特開 2017-185223 心房細動のマッピング

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】特開2017-185223(P2017-185223A)

(43)【公開日】2017年10月12日

(54)【発明の名称】心房細動のマッピング

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/0402 20060101AFI20170919BHJP

   A61B 5/044 20060101ALI20170919BHJP

   A61N 1/06 20060101ALI20170919BHJP

   A61N 1/05 20060101ALI20170919BHJP

   A61B 18/14 20060101ALI20170919BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/04 310M

   A61B5/04 314K

   A61N1/06

   A61N1/05

   A61B18/14

【審査請求】未請求

【請求項の数】12

【出願形態】ＯＬ

【外国語出願】

【全頁数】32

(21)【出願番号】特願2017-67059(P2017-67059)

(22)【出願日】2017年3月30日

(31)【優先権主張番号】15/086,220

(32)【優先日】2016年3月31日

(33)【優先権主張国】US

【公序良俗違反の表示】

（特許庁注：以下のものは登録商標）

１．ＭＡＴＬＡＢ

(71)【出願人】

【識別番号】511099630

【氏名又は名称】バイオセンス・ウエブスター・（イスラエル）・リミテッド

【氏名又は名称原語表記】Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ （Ｉｓｒａｅｌ）， Ｌｔｄ．

(74)【代理人】

【識別番号】100088605

【弁理士】

【氏名又は名称】加藤 公延

(74)【代理人】

【識別番号】100130384

【弁理士】

【氏名又は名称】大島 孝文

(72)【発明者】

【氏名】リチャード・ピー・エム・ホウベン

(72)【発明者】

【氏名】メイル・バル−タル

(72)【発明者】

【氏名】ヤニブ・ベン・ズリハム

(72)【発明者】

【氏名】ロイ・ウルマン

(72)【発明者】

【氏名】シュムエル・アウアーバッハ

【テーマコード（参考）】

4C053

4C127

4C160

【Ｆターム（参考）】

4C053CC01

4C053DD02

4C127AA01

4C127AA02

4C127BB05

4C127EE01

4C127FF04

4C127GG05

4C127GG13

4C127HH13

4C127KK03

4C127KK05

4C127LL08

4C160MM38

(57)【要約】

【課題】 電気解剖学的マッピングを行う。
【解決手段】 電気解剖学的マッピングは、マルチ電極プローブを生体被験者の心臓内に挿入することと、心臓の各位置において同時に、電極からの電位図を記録することと、電位図中の各興奮到達時間間隔の範囲を定めることと、興奮到達時間間隔から、電気的伝播波のマップを生成することと、電位図の興奮到達時間内の局所興奮到達時間を調整することにより波のコヒーレンスを最大化することと、調整された局所興奮到達時間を報告することとにより行われる。
【選択図】 図１

【特許請求の範囲】

【請求項1】

装置であって、
複数の電極を有し、かつ生体被験者の心臓内への挿入に適合されたプローブと、
プロセッサであって、前記電極から電気信号を受信し、かつ
前記心臓の各位置において同時に、前記電極からの電位図を記録する工程と、
前記電位図中の各興奮到達時間間隔の範囲を定める工程と、
前記興奮到達時間間隔から、電気的伝播波のマップを生成する工程と、
前記電位図の前記興奮到達時間間隔内の局所興奮到達時間を調整することにより前記波のコヒーレンスを最大化する工程と、
前記調整された局所興奮到達時間を報告する工程と、を行うように構成されている、プロセッサと、を備える、装置。

【請求項2】

前記心臓内の組織をアブレーションして前記波を変更するための、前記プローブに接続されたアブレーション電力発生装置を更に含む、請求項１に記載の装置。

【請求項3】

前記興奮到達時間間隔が、傾きの開始及び終了を表わすピーク及び谷により範囲を定められた第１の間隔と、前記第１の間隔付近の窓を含む第２の間隔と、を含み、局所興奮到達時間を調整することが、前記第２の間隔内で行われる、請求項１に記載の装置。

【請求項4】

前記第１の間隔付近の前記窓が、±４０ミリ秒である、請求項３に記載の装置。

【請求項5】

前記電極の前記各位置における前記局所興奮到達時間が、０〜１で連続的に変動するファジィ電極メンバシップ関数（μ_ｅ）として表わされる、請求項１に記載の装置。

【請求項6】

前記電気的伝播波のマップを生成することが、前記電位図を各時点での一連のフレームに分割することを含み、前記フレームが、値の行列に対する前記電極の読取値の各割り当てである、請求項１に記載の装置。

【請求項7】

前記電極の局所興奮到達時間を、前記値の行列から割り当てる工程と、
前記心臓の少なくとも一部を、頂点を有するメッシュとしてモデル化する工程であって、前記頂点の一部が、前記電極の前記各位置に対応する、モデル化する工程と、
前記割り当てられた局所興奮到達時間に基づいて、前記フレームから、前記頂点間の電気的伝播の伝導速度を決定する工程と、
前記伝導速度を使用して、前記波の前記コヒーレンスを計算する工程と、を更に含む、請求項６に記載の装置。

【請求項8】

前記波のコヒーレンスを最大化することが、
前記伝導速度を、伝導速度ベクトルとして表わすことと、
各頂点での速度偏差ベクトルを、前記伝導速度ベクトルから計算することと、
前記速度偏差ベクトルの長さを最小化することと、を含む、請求項７に記載の装置。

【請求項9】

前記電極の前記各位置に対応しない前記メッシュ上の頂点の興奮到達時間を内挿することを更に含む、請求項７に記載の装置。

【請求項10】

前記メッシュの頂点における興奮到達時間が、０〜１で変動するファジィ頂点メンバシップ関数（μ_ｕ）として表わされ、前記頂点の各々における前記頂点メンバシップ関数が、その隣接頂点の前記頂点メンバシップ関数の重み付き組み合わせを含む、請求項７に記載の装置。

【請求項11】

前記波のコヒーレンスを最大化することが、前記メッシュの前記頂点における前記興奮到達時間を調整して、前記メッシュにおける前記頂点メンバシップ関数の平均値を最大化することを含む、請求項１０に記載の装置。

【請求項12】

頂点メンバシップ関数を、前記メッシュの非隣接頂点に外挿により割り当てることを更に含む、請求項１０に記載の装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

（著作権情報）
本特許文献の開示の一部には、著作権保護の対象となる資料が含まれる。著作権者は、特許文献又は特許情報開示のうちの任意のものによる複製に対して、それが特許商標庁特許出願又は記録において明らかであるとき、異議を唱えないが、そうでなければ、たとえ何であっても全ての著作権を保有する。

