂行される段階を追加して示した流れ図である。図１２は、図１０に示された心臓モデルに補間法を適用して全ての領域に対する最大勾配を色相で表示した図である。図１３は、ユーザーがマウスを通じて心臓モデルの特定の座標を選択するとき、当該座標での最大勾配が数値的に出力される姿を示した図である。図１４は、心臓モデルと一緒に電気信号の刺激周期が一緒に出力される姿を示した図である。

以下、添付の図面を参照して本発明の望ましい実施形態を詳しく説明する。
発明の利点及び特徴、そしてそれらを達成する方法は、添付される図面と共に詳細に後述する実施形態を参照すれば明確になるだろう。しかし、本発明は以下に開示される実施形態に限定されるものではなく、相異なる多様な形態で具現されることができ、ただ本実施形態は本発明の開示を完全にし、本発明の属する技術分野における通常の知識を持つ者に発明の範疇を完全に知らせるために提供されるものであり、もっぱら本発明は特許請求の範囲の範疇によって定義されるものである。明細書の全体に亘って同一の符号は、同じ構成要素を指す。

他の定義がなければ、本明細書で使われるすべての用語（技術及び科学的用語を含む）は、本発明の属する技術分野における通常の知識を持つ者に共通的に理解され得る意味で使われることができるはずである。また一般に使用される辞典に定義されている用語は、明白に特に定義されていない限り、理想的にまたは過度に解釈されない。本明細書で使用された用語は、実施形態を説明するためのものであって、本発明を限定しようとするものではない。本明細書において、単数型は文言で特に言及しない限り複数型をも含む。

明細書で使用される「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｓ）」及び／または「包含する（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」は、言及した構成要素、段階、動作及び／または素子は一つ以上の他の構成要素、段階、動作及び／または素子の存在または追加を排除しない。

図１は本発明の第１の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置１００が含む全体構成を示した図である。

しかし、これは本発明の目的を達成するための望ましい実施形態に過ぎず、必要に応じて一部の構成が追加または削除されることができ、ある一つの構成が遂行する役割を他の構成が一緒に遂行することもできることは勿論のことである。

本発明の第１の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置１００は、プロセッサ１０、ネットワークインターフェース２０、メモリー３０、ストレージ４０、及びこれらを連結するデータバス５０を含むことができる。

プロセッサ１０は各構成の全般的な動作を制御する。プロセッサ１０は、ＣＰＵ（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）、ＭＰＵ（ＭｉｃｒｏＰｒｏｃｅｓｓｅｒＵｎｉｔ）、ＭＣＵ（ＭｉｃｒｏＣｏｎｔｒｏｌｌｅｒＵｎｉｔ）または本発明の属する技術分野において広く知られている形態のプロセッサのいずれか一つであってもよい。尚、プロセッサ１０は、本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法を遂行するための少なくとも一つのアプリケーションまたはプログラムに対する演算を行うことができる。

ネットワークインターフェース２０は、本発明の第１の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置１００の有無線インターネット通信を支援し、その他の公知の通信方式を支援することもできる。したがって、ネットワークインターフェース２０はそれに応じた通信モジュールを含んでなることができる。

メモリー３０は、各種データ、命令及び／または情報を保存し、本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法を遂行するためにストレージ４０から一つ以上のコンピュータプログラム４１をロードすることができる。図１ではメモリー３０の一つとしてＲＡＭを示したが、これと一緒に多様な格納媒体をメモリー３０として利用することができることは言うまでもない。

ストレージ４０は、一つ以上のコンピュータプログラム４１及び大容量ネットワークデータ４２を非臨時的に保存することができる。このようなストレージ４０は、ＲＯＭ（ＲｅａｄＯｎｌｙＭｅｍｏｒｙ）、ＥＰＲＯＭ（ＥｒａｓａｂｌｅＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＲＯＭ）、ＥＥＰＲＯＭ（ＥｌｅｃｔｒｉｃａｌｌｙＥｒａｓａｂｌｅＰｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅＲＯＭ）、フラッシュメモリーなどのような不揮発性メモリー、ハードディスク、着脱可能ディスク、または本発明の属する技術分野において広く知られている任意の形態のコンピュータで読み取り可能な記録媒体のいずれか一つであることができる。