【0002】

（発明の分野）
本発明は、身体の生体電気信号の検出、測定、又は記録に関する。より具体的には、本発明は、心不整脈に関する電気解剖学的マップの生成に関する。

【背景技術】

【0003】

【表1】

【0004】

内臓の三次元画像は、多くのカテーテルベースの診断及び治療用途に有用であり、リアルタイム撮像は、外科処置中に広く使用されている。

【0005】

現在、心臓の電気的活動のマッピングのために電気生理学的センサを備える心臓カテーテルを用いて心臓内の電位をマッピングすることが、一般的に行われている。典型的には、時間的に変化する心内膜内の電位を感知し、心臓内の位置の関数として記録した後に、これを用いて局所電位図又は局所興奮到達時間をマッピングする。興奮到達時間は、電気インパルスが心筋を通して伝導するのに要する時間により、心内膜内の点によって異なる。心臓内の任意の点におけるこの電気伝導の方向は、従来、等電活動面に垂直な活動ベクトル（本明細書では、「伝導速度ベクトル」とも呼ぶ）により表わされ、これらのいずれも、興奮到達時間のマップから導出され得る。心内膜の任意の点を通る活動面の伝播速度は、伝導速度ベクトルとして表わされ得る。

【0006】

心臓の活動信号伝導の局所的欠陥は、複数の活動面、活動ベクトルの異常な集中、又は速度ベクトルの変化若しくはこのベクトルの正常値からの逸脱等の現象を観察することによって確認され得る。そのような欠陥の例としては、コンプレックス細分化電位図として知られる信号パターンと関連付けられ得るリエントラント区域が挙げられる。そのようなマッピングにより欠陥が見つけ出されると、その欠陥は、それが機能異常を示す場合にアブレーションされるか、又は別様に処置されて、可能な限り心臓の正常な機能を回復させることができる。

【0007】

文献Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｌｅｆｔ Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ ｉｎ Ｐａｔｉｅｎｔｓ Ｗｉｔｈ Ｈｅａｒｔ Ｆａｉｌｕｒｅ ａｎｄ Ｌｅｆｔ Ｂｕｎｄｌｅ−Ｂｒａｎｃｈ Ｂｌｏｃｋ，Ａｕｒｉｃｃｈｉｏ ｅｔ ａｌ．，Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ．２００４；１０９：１１３３〜１１３９には、固有調律及び非同期ペーシング中の心不全を有する患者における左心室興奮シーケンス及び三次元接触及び非接触マッピングの連続的な適用による左脚ブロックＱＲＳ形態が記載されている。前方、外方、又は下方に位置するブロックのラインのため、「Ｕ字形」の興奮波前面が、それらの患者の大半に見られた。それらのブロックのラインの機能的挙動は、異なる部位及び周期長での非同期心室ペーシング中のその位置の変化により示された。

【発明の概要】

【課題を解決するための手段】

【0008】

本発明の実施形態は、規定区域内の心内電位図の同時測定による心房細動における電気解剖学的マッピングのための方法及びシステムを提供する。興奮到達時間は、最大傾き（最大−ｄＶ／ｄｔ）等の傾き、中程度の振幅、又は時間の単一基準点ではなく、単極電位図の完全な負の傾きに基づいている。代わりに、ＬＡＴの範囲が、局所興奮を表わす傾きの各々について決定される。ＬＡＴの範囲は、興奮波が通過する時間窓を定義する、傾きの開始及び終了をそれぞれ表わすピーク及び谷により境界が画定される。

【0009】

本発明の別の実施形態は、この傾き前後の代替の興奮期間の特定を更に提供し、それにより、短い及び長い二重電位を調整する。

【0010】

本発明の実施形態により、マルチ電極プローブを生体被験者の心臓内に挿入することと、心臓の各位置において同時に、電極からの電位図を記録することと、電位図中の各興奮到達時間間隔の範囲を定めることと、興奮到達時間間隔から、電気的伝播波のマップを生成することと、電位図の興奮到達時間間隔内の局所興奮到達時間を調整することにより波のコヒーレンスを最大化することと、調整された局所興奮到達時間を報告することとにより行われる方法が提供される。

【0011】

本方法の一態様は、心臓内の組織をアブレーションして、波を変更することを含む。

【0012】

本方法の更なる態様によれば、興奮到達時間間隔は、傾きの開始及び終了を表わすピーク及び谷により範囲を定められた第１の間隔と、第１の間隔付近の窓を含む第２の間隔とを含み、局所興奮到達時間を調整することは、第２の間隔内で行われる。

【0013】

本方法の別の態様によれば、第１の間隔付近の窓は、±４０ミリ秒である。

【0014】

本方法の一態様によれば、電極の各位置における局所興奮到達時間は、０〜１で変動するファジィ電極メンバシップ関数（μ_ｅ）として表わされる。

【0015】

本方法の一態様によれば、電気的伝播波のマップを生成することは、電位図を各時点での一連のフレームに分割することを含み、これらのフレームは、値の行列に対する電極の読取値の各割り当てである。

【0016】

本方法の更に別の態様は、電極の局所興奮到達時間を、値の行列から割り当てることと、心臓の少なくとも一部を、頂点を有するメッシュとしてモデル化することであって、頂点の一部が、電極の各位置に対応する、モデル化することと、割り当てられた局所興奮到達時間に基づいて、フレームから、頂点間における電気的伝播の伝導速度を決定することと、伝導速度を使用して、波のコヒーレンスを計算することとを含む。

【0017】

本方法の更なる態様によれば、波のコヒーレンスを最大化することは、伝導速度を、伝導速度ベクトルとして表わすことと、各頂点での速度偏差ベクトルを、伝導速度ベクトルから計算することと、速度偏差ベクトルの長さを最小化することとを含む。

【0018】

本方法の更に別の態様は、電極の各位置に対応しないメッシュ上の頂点の興奮到達時間を内挿することを含む。

【0019】

本方法の更なる態様によれば、メッシュの頂点における興奮到達時間が、０〜１の間で変動するファジィ頂点メンバシップ関数（μ_ｕ）として表わされ、頂点の各々における頂点メンバシップ関数は、その隣接頂点の頂点メンバシップ関数の重み付き組み合わせを含む。

【0020】

本方法の更に別の態様によれば、波のコヒーレンスを最大化することは、メッシュの頂点における興奮到達時間を調整して、メッシュにおける頂点メンバシップ関数の平均値を最大化することを含む。

【0021】

本方法の更に別の態様は、頂点メンバシップ関数を、メッシュの非隣接頂点に外挿により割り当てることを含む。

【0022】

本発明の実施形態により、生体被験者の心臓内への挿入に適合されたマルチ電極プローブと、プロセッサであって、これらの電極から電気信号を受信し、かつ心臓の各位置において同時に、電極からの電位図を記録する工程と、電位図中の各興奮到達時間間隔の範囲を定める工程と、興奮到達時間間隔から、電気的伝播波のマップを生成する工程と、電位図の興奮到達時間間隔内の局所興奮到達時間を調整することにより波のコヒーレンスを最大化する工程と、調整された局所興奮到達時間を報告する工程とを行うように構成されている、プロセッサとを含む装置が更に提供される。

【0023】

本装置は、心臓内の組織をアブレーションして波を変更するための、プローブに接続されたアブレーション電力発生装置を含んでもよい。

【図面の簡単な説明】

【0024】

本発明をより良く理解するために、一例として、本発明の詳細な説明について言及するが、その説明は以下の図面と併せて読まれるべきであり、図面における同様の要素には、同様の参照数字が与えられている。