コンピュータプログラム４１は、メモリー３０にロードされて、一つ以上のプロセッサ１０によって（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする操作、（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する操作、（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所までの時間である活動電位持続時間を算定する操作、（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配を算定する操作、および（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する操作を行うことができる。

これまで簡単に言及したコンピュータプログラム４１が遂行する操作（Ｏｐｅｒａｔｉｏｎ）は、コンピュータプログラム４１の一機能として見られ、より詳しい説明は本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法に対する説明で後述する。

以下、本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法について図２～図１４を参照して説明する。

図２は本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法の代表的な段階を示した流れ図である。

これは本発明の目的を達成するにおいて望ましい実施形態に過ぎず、必要に応じて一部の段階が追加または削除されてもよく、ひいてある一つの段階が他の段階に含まれてもよいことは言うまでもない。

一方、すべての段階は、本発明の第１の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置１００によって遂行されることを前提とする。

まず、Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする（Ｓ２１０）。

ここで、Ｎ個の座標を含む心臓モデルは、図３に例示的に示されているので、これを参照すれば心臓モデルは患者別に生成した３次元の心房モデルであることができるが、必ずしもこれに限定するものではなく、場合によって２次元の心房モデルを利用することもできる。しかし、実際の患者の心臓は、立体的な形状を有しており、心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所が、２次元で表現できない領域に存在する可能性もあるから３次元の心房モデルを使用することが望ましいと言える。

一方、図３には視覚的に識別し難いＮ個の座標を別途示していないが、Ｎ個の座標は心臓モデル上の特定箇所に対する座標であることができる。

より具体的に、Ｎは１以上の自然数であるが、心臓モデルが含むすべての箇所で心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を検出するための発明の趣旨上、Ｎを高い数字に設定して正確度を向上させることが望ましい。例えば、Ｎは２５０，０００～６５０，０００の間の数字であることができ、Ｎが小さい場合、演算速度は早くなるものの正確度は低下し、Ｎが大きい場合、正確度は向上するものの演算速度が遅くなることがあり得るので、演算速度と正確度をいずれも考慮してＮを４５０，０００に設定することが最も望ましいと言え、これは本発明の第１の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置１００の設計者またはこれを使用する医者などのようなユーザーが自由に設定可能である。

図４は、心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データを例示的に示した図である。

図４を参照すれば、時間別電圧データは前述したＮ個の座標皆に対して測定した電圧値をいずれも含んでいることを確認することができ、そうではなければ、心臓モデルが含む座標の個数と時間別電圧データが含む電圧値を測定した座標の個数とに対する同期化が必要であると言える。

例えば、心臓モデルが含むＮ個の座標が４５０，０００個の座標であり、測定した電圧値は５００，０００個の座標に関するものである場合、これらを４５０，０００個の座標に対するものに一致させる同期化が必要なことである。

しかし、心臓モデルと時間別電圧データが同一の装置または同一のプログラムを通じて同時または順次に生成された場合、生成した心臓モデルが含むＮ個の座標に対して電圧値を測定した上で時間別電圧データが生成されるはずなので別途の同期化は必要ではない。

第１の所定時間の間隔は、電圧値の周期性を考慮して設定することができるため、心臓から測定した電圧値は一定の周期をもって繰り返す性質があり、これは図４にも例示的に示されている。したがって、第１の所定時間の間隔は、このような電圧値の周期を反映して設定することが望ましいので、１ｍｓ、２ｍｓ及び３ｍｓのいずれか一つを第１の所定時間の間隔に設定するのが好ましく、図４では１ｍｓを第１の所定時間の間隔にして電圧値を測定したことを確認することができ、次にこれを基準として説明を続ける。

一方、以上のようなＳ２１０段階は、心臓モデル及び時間別電圧データをローディングすることを基準として説明したが、ここでローディングは心臓モデル及び時間別電圧データが本発明の第１の実施形態による活動電位期間回復特性を反映した心臓モデル生成装置１００に既に保存されている場合に該当し、外部装置を通じて心臓モデル及び時間別電圧データを受信する場合には、ローディングは入力と認められる。

心臓モデルと時間別電圧データをローディングしたら、ローディングした時間別電圧データを用いて心臓モデルが含む特定の座標での第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する（Ｓ２２０）。

図５は、図４に示された第１座標～第Ｎ座標の中でいずれか一つの特定の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値の一部を拡大して示した図であり、第１の所定時間の間隔は１ｍｓである。

図５を参照すれば、第１の所定時間の間隔である１ｍｓを周期として電圧値が比較的類似した傾向で繰り返されていることを確認することができ、第１の所定時間の間隔内の電圧値にＯ印とＸ印が付してあることを確認することができる。ここで、Ｏ印を付した箇所が電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所であるＡＰＤ９０であり、Ｘ印を付した箇所が後述する電気刺激を受けた箇所である脱分極または再分極が開始される箇所である。

最も先に開始される第１の所定時間の間隔内の電圧値を参照すると、中間程度の箇所で電圧値が最高点を示していることを確認することができ、ＡＰＤ９０は電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所なので電圧値の最高点以後の箇所であらざるを得ない。

一方、弛緩期を算定するためには、前述したＡＰＤ９０だけでなく電気刺激を受けた箇所も検出が必要であるため、ここで電気刺激を受けた箇所の検出はＡＰＤ９０を含む第１の所定時間の間隔の次の第１の所定時間の間隔を基準とする。例えば、図５に示された第１の所定時間の間隔のうち、最も先に開始される第１の所定時間の間隔を第Ａの所定時間とし、その次の第１の所定時間の間隔を第Ｂの所定時間としたら、第Ａの所定時間内で検出されたＡＰＤ９０に対して弛緩期の算定のための電気刺激を受けた箇所は、第Ｂの所定時間に含まれる箇所である。

図６は、図５に示された図において弛緩期を追加で示した図であるので、弛緩期はＡＰＤ９０と電気刺激を受けた箇所との間の期間、より具体的に第１の所定時間の間隔内に含まれるＡＰＤ９０と、その次の第１の所定時間の間隔内に含む電気刺激を受けた箇所との間の期間であることを確認することができる。

さらに図２に対する説明に戻ることにする。

弛緩期を算定したらローディングした時間別電圧データを用いて心臓モデルが含む特定の座標での次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する（Ｓ２３０）。

ここで、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所は、前述したＳ２２０段階に関する説明で言及した次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所と同一なので、重複説明を避けるために詳しい説明は省略する。

一方、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所であるＡＰＤ９０に対する説明も前述したＳ２２０段階に関する説明で言及した第１の所定時間の間隔内に含むＡＰＤ９０と基本的に同一であるが、Ｓ２２０段階との相違点は、ＡＰＤ９０が第１の所定時間の間隔内に含まれる箇所ではなく、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる箇所であるということである。例えば、先のＳ２２０段階でのＡＰＤ９０が第Ａの所定時間の間隔内に含まれる箇所であったら、Ｓ２３０段階でのＡＰＤ９０は第Ｂの所定時間の間隔内に含まれる箇所であるわけである。

図７は、図６に示された図において、活動電位持続時間を追加で示した図であるので、活動電位持続時間は電気刺激を受けた箇所とＡＰＤ９０との間の期間、より具体的に第１の所定時間の次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所と、当該第１の所定時間の間隔内に含まれるＡＰＤ９０との間の期間であることを確認することができる。

以上で説明したＳ２２０段階及びＳ２３０段階をまとめると、算定した弛緩期の終点は、算定した活動電位持続時間の始点となり、このような弛緩期と活動電位持続時間との関係は、第１の所定時間の間隔の次の第１の所定時間の間隔の以後でも引き続き維持されるといえる。すなわち、特定の座標を基準で弛緩期－活動電位持続時間－弛緩期－活動電位持続時間－弛緩期－活動電位持続時間…の関係が維持されるはずであり、それによってＳ２３０段階後に、Ｓ２２０段階及びＳ２３０段階がすべての測定時間に対して繰り返して遂行するＳ２３５段階がさらに行われることができる。