【図1】本発明の一実施形態による、生体被験者の心臓における電気的活動を評価するためのシステムの描図である。

【図2】本発明の一実施形態による、作成された心房細動における一組の単極ＬＡＴである。

【図3】本発明の一実施形態による、単極電極のＬＡＴを最適化するための方法のフロー図である。

【図4】本発明の一実施形態による、心房細動におけるブロックのラインを示す電極格子を示す図である。

【図5】本発明の一実施形態による、波フレームのシーケンスである。

【図6】本発明の一実施形態による、フレーム分割を示すフロー図である。

【図7】本発明の一実施形態による、例示的なフレーム分割マップである。

【図8】本発明の一実施形態による、フレーム分割行列及び電気解剖学的マップを示す複合図である。

【図9】本発明の一実施形態による、領域成長を示す図である。

【図10】本発明の一実施形態による、生成された分割マップの一部である。

【図11】本発明の一実施形態による、興奮波表示を示すブロック図である。

【図12】本発明の一実施形態による、メッシュ上の電気波の速度ベクトルの算出を示す図である。

【図13】本発明の一実施形態による、三角形メッシュの頂点における速度ベクトルの算出を示す図である。

【図14】本発明の一実施形態による、波マッピングに有用な特定の変数の算出を示す図である。

【図15】本発明の一実施形態による、心臓におけるコヒーレントな伝播波をマッピングするための方法のフロー図である。

【図16】本発明の別の実施形態による、心臓におけるコヒーレントな伝播波をマッピングするための方法のフロー図である。

【図17】本発明の一実施形態による、図１６に関して記載される方法に使用され得るデータの興奮マップである。

【図18】本発明の一実施形態による、より微細なメッシュにおける心解剖構造に対する電極メッシュの関連ＬＡＴについてのフロー図である。

【図19】本発明の一実施形態による、図１８の方法における段階を示す一群の図である。

【図20】本発明の一実施形態による、心内電位図からのファジィＬＡＴ導出を示す複合図である。

【図21】本発明の一実施形態による、心内電位図の形態に対するファジィＬＡＴに関する複合図である。

【図22】本発明の一実施形態による、心内膜内から異なる距離にある電極についての関数μ_ｅの一連のプロットである。

【図23】本発明の一実施形態による、マルチ電極カテーテルから得られた関数μ_ｅの一連のプロットである。

【図24】本発明の一実施形態による、メッシュの主要な頂点上の電極ＬＡＴのマッピングを示す図である。

【図25】本発明の一実施形態による、メッシュにおける隣接メンバシップ関数の展開を示す図である。

【図26】本発明の一実施形態による、メッシュにおける隣接の重複を示す図である。

【図27】本発明の一実施形態による、メッシュ隣接を示し、２つのグラフを提示する。

【図28】本発明の一実施形態による、ファジィＬＡＴの算出を示す複合図である。

【図29】本発明の一実施形態による、外挿された頂点を有するメッシュを示す。

【図30】本発明の一実施形態による、ファジィ興奮を最適化する方法のフロー図である。

【図31】本発明の一実施形態による、最適化前後のメッシュの頂点における関数μ_ｕの２つのプロットを示す。

【図32】本発明の一実施形態による、隣接頂点を含む区域内の中央における均一な伝導の最適化を示す図である。

【図33】本発明の一実施形態による、隣接頂点を含む区域内の中央における均一な伝導の最適化を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0025】

以下の説明では、本発明の様々な原理が充分に理解されるように、多くの具体的な詳細について記載する。しかしながら、これら詳細の全てが本発明を実施するうえで必ずしも必要であるとは限らないことは当業者には明らかであろう。この場合、一般的な概念を無用に分かりにくくすることのないよう、周知の回路、制御論理、並びに従来のアルゴリズム及びプロセスに対するコンピュータプログラム命令の詳細については、詳しく示していない。

【0026】

参照により本明細書に組み込まれる文書は本出願の一体部分と見なされるべきであり、いずれかの用語が、それらの組み込まれた文書内で、本明細書で明示的又は暗示的に行われる定義と相反するように定義される場合を除き、本明細書における定義のみが考慮されるべきである。

【0027】

定義
「アノテーション」又は「アノテーション点」は、目的とするイベントを示すと見なされる電位図上の点又は候補を指す。本開示において、イベントは、典型的には、電極により感知される電気波の伝播の局所興奮到達時間である。

【0028】

本明細書で使用される、電位図における「活動」は、電位図信号の突発的又は起伏的変化を明確に示す領域を指す。そのような領域は、ベースライン信号の領域間の顕著なものとして認識され得る。本開示において、「活動」とは、心臓を通る１つ又は２つ以上の電気的伝播波の電位図上に現れる徴候を指すことの方が多い。

【0029】

「波」とは、心臓における連続的な電気的伝播を指す。

【0030】

心臓における伝播している電気波の「コヒーレンス」は、空間又は時間における異なる点での波の位相一貫性及び周波数同等性のメトリックを指す。

【0031】

「ブロックのライン」とは、心臓における電気的伝播の妨害又はブロックを指す。そのようなラインは、波の境界を画定し得る。波はそれ自体、ブロックのラインを含有することがあり、「波内ブロック」として知られている。

【0032】

電位図の「一次傾き」とは、電極の下を通る興奮波の局所興奮到達時間に関連した傾きである。

【0033】

「二次傾き」とは、電極の下を通らない波に関連した傾き、すなわち、遠距離場活動等の遠位興奮波からの傾きである。

【0034】

ある傾きと別の傾きの両方が定義された時間窓内に一貫して生じる場合、一方の傾きは、他方の傾きに「連結」される。

【0035】

「ブロック点」とは、ユーザーにより定義された値（典型的には０．２ｍ／秒）未満の伝導速度を有する点である。加えて、又はあるいは、ブロック点は２つの電極間に位置する点であり、第１の電極から出た興奮波が第２の電極に到着した際に、第２の電極がユーザーにより定義された時間の間隔（例えば１００ミリ秒）以内で、波の到着直前に、かつ第２の電極の不応期開始後に、既に活性化されているという点である。

【0036】

「ブロックのライン」又は「ブロックライン」とは、ブロック点の集合体である。

【0037】

「フレーム」とは、値の行例に対する電極メッシュの同時に読み取られた個々の値の割り当てである。

【0038】

電極又はメッシュ面上の頂点の「隣接」は、電極又は頂点を中心とする３×３格子における面上の他の電極又は頂点を指す。

【0039】

概論
ここで図面を参照し、開示される本発明の一実施形態に基づいて構築され動作可能である、生体被験者の心臓１２に対してアブレーション処置を行うためのシステム１０の描図である図１を最初に参照する。このシステムは、患者の脈管系を通って心臓１２の腔又は脈管構造内に操作者１６によって経皮挿入されるカテーテル１４を備えている。通常は医師である操作者１６が、カテーテルの遠位先端１８を、心臓壁、例えば、アブレーション標的部位と接触させる。その開示が参照により本明細書に組み込まれる、米国特許第６，２２６，５４２号及び同第６，３０１，４９６号、並びに本願発明の譲受人に譲渡された米国特許第６，８９２，０９１号に開示される方法に従って、電気的活動マップが作成され得る。