なお、説明の便宜上、Ｓ２２０段階とＳ２３０段階に対する説明を分離したが、Ｓ２２０段階とＳ２３０段階、およびＳ２３５段階は、並列プロセッシングを通じて同時に行われることができ、この場合、演算速度が飛躍的に向上することができる。

弛緩期と活動電位が期間を算定したら、算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する（Ｓ２４０）。

ここで、特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係は下記のような相関関係算出式を通じて算出されることができる。

（数２）
相関関係の算出式：ｙ（活動電位持続時間）＝ｙ０＋Ａ１（１－e^{－弛緩期／τ１}）
（ここで、ｙ０およびＡ１は、フリーフィッティング変数（Ｆｒｅｅ－ＦｉｔｔｉｎｇＶａｒｉａｂｌｅ）、τ１は時常数（ＴｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔ）であり、ｙ０は最初５０、弛緩期は１０、τ１は３０に設定することができ、最小値がそれぞれ－５０、－１０、－３０であり、最大値がそれぞれ１０００、１０００、１０００である範囲内で自由に設定することができる。

図８は、特定の座標で弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を、相関関係算出式を通じて例示的なグラフで示した図であるところ、相関関係算出式それ自体と図８を参照すれば確認できるように一種の関数であるから、弛緩期に対する微分をすれば勾配を算定することができる。

（数３）
勾配：（Ａ１/τ１）・e^{-弛緩期／τ１}）

一方、Ｓ２４０段階で算定しようとする勾配は、最大勾配であるから、特定の座標での弛緩期及び活動電位持続時間がそれぞれ１つだけ算定された場合、当該弛緩期と活動電位持続時間との相関関係に対する勾配が最大勾配となるはずであるが、先にＳ２３５段階が行われることによって特定の座標で全ての測定時間に対して弛緩期及び活動電位持続時間が算定されることができるので、この場合、算定した勾配は、複数個になり、これらの中で最も大きい勾配が最大勾配と算定されることができ、図８もこれを基準で示しており、図９には複数個の勾配の中で最大勾配を別途表示した。

最大勾配を算定したら、算定した最大勾配を心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する（Ｓ２５０）。

ここで視覚的に出力することは、多様な方法で具現することができるところ、算定した最大勾配の大きいに応じて当該座標での色相を異にして出力するか、最大勾配の数値、例えば、０．３～２．３の範囲で当該最大勾配の大きさの数値を直接的に出力するものであってもよい。

図１０は、図３に示された心房モデルにおいて、特定の座標の最大勾配を色相で表示した図であるところ、特定の座標は一つの点であるから色相で点を表示するだけではユーザーが識別しにくいので、それによって図１１に示されたように、Ｓ２５０段階の以降に、Ｓ２２０段階～Ｓ２５０段階を特定の座標を除いた心臓モデルが含むＮ個のすべての座標に対して繰り返し行う段階（Ｓ２６０）と、心臓モデルが含むＮ個の座標を除いた心臓モデルの残りの領域に対して、心臓モデルが含むＮ個の座標に対して算定した最大勾配に補間法を適用して視覚的に出力する段階（Ｓ２７０）とがさらに行われることができる。

前述のＳ２２０段階～Ｓ２５０段階に関する説明は、心臓モデルが含むＮ個の座標のうち、いずれか一つの特定の座標に対するものであって、Ｓ２６０段階によって当該特定の座標を除いたＮ個のすべての座標に対してＳ２２０段階～Ｓ２５０段階を行うと、Ｎ個のすべての座標に対して最大勾配が視覚的に出力されることができる。しかし、この場合もＮ個の座標はＮ個の点であるから座標の中で視覚的に出力されない領域が発生するしかないので、これを解決することができるものがＳ２７０段階である。

ここで、補間法は、補間しようとする領域の周りに視覚的に出力された事項または最大勾配に基づいて当該補間しようとする領域を視覚的に出力するものなので、最大勾配の大きさ順に、赤色、橙色、黄色、緑色、青色、藍色及び紫色を用いて視覚的に出力することができ、それに従う心臓モデルを図１２に示した。