【0040】

システム１０は、以下に説明する機能を実行するための好適なソフトウェアでプログラムされた汎用又は組込み型コンピュータプロセッサを備えることができる。したがって、システム１０の、本明細書の他の図に示されている部分は、別個の機能ブロックを複数含むものとして示されているが、これらのブロックは必ずしも別個の物体ではなく、むしろ例えば、プロセッサが利用できるメモリに格納されている異なる計算タスク又はデータオブジェクトを表わし得る。これらのタスクは、単一のプロセッサ又は複数のプロセッサで動作するソフトウェアで実行することができる。ソフトウェアは、１つ又は複数のプロセッサに、ＣＤ−ＲＯＭ又は不揮発性メモリのような有形の非一時的媒体で提供され得る。あるいは、又は加えて、システム１０は、デジタル信号プロセッサ又は実配線ロジックを含んでもよい。システム１０の要素を具現化する１つの市販の製品は、Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒ，Ｉｎｃ．（３３３３ Ｄｉａｍｏｎｄ Ｃａｎｙｏｎ Ｒｏａｄ，Ｄｉａｍｏｎｄ Ｂａｒ，ＣＡ ９１７６５）より入手可能な、ＣＡＲＴＯ（登録商標）３システムとして入手可能である。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。

【0041】

例えば電気的活動マップの評価によって異常と判定された区域は、熱エネルギーの印加によって、例えば、心筋に高周波エネルギーを印加する、遠位先端１８での１つ又は２つ以上の電極に、高周波電流をカテーテル内のワイヤを介して流すことによって、アブレーションすることができる。エネルギーが組織に吸収され、それを電気的興奮性が恒久的に失われる点（通常、約５０℃）まで加熱する。支障なく行われた場合、この処置によって心臓組織に非伝導性の損傷が形成され、この損傷が、不整脈を引き起こす異常な電気経路を遮断する。本発明の原理は、異なる心室に適用されて、多数の異なる心不整脈を診断及び治療することができる。

【0042】

カテーテル１４は、通常、アブレーションを行うために、操作者１６がカテーテルの遠位端の方向転換、位置決め、及び方向決めを所望通りに行うことを可能にする、好適な制御部を有するハンドル２０を備えている。操作者１６を補助するために、カテーテル１４の遠位部分には、コンソール２４内に配置されたプロセッサ２２に信号を供給する位置センサ（図示せず）が収容されている。プロセッサ２２は、後述のようないくつかの処理機能を果たすことができる。

【0043】

カテーテル１４は、マルチ電極カテーテルであり、これは、バルーン３７右側部分に示されているようなバスケットカテーテル、又は同左側部分に示されているようなスプラインカテーテルであり得る。いずれの場合にも、複数の電極３２が存在し、これらは、感知電極として使用され、バスケット又はスプラインにおける既知の配置、及び既知の相互関係を有する。このため、カテーテルが心臓内に配置されると、例えば、電流位置マップを構築することにより、心臓内の電極３２の各々の位置が分かる。電流位置マップを生成するための１つの方法は、参照により本明細書に組み込まれる、本願発明の譲受人に譲渡された米国特許第８，４７８，３８３号（Ｂａｒ−Ｔａｌら）に記載されている。

【0044】

電気信号は、カテーテル１４の遠位先端１８に又は遠位先端１８近くに配置された電極３２からケーブル３４を介して心臓１２へと、かつ心臓１２からコンソール２４へと伝達され得る。ペーシング信号及び他の制御信号は、コンソール２４から、ケーブル３４及び電極３２を介して、心臓１２へと伝達され得る。

【0045】

ワイヤ接続部３５は、コンソール２４を、体表面電極３０、並びにカテーテル１４の位置座標及び向き座標を測定するための位置決めサブシステムの他の構成要素と連結する。プロセッサ２２又は別のプロセッサ（図示せず）は、位置決めサブシステムの要素であってもよい。参照により本明細書に組み込まれる、Ｇｏｖａｒｉらに発行された米国特許第７，５３６，２１８号において教示されているように、電極３２及び体表面電極３０を使用して、アブレーション部位における組織インピーダンスを測定してもよい。温度センサ（図示せず）、通常、熱電対又はサーミスタが、カテーテル１４の遠位先端１８近くに搭載されてもよい。

【0046】

コンソール２４には通常、１つ又は２つ以上のアブレーション電力発生装置２５が収容されている。カテーテル１４は、例えば、高周波エネルギー、超音波エネルギー、及びレーザー生成光エネルギー等の任意の既知のアブレーション技術を使用して、心臓にアブレーションエネルギーを伝導するように適合され得る。そのような方法は、参照により本明細書に組み込まれる、本願発明の譲受人に譲渡された、米国特許第６，８１４，７３３号、同第６，９９７，９２４号、及び同第７，１５６，８１６号に開示されている。

【0047】

一実施形態では、位置決めサブシステムは、磁場生成コイル２８を使用して、所定の作業体積内に磁場を生成し、カテーテルにおけるこれらの磁場を検知することによって、カテーテル１４の位置及び向きを判定する磁気位置追跡配置を含む。好適な位置決めサブシステムは、参照により組み込まれる、米国特許第７，７５６，５７６号及び上記の米国特許第７，５３６，２１８号に記載されている。

【0048】

上述のように、カテーテル１４は、コンソール２４に連結されており、これにより操作者１６は、カテーテル１４を観察し、その機能を調節することができる。コンソール２４は、プロセッサ、好ましくは、適切な信号処理回路を有するコンピュータを含む。プロセッサは、モニタ２９を駆動するように連結される。信号処理回路は、通常、カテーテル１４内の遠位に位置する上述の（図示しない）センサ及び複数の位置検知電極によって生成される信号を含むカテーテル１４からの信号を、受信、増幅、フィルタリング、及びデジタル化する。デジタル化された信号は、コンソール２４及び位置決めシステムによって受信され、カテーテル１４の位置及び方向を計算し、かつ以下に更に詳細に記載される電極からの電気信号を分析するために使用される。

【0049】

簡略化のために図示されないが、通常、システム１０は、他の要素を備える。例えば、システム１０は、心電図（ＥＣＧ）モニタを含み得るが、このＥＣＧモニタは、ＥＣＧ同期信号をコンソール２４に供給するために、１つ又は２つ以上の体表面電極から信号を受信するように連結される。上述のように、システム１０は、通常、被験者の身体の外側に取り付けられた外側取付参照パッチ上、又は、心臓１２内に挿入され、心臓１２に対して固定位置に維持された内側に位置するカテーテル上のいずれかに、参照位置センサも含む。システム１０は、画像データを外部ＭＲＩユニット等のような外部の画像診断モダリティから受信することができ、以下に説明される画像を生成及び表示するために、プロセッサ２２に組み込まれ得るか、又はプロセッサ２２によって起動され得る画像プロセッサを含む。

【0050】

心房細動のマッピング
心房細動は、周期性も反復性もない伝播の複雑なパターンを特徴とする。様々な形態の解離波を分離するブロックのラインが複数存在し得る。心房の興奮時間を心房の電極メッシュに対してマッピングしようとすると、測定エラーが起こってしまう。マッピングカテーテルからの電極読取値に基づいた空間解像度は、心房細動興奮の複雑なパターンを評価するのには不適切である。

【0051】

心房細動においてマッピングされた区域の興奮を再構築する信頼性のある電気解剖学的マップを生成するためにいくつかの工程がとられるべきである。これらの工程としては、通常、取得された電位図の再処理、局所興奮到達時間の検出、及びマッピングアレイにおける様々な電極の下の組織の興奮に関連するＬＡＴを組み合わせて解釈可能なマップ又はムービーにすることが挙げられる。

【0052】

波マッピングに対する１つのアプローチは、参照により本明細書に組み込まれる、本願発明の譲受人に譲渡された米国特許出願公開第２０１６／００４５１２３号、発明の名称「ブロックのライン検出」に記載されている。本明細書に記載の手順は、フレームの前後関係、すなわち、フレーム分割における心房波を検出し、マッピングする。これらの手順は、ブロックのラインにより範囲が定められる波をマッピングするのに特に有用である。

【0053】

本発明の実施形態によれば、興奮到達時間は、最大傾き（最大−ｄＶ／ｄｔ）等の傾き、中程度の振幅、又は時間の単一原基準点ではなく、単極電位図の完全な負の傾きに基づいている。代わりに、ＬＡＴの範囲が、局所興奮を表わす傾きの各々について決定される。このＬＡＴ範囲は、興奮波が通過する時間窓を定義する、傾きの開始及び終了をそれぞれ表わすピーク及び谷により境界が画定される。

【0054】

ここから、図２を参照する。図２は、本発明の一実施形態による、作成された心房細動における一組の単極ＬＡＴである。これらの値は、本発明の一実施形態による、６４個（８×８）の電極を有する心内膜マッピングカテーテルにより生成された読取値から導出される。この表示において、各正方形は、右上角の位置番号３９（１〜６４で変動する）により特定される。正方形４１は、概ね、負の最大傾き（ｄＶ／ｄｔ）から得られ、信頼できる、太字フォントの単極ＬＡＴを示す。これらは、固定されており、変更することができない。正方形４３は、この正方形の上下にそれぞれ示された上限値及び下限値を有するＬＡＴ時間窓内に入る、通常フォントのＬＡＴを示す。これらの限界値は、ＬＡＴが定義される傾き（最大−ｄＶ／ｄｔ）の境界を画定する、ピーク及び谷の時間発生から導出される。これらの限界値は、ＬＡＴに先立ち、ＬＡＴに続き、以下に記載されるアルゴリズムが実行される前に決定される。これらの限界値内において、正方形４５内の値は、以下に記載されるアルゴリズムにより変化され得る。下線付きフォントの数字を有する正方形４５は、信頼性が足りない。正方形が無い格子における位置も、信頼性が足りない読取値を表わす。いくつかの場合には、例えば、正方形４７では、ＬＡＴ時間窓の代替の上限値及び下限値を利用でき、この正方形の右側及び左側にそれぞれ示されている。代替の限界値は、通常、短い又は長い二重電位に基づいている。すなわち、この代替の限界値は、ＬＡＴが定義される傾き（最大−ｄＶ／ｄｔ）に関する初期及び後期の傾きから導出される。これらの限界値は、アルゴリズムが実行される前に決定される。本明細書で開示された本発明の原理は、他の数の電極を有するカテーテルに適用可能である。

【0055】

ＬＡＴの最適化
上記のように、いくつかの電極におけるＬＡＴは、所定の時間窓の境界内に割り当てられ得る。あるいは、ＬＡＴは、心内電位図中の代替の傾きから割り当てられ得る。この割り当てのためのアルゴリズムは、波伝播コヒーレンス関数と呼ばれる。同関数は、各電極について、その電極のＬＡＴに対する伝播ベクトルの最小速度偏差角

【0056】

【数1】

に関する。ここから、図３を参照する。図３は、本発明の一実施形態による、単極電極についてのＬＡＴを最適化するための方法の高レベルのフロー図である。プロセスの工程は、表示の明瞭化のために、図３における特定の直線的シーケンス及び本明細書における他のフロー図に示される。しかしながら、かかる工程の多くは、並行して、非同期的に、又は異なる順序で行われてもよい点は明らかであろう。当業者であれば、プロセスを、例えば、状態図において、多数の相互に関連する状態又は事象としても代替的に表わされ得ることを理解するであろう。更に、例示されているプロセスの工程の全てが、かかる方法の実施に必要とされるわけではない。

【0057】

最初の工程４９において、心臓は、マルチ電極マッピングカテーテルにより、従来通りにカテーテル処置される。Ｂｉｏｓｅｎｓｅ Ｗｅｂｓｔｅｒから入手できるＰｅｎｔａＲａｙ（登録商標）ＮＡＶ又はＮａｖｉｓｔａｒ（登録商標）Ｔｈｅｒｍｏｃｏｏｌ（登録商標）カテーテルのようなカテーテルが、最初の工程４９に好適である。カテーテルの電極は、一方の心房の各位置とガルバニック接触状態にある。

【0058】

次に、工程５１において、電極及びその配置のマップが、電極メッシュとして表わされ得る。興奮マップから、ブロックのラインを明らかにできる。ここから、図４を参照する。図４は、本発明の一実施形態による、心房細動におけるブロックのラインを示す電極格子を示す例示的な図である。局所興奮到達時間が、正方形５３に示されている。電極位置５５のうち、いくつかは正方形５３により隠されているが、格子を形成する。質の低い電極信号は、アスタリスク５７で示されている。これらの信号は、ＬＡＴ決定用には信頼性が足りないものである。ブロック点５９は、目的とする時間窓の外側にある局所興奮到達時間を有する。ブロックのラインは、ブロック点６１の集合体により示されている。

【0059】

次に、工程６３において、心房の電気的活動が、それぞれが各位置を有する、カテーテルの複数の電極について同時に記録される。これらの各位置は、システム１０（図１）の位置追跡能を使用して決定され得る。可能であれば、最大−ｄＶ／ｄｔ偏差のような従来法を使用して、心房の脱分極が最初に検出される。参照により本明細書に組み込まれる、本願発明の譲受人に譲渡された米国特許出願第１４／６９３，０４２号において教示された方法を使用して、心室遠距離場活動が実行され得る。電位図は、各時点において、一連のフレームに分割される。

【0060】

次に、工程６５において、興奮マップが、伝播波のマップに変換される。この変換は、フレーム分割プロセスにより達成される。同プロセスは、以下で検討される。通常必須ではないが、このプロセスは、三次元の三角形メッシュとして、心房をモデル化することを要する場合がある。メッシュを生成するための方法としては、ボールピボッティングアルゴリズムが挙げられる。あるいは、メッシュは、複数の三角形を含むドロネー三角形分割として生成されてもよい。メッシュに関するフレーム分割により、変換が達成される。フレーム分割は、図６の検討において、以下に記載されている。

【0061】

ここから、図５を参照する。図５は、本発明の一実施形態による、２３７〜３９９ミリ秒の範囲における、１０個の波フレームのシーケンスである。同図の左側における２つのフレームに代表的に示されているように、区域６７に、非活動性の波が示されている。区域６９は、ブロックのライン７３により分離された、波７１を示す。フレームの左下角の数字は、時間（ミリ秒）を示す。