一方、図１２に示された心臓モデルの左側中間の黒色領域は、電気刺激を与えた位置を意味し、図１３に示されているように、ユーザーがマウスなどのような入力装置を通じて心臓モデルの特定の座標を選択する場合、前述の如く当該座標での最大勾配が数値で出力されることもでき、図１４に示されているように、電気信号の刺激周期を心臓モデルと一緒に数値で一緒に出力することもできる。

これまで本発明の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法について説明した。弛緩期と活動電位持続時間との相関関係に対する最大勾配の大きさが１以上の座標は、心房細動が発生した箇所または心房細動の発生可能性の高い箇所と認められることが研究を通じて導出された事項であるから、ユーザーは最終的に出力される心臓モデルをリアルタイムで確認しつつ心房細動が発生する箇所、並びに心房細動の発生可能性の高い箇所を高周波電気メス切除術に先立って正確に検出することができる。これに併せて、最終的に出力される心臓モデルの生成の際に用いられる時間別電圧データは、不整脈患者が通常測定する検査に対する結果データであり、費用が高くないので患者の経済的な負担を最小化させることができる。

一方、本発明の他の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法は、コンピュータで実行させるために格納媒体に格納されたコンピュータプログラムで具現することもできる。

重複説明を避けるために詳しく説明しないが、格納媒体に格納されたコンピュータプログラムも、前述した本発明の他の第２の実施形態による活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置と同一の段階を遂行することができ、それによって同じ効果を導くことができる。例えば、媒体に格納されたコンピュータプログラムは、コンピュータ装置と結合して、（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする段階、（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する段階、（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する段階、（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する段階、および（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する段階を実行させることができる。

以上、添付された図面を参照して本発明の実施形態を説明したが、本発明の属する技術分野における通常の知識を持つ者ならその技術的思想や必須の特徴を変更することなく他の具体的な形態で実施可能であることを理解することができるだろう。したがって、以上で述べた実施形態はあらゆる面で例示的なものに過ぎず、限定的なものではないことを理解しなければならない。