【0062】

図３に戻って、工程７５において、電極の興奮到達時間が最適化される。これは、反復法であり、図１５に関連して記載されている。

【0063】

制御は、最終工程７７に進む。有効な読取値が得られた各電極について、固定されたＬＡＴ又は最小速度偏差角を生成するＬＡＴが報告される。

【0064】

フレーム分割
ここから、図６を参照する。図６は、工程６５（図３）において記載される、フレーム分割を示すフロー図である。同図は、本発明の一実施形態による、フレーム分割を説明する。フレームは、最も論理的に互いに関連している複数のＬＡＴにより満たされている。本プロセス内で、伝導速度が算出される。伝導ブロックが、後続のフレーム内の対応するＬＡＴを参照して決定される。

【0065】

アルゴリズムが実行される過程中、ソースのリストが維持される。ソースのリストは、電極の番号と、関連付けられたＬＡＴを含み、これらは、隣接ＬＡＴに対してチェックされて、ブロック又は伝導が決定される。伝導性であると判明した電極の番号が、ソースリストに追加され、次回アルゴリズムが実行されるときにチェックをされる。このようにして、アルゴリズムは同じ波に属する電極番号の領域を成長させる。

【0066】

ブロック７９においては、ソースフレームが決定される。このブロックへの入力は、フレームの構造体と、距離行列と、ソース電極から得られたＬＡＴと、である。ブロック７９からの出力は、ソース電極のためのフレーム番号である。フレーム番号の割り当ては、ソース電極のＬＡＴでの、フレームの空白に基づく。割り当ての決定を支援するために、全ての空白フレームに対して、表２に示されるようなＭａｔｌａｂのルーティーンを用いて以下の特性が算出される。

【0067】

【表2】

【0068】

それぞれの空白フレームに対する特性に基づいて、決定のルールがリスト１の擬似コードに与えられる。

【0069】

リスト１
利用可能な空白フレームが無い場合、アクト最小マップ
ソース｛ｅｌｅ／ＬＡＴ｝が次のフレームに割り当てられる。
あるいはもし、１つ又は２つ以上の伝導性第１順序隣接活動を伴うフレームが利用可能である場合、
ソース｛ｅｌｅ／ＬＡＴ｝が、最も近いＬＡＴを有するフレームに割り当てられる。
あるいはもし、伝導性隣接活動を伴うフレームが１つも利用可能でない場合、
もし、最も近いＬＡＴ＜１００ｍ秒（ＡＦサイクル）である場合、
ソース｛ｅｌｅ／ＬＡＴ｝が、最も近いＬＡＴを有するフレームに割り当てられる。
あるいは、
ソース｛ｅｌｅ／ＬＡＴ｝が次のフレームに割り当てられる。
ｅｎｄ
終了

【0070】

ここから、図７を参照する。図７は、本発明の一実施形態による、Ｍａｔｌａｂルーティーンを使用する上記のアルゴリズムにより生成された、例示的なフレーム分割マップである。フレーム内の空白区域は、電極が検出され損なうことの一因とされ得るか、又はフレーム分割のプロセス中に検出される波間のブロックが存在する場合、値の再割り当ての結果として、次のフレームに存在する波の一因とされ得る。

【0071】

ここで図８を参照すると、同図は、本発明の一実施形態による、例示的フレーム分割行列８１、及び上記のアルゴリズムとＭａｔｌａｂルーティーンとにより生成された電気解剖学的マップを示す複合図である。ブロックのラインが、点により示されている。例えば行列８１上の点８３、及びマップ８７、８９上の点８５が示されている。

【0072】

領域成長
電極メッシュによる心房細動波の検出は、領域成長のアルゴリズムと、フレーム生成及び分割アルゴリズムとを要する。ここで図９を参照すると、同図は、本発明の一実施形態による、領域成長のプロセスを説明する図である。このプロセスは反復的である。例えば、番号特定により、３×３格子の中央付近の隣接電極を特定するのが都合よい。領域成長のために、正規化された伝導速度が、３×３格子内の中央の電極と、８つの隣接電極とのＬＡＴを用いて算出される。

【0073】

ブロック９３において、電極の３×３正方格子９１が特定され、破線により区切られた正方形で示される。

【0074】

次にブロック９５において、段階９７での正方格子９１において伝導が評価される。このプロセスは以下を必要とする：
（１）正方格子９１内の中央電極９９と隣接電極との間の三次元距離を算出すること、
（２）中央電極９９と隣接電極との間の局所興奮到達時間間隔を決定すること。

【0075】

追加的情報が、領域の拡張のために利用可能である：
（１）ＬＡＴ時間窓。これらは、ＬＡＴの不正確さの指標を提供する。
（２）３×３格子内の、４つの２×２正方形の伝導速度ベクトル。
（３）一次アノテーション及び、隣接ＩＣ−ＥＣＧに対するＦＦ傾き（二次アノテーション）。
（４）ＩＣ−ＥＣＧの品質及びＬＡＴ品質。

【0076】

ここで、伝導の完全性、又は伝導ブロックが、以下に基づいて決定され得る：
ＣＶ_ｎｏｒｍ＝ｄ（ＬＡＴ）／ｄ（ＬＯＣ）、式中、ＬＯＣは、心内電極の位置を指す。
ＣＶ_ｎｏｒｍ≧ＣＶ。

【0077】

ブロックは、ＣＶ_ｎｏｒｍ≦ＣＶ_{ｎｏｒｍ＿ｍｉｎ}の場合に示される。この場合には、
ＣＶ≦ＣＶ_{ｎｏｒｍ＿ｍｉｎ}である。

【0078】

代替的な伝導検出戦略は、伝導速度ベクトルの大きさを、高品質のＩＣ−ＥＣＧとＬＡＴに対してのみ決定することを含む。本方法は、ＬＡＴの不正確さに対して影響されやすいという問題がある。

【0079】

他の代替的伝導検出戦略は、標準的な方法を用いて、四次表面の３×３フィットをＬＡＴ上に適合させることを要する。これは、過剰決定のソリューションとなるが、ＬＡＴの不正確さに対してはより強いものとなる。

【0080】

フレーム分割及び領域成長に関する更なる詳細は、上記の米国特許出願公開第２０１６／００４５１２３号に見出される。

【0081】

心房興奮のマッピング
ここから、図１０を参照する。図１０は、本発明の一実施形態による、上記の手法を使用して生成された、典型的な分割マップの一部である。１つのフレームは、２つ以上の波を含んでもよく、所定の波が、複数のフレームにわたって延長することができる。そのような場合には、波は、線ハッチパターンにより、互いに区別され得る。

【0082】

本発明の実施形態において、上記のより微細なカテーテルメッシュ上に興奮波を生成するために、内挿が利用される。内挿の利点としては、比較的大きな信号振幅及び負の傾きが存在する場合、時空間的に定義されたより良好な興奮到達時間が挙げられる。そのような場合でなければ、可能性のある代替の（初期又は後期）興奮到達時間が明らかにされる。これらは、ＬＡＴ近くの大きな負の傾きを特徴とする。

【0083】

電極メッシュは、表示の目的には比較的目が粗いため、上記のＣＡＲＴＯ ３システムのような三次元マッピングシステムは、面上の点間の測地的距離に反比例するように構成され、疑似色マップでの結果を表示する、重み付け手段を使用することにより内挿されたサンプル点を有する。

【0084】

他の内挿技術としては、ラプラシアン内挿が挙げられる。しかしながら、従来の表面ラプラシアン内挿は、解剖学的メッシュにおける不規則性、例えば、頂点間距離の変動のために、平滑なＬＡＴ／波パターンを提供し得ないことに留意されたい。これらの問題点は、参照により本明細書に組み込まれる、本願発明の譲受人に譲渡された米国特許出願第１５／００９，２８５号、発明の名称「心腔の高解像度着色」の技術を適用することにより軽減され得る。

【0085】

本発明の実施形態において利用される内挿技術により、信号が「ファジィＬＡＴ」としての突然の振幅ジャンプを欠いている事例の処理が容易になる。これらは、以下に記載されている。

【0086】

ここから、図１１を参照する。図１１は、本発明の一実施形態による、興奮波表示を示すブロック図である。

【0087】

ブロック１０１において、心内電位図の同時取得及びフレーム分割を、上記のように行う。

【0088】

ブロック１０３において、電極メッシュの解像度において興奮波を生成する。ブロック１０３において、信号１０５（ＥＬＥＭＥＳＨ）として、ブロック１０１の出力である電極メッシュからの電位図を受信する。以下の興奮マップが、ブロック１０１において生成され、信号１０７として出力される。
ａｃｔマップ電極ごとの最も可能性の高いＬＡＴ
ａｃｔ固定マップ傾き及び振幅＞閾値の場合、ＬＡＴが固定される。
ａｃｔ無効この電極について利用可能な信頼性のあるＬＡＴが存在しない。

【0089】

加えて、以下の興奮マップを、ＬＡＴが固定されていない電極について利用可能である場合があるが、本明細書で開示されたアルゴリズムによって変動する場合がある。
ａｃｔ初期マップ代替の初期ＬＡＴ
ａｃｔ後期マップ代替の後期ＬＡＴ
ａｃｔ最小マップＬＡＴの下限値
ａｃｔ最大マップＬＡＴの上限値。

【0090】

更なる波マップ及び伝導速度（conduction velocity（ＣＶ））マップは、信号１１１としてのブロック１０１からの出力である。

【0091】

ブロック１１３において、通常、より詳細なメッシュ及び上記の手法を使用して、ブロック１０３で生成された波マップを、より高い解像度のフォーマットに変換する。ブロック１１３において実行される内挿手法により、コヒーレントな興奮波が生成される。同生成は、十分規定されたＬＡＴが利用可能でない場合、興奮到達時間の範囲又は初期若しくは後期の興奮到達時間の適用を要する場合がある。

【0092】

マップの内挿
上記のように、コヒーレントな波の作製は、マップの内挿を要する。この手法は、三角形メッシュが仮定されるものに関して記載される。他のメッシュ構成は、三角形に分解され得る。ここから、図１２を参照する。図１２は、本発明の一実施形態による、メッシュ上の電気波の速度ベクトルの算出を示す図である。三角形１１５は、エッジ１１７、１１９を含むエッジを有する。速度ベクトルが、各エッジに存在する。例えば、エッジ１１７についての速度ベクトル

【0093】

【数2】

は、下記により与えられる。

【0094】

【数3】

式中、ｄ_１２は、三角形１１５の頂点１２１、１２３間の距離であり、ｌａｔ_１及びｌａｔ_２は、頂点１２１、１２３における興奮到達時間である。エッジ１１９についての速度ベクトルは、同様の方法で算出される。

【0095】

三角形１１５を通過する速度

【0096】

【数4】

は、エッジ１１７、１１９に沿った速度の合計である。

【0097】

【数5】

【0098】

ここから、図１３を参照する。図１３は、本発明の一実施形態による、三角形メッシュ１２７の一部の頂点１２５における速度ベクトルの算出を示す。頂点１２５は、図１２の等式により算出された各速度ベクトルを有する、接続された三角形１２９、１３１、１３３により形成されている。三角形１２９、１３１の速度ベクトル１３５、１３７が示されている。頂点１２５に接続された全ての三角形の速度ベクトル（速度ベクトル１３５、１３７を含む）は、頂点１２５に対する垂線１４１により規定された面１３９上に投影される。例えば、ベクトル１４３、１４５は、面１３９上での速度ベクトル１３５、１３７

【0099】

【数6】

それぞれの投影である。速度ベクトル１４７

【0100】

【数7】

は、頂点１２５に接続された三角形の全ての投影された速度ベクトルの平均である。

【0101】

ここから、図１４を参照する。図１４は、本発明の一実施形態による、波マッピングに有用な特定の変数の算出を示す図である。ベクトル１４９、１５１を含む投影された速度ベクトル及びその差分ベクトル１５３は、頂点１５５に関連付けられて配置されている。２つの投影された速度ベクトル、例えば、ベクトル１４９、１５１間の角度１５７は、α_ｋにより示される。

【0102】

頂点における速度偏差ベクトルＶ_ｄは、下記式により与えられる。

【0103】

【数8】

式中、ｔｒ１及びｔｒ２は、頂点において接続された三角形（図示せず）であり、

【0104】

【数9】

は、その速度ベクトルである。本発明の実施形態によれば、速度偏差ベクトルは、心内電位図から伝播波を抽出するために最小化される。別の用途では、非伝播波、すなわち、ブロックされた波を規定するのが望ましい場合、速度偏差ベクトルは最大化されてもよい。一般的には、伝導速度が最小値、通常、０．２Ｍ／秒を下回る場合、ブロックが仮定される。

【0105】

図１４の参照を継続して、頂点１５５における速度偏差角

【0106】

【数10】

は、下記により与えられる。

【0107】

【数11】

式中、ｎは、共通の頂点１５５を形成するのに接続している三角形の数である。一般的には、速度偏差角が小さい場合、波は、コヒーレントである。伝播波を得るために、速度偏差角が最少化される。

【0108】

コヒーレントなマッピングアルゴリズム
図１１に戻って、信号１０７、１１１に含まれるマップが利用可能であり、電極が三角形メッシュとして表わされていると仮定される。

【0109】

以下の手順は、ブロック１０３において行われ得る、工程７５（図３）の一実施形態の詳細なフロー図である。ここから、図１５を参照する。図１５は、本発明の一実施形態による、心臓におけるコヒーレントな伝播波をマッピングするための方法のフロー図である。最初の工程１５９において、カテーテルの電極の内の１から得られたＬＡＴを含む情報が選択される。

【0110】

次に、判定工程１６１において、現在の電極から得られたＬＡＴが最適化される必要があるかどうかが判定される。判定工程１６１での判定が否定である場合、すなわち、読取値が無効であるか、又は、ＬＡＴが十分規定された負の傾き（最大−ｄＶ／ｄｔ）から算出されたため、固定されている場合には、更なるアクションをとる必要がない。制御は、直ちに判定工程１６７に進む。同工程１６７は、以下に記載されている。