Claims

活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置が、活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデルを生成する方法であって、
（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする段階；
（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する段階；
（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する段階；
（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する段階；および
（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する段階；
を含み、
上記（ｅ）段階での視覚的出力は、
前記算定した最大勾配の大きさに応じて、前記心臓モデルが含む特定座標上で色を異にして出力するものであって、
上記（ｅ）段階の後、
（ｆ）前記（ｂ）～（ｅ）段階を前記特定の座標を除いた前記心臓モデルが含むＮ個の全ての座標に対して繰り返し遂行する段階；および
（ｇ）心臓モデルが含むＮ個の座標を除いた前記心臓モデルの残りの領域に対して、前記心臓モデルが含むＮ個の座標に対して推定した最大勾配に補間法を適用して視覚的に出力する段階；
をさらに含み、
上記心臓モデルは、
（ｇ）段階により、心臓モデル全体を最大勾配の大きさに応じた色で出力することができ、ユーザが心臓モデル上の任意の座標を選択した場合、その座標における最大勾配が数値で出力され、前記電圧値を測定するために、前記心臓モデルに印加した電気信号の刺激周期と前記電気信号を印加した位置とを一緒に出力する
活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
前記心臓モデルは、患者別に生成した３次元心房モデルである、
請求項１に記載の活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
前記Ｎ個の座標は、４５０，０００個の座標である、
請求項１に記載の活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
前記第１の所定時間の間隔は、１ｍｓ、２ｍｓ、および３ｍｓのいずれか一つである、
請求項１に記載の活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
前記（ｄ）段階の弛緩期と活動電位持続時間との相関関係は、下記のような相関関係の算出式によって算定される、
請求項１に記載の活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
相関関係の算出式：ｙ（活動電位持続時間）＝ｙ０＋Ａ１（１－e^{－弛緩期／τ１}）
（ここで、ｙ０およびＡ１は、フリーフィッティング変数（Ｆｒｅｅ－ＦｉｔｔｉｎｇＶａｒｉａｂｌｅ）、τ１は時常数（ＴｉｍｅＣｏｎｓｔａｎｔ）である。）
前記最大勾配は、前記相関関係の算出式を前記弛緩期に対して微分して算定する、
請求項５に記載の活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
前記算定した最大勾配の大きさの範囲は、０．３～２．３である、
請求項１に記載の活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成方法。
一つ以上のプロセッサ；
ネットワークインターフェース；
前記プロセッサによって遂行されるコンピュータプログラムをロード（Ｌｏａｄ）するメモリー；および
大容量ネットワークデータ及び前記コンピュータプログラムを保存するストレージ；を含み、
前記コンピュータプログラムは、前記一つ以上のプロセッサによって、
（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする操作(Ｏｐｅｒａｔｉｏｎ)；
（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する操作；
（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する操作；
（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する操作；および
（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する操作；
を行い、
上記（ｅ）操作における視覚的な出力は、
前記算定した最大勾配の大きさに応じて、前記心臓モデルが含む特定座標上で色を異にして出力するものであって、
上記（ｅ）操作の後、
（ｆ）前記（ｂ）～（ｅ）操作を、前記特定の座標を除いた前記心臓モデルが含むＮ個の全ての座標に対して繰り返し遂行する操作；および
（ｇ）心臓モデルが含むＮ個の座標を除いた前記心臓モデルの残りの領域に対して、前記心臓モデルが含むＮ個の座標に対して推定した最大勾配に補間法を適用して視覚的に出力する操作；
をさらに含み、
上記心臓モデルは、
（ｇ）操作により、心臓モデル全体を最大勾配の大きさに応じた色で出力することができ、ユーザが心臓モデル上の任意の座標を選択した場合、その座標における最大勾配が数値で出力され、前記電圧値を測定するために、前記心臓モデルに印加した電気信号の刺激周期と前記電気信号を印加した位置とを一緒に出力する
活動電位持続時間回復特性を反映した心臓モデル生成装置。
コンピュータ装置と結合して、
（ａ）Ｎ（Ｎは１以上の自然数）個の座標を含む心臓モデル及び前記心臓モデルが含むＮ個の座標で第１の所定時間の間隔別に測定した電圧値を含む時間別電圧データをローディングする段階；
（ｂ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）から、次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所までの時間である弛緩期を算定する段階；
（ｃ）前記ローディングした時間別電圧データを用いて前記心臓モデルが含む特定の座標での前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電気刺激を受けた箇所から、前記次の第１の所定時間の間隔内に含まれる電圧値の最高点対比９０％下がった電圧値を示す箇所（ＡＰＤ９０）までの時間である活動電位持続時間を算定する段階；
（ｄ）前記算定した心臓モデルが含む特定の座標での弛緩期と活動電位持続時間との相関関係を算定し、前記算定した相関関係を用いて最大勾配（Ｓｌｏｐｅ）を算定する段階；および
（ｅ）前記算定した最大勾配を前記心臓モデルが含む特定の座標に反映して視覚的に出力する段階；
を実行させるために媒体に格納されたコンピュータプログラムにおいて、
上記（ｅ）段階での視覚的出力は、
前記算定した最大勾配の大きさに応じて、前記心臓モデルが含む特定座標上で色を異にして出力するものであって、
上記（ｅ）段階の後、
（ｆ）前記（ｂ）～（ｅ）段階を前記特定の座標を除いた前記心臓モデルが含むＮ個の全ての座標に対して繰り返し遂行する段階；および
（ｇ）心臓モデルが含むＮ個の座標を除いた前記心臓モデルの残りの領域に対して、前記心臓モデルが含むＮ個の座標に対して推定した最大勾配に補間を適用して視覚的に出力する段階；
をさらに含み、
上記心臓モデルは、
（ｇ）段階により、心臓モデル全体を最大勾配の大きさに応じた色で出力することができ、ユーザが心臓モデル上の任意の座標を選択した場合、その座標における最大勾配が数値で出力され、前記電圧値を測定するために、前記心臓モデルに印加した電気信号の刺激周期と前記電気信号を印加した位置とを一緒に出力する
媒体に格納されたコンピュータプログラム。