【0111】

判定工程１６１での判定が肯定である場合、制御は、工程１６３に進む。この場合、速度偏差角

【0112】

【数12】

は、現在の電極に対応するメッシュ上の頂点について最小化される。最適化が、接続している三角形についての速度ベクトルを計算する（等式１）のに使用されるＬＡＴを調整することにより達成される。現在の電極についての調整範囲は、上記のマップであるａｃｔ最小マップ及びａｃｔ最大マップから得られる。

【0113】

次に、判定工程１６５において、工程１６３の現在の反復において計算された速度偏差角がより多くの所定の許容範囲による先の反復において計算された値から変化しているかどうかが判定される。この判定が肯定である場合、アルゴリズムが継続して進む。制御は、ループを反復するために、工程１６３に戻る。

【0114】

判定工程１６５での判定が否定である場合、速度偏差角の値が収斂しており、反復工程１６３を継続する必要がないと判定される。制御は、判定工程１６７に進む。この場合、処理されるべきより多くの電極からのデータが残っているかどうかが判定される。この判定が肯定である場合、制御は、最初の工程１５９に戻るように進み、別の電極が選択される。

【0115】

判定工程１６７での判定が否定である場合、制御は、最終工程１６９に進む。最適化されたＬＡＴが報告される。

【0116】

第１の代替実施形態
この実施形態では、ＬＡＴ傾きの前及び／又は後の代替の興奮到達時間が、短い及び長い二重電位を調整して特定される。これらの代替のＬＡＴは、最小速度偏差角の最適化に関与し得る。

【0117】

ここから、図１６を参照する。図１６は、代替の興奮到達時間が求められる本発明の別の実施形態による、心臓におけるコヒーレントな伝播波をマッピングするための方法のフロー図である。この実施形態における手順は、各電極について繰り返される。図１６に示される手順は、例えば、工程１６３を含む反復ループ及び判定工程１６５が収斂させるのに失敗し、又は、特定の電極についてのＬＡＴの信頼できる最適化をもたらすのに何らかの失敗をした場合に、図１５に関して記載される方法で調整されてもよい。そのような場合は、信号が低い振幅のもの若しくは低品質のものであるか、又は、完全に除去され得ない遠距離場活動により妨害される場合に生じる。

【0118】

判定工程１７１において、特定の電極についてのＬＡＴが固定されるか、又は、読取値が無効であるかどうかが判定される。判定工程１７１での判定が肯定である場合、アルゴリズムの残り部分は省略され、制御は、直ちに最終工程１７７に進む。

【0119】

いくつかの実施形態では、コンピュータ資源を節約するために、代替のＬＡＴ（ａｃｔ初期マップ、ａｃｔ後期マップ）に関連付けられた機能マップは、解剖学的に生成されず、代替の興奮は、まだ利用可能でなくてもよい。判定工程１７１での判定が否定ある場合、判定工程１７３において、現在の電極についての代替のＬＡＴが既に存在するかどうかが判定される。

【0120】

判定工程１７３での判定が肯定である場合、制御は、最適化工程１０９に進む。最適化工程１０９において、代替の候補の中から最小速度偏差角に対応する代替のＬＡＴを使用して、上記工程１６３に記載の反復ループ及び判定工程１６５が実行される。初期及び後期ＬＡＴの両方が利用可能である場合、最適化は、それらの両方について行われる。最適化されたＬＡＴは、速度偏差角のより小さい値に対応する結果から選択される。

【0121】

判定工程１７３での判定が否定ある場合、初期及び後期の代替のＬＡＴが、工程１７５において計算される。これらは、一次傾き付近±４０ミリ秒の窓内で見出された二次傾きから決定される。したがって、最適化工程１０９は、上記のように、計算された代替のＬＡＴに基づいて行われる。

【0122】

最適化工程１０９を行った後に、最終工程１７７において、電極メッシュについてのコヒーレントなＬＡＴが報告される。

【0123】

ここから、図１７を参照する。図１７は、本発明の一実施形態による、図１６に関して記載される方法に使用され得るデータの例示的な興奮マップである。電極メッシュについての興奮到達時間は、同図の左上に示されている。典型的な一次及び二次傾きについての表示を伴って、電極の電圧トレースが表わされている。信頼性を欠くことについてのインジケータ及び不適格の表示はそれぞれ、トレースを囲む楕円及び四角形として示される。

【0124】

微細なメッシュ及び解剖学的マップへの内挿
上記の手順は、比較的目の粗い電極メッシュ上にコヒーレントなＬＡＴを生成する。ここから、図１８を参照する。図１８は、本発明の一実施形態による、より微細な三角形メッシュにおいて表わされた心解剖構造に対する電極メッシュの関連ＬＡＴについてのフロー図である。最初の工程１７９において、コヒーレントなＬＡＴが、上記のＬＡＴ最適化手法を使用して、電極メッシュについて生成される。

【0125】

次に、工程１８１において、より高い解像度を有するマップを生成するために、電極メッシュ上のコヒーレントなＬＡＴが、２×２電極の各正方形についての双線型内挿アルゴリズムを使用し、波間及び波内ブロックを考慮して内挿される。これらのブロックは、上記の米国特許出願公開第２０１６／００４５１２３号の教示を使用して特定され得る。この工程は、比較的目の細かい内挿されたメッシュをもたらす。

【0126】

次いで、最終工程１８３において、内挿されたメッシュは、心解剖構造の目印にマッピングされる。電極位置と解剖学的メッシュ点との間の距離が２０ｍｍ未満である場合にのみ、電極位置が、解剖学的モデル、例えば、解剖学的メッシュにマッピングされる。上記のＣＡＲＴＯシステムのような現在の位置感知装置は、カテーテル電極の三次元位置を１〜２ｍｍ内で決定し得る。しかしながら、このマッピングは、解剖学的メッシュ点の（平均における）オーバーサンプリング又はアンダーサンプリングのいずれかをもたらし得る。カテーテル電極メッシュ点の数が近くの解剖学的メッシュ点の数を超える場合（２０ｍｍ未満の分離）に、オーバーサンプリングが生じる。近くの解剖学的メッシュ点の数がカテーテル電極メッシュ点の数を超える場合に、アンダーサンプリングが生じる。解剖学的メッシュ点に近い全てのカテーテル電極メッシュ点がマッピングされると、残りのカテーテル電極メッシュ点は、無効であるとマークされる。解剖学的メッシュが電極メッシュ（ｎ＝６４）に対してアンダーサンプリングされるため、好ましくは、分配されない解剖学的メッシュ点（２０ｍｍ未満）の内挿が内挿されるべきである。

【0127】

解剖学的モデルがセッション中ではなく、オフラインで作製された場合、解剖学的モデルが正確でないであろうために、カテーテルは、心臓を変形させ得る。この歪みは、カテーテルモデルにより変わる。心内電位図の傾き分析に基づいて、心内膜面に近い又は同心内膜面と接触しているカテーテル電極を繰返し特定し、配置し、セッション中に必要とされる解剖学的メッシュを調整することによる歪みを補償するのが推奨される。この方法において、伝播波が、セッション全体を通して、心解剖構造と正確に関連付けられ得る。

【0128】

ここから、図１９を参照する。図１９は、本発明の一実施形態による、図１８の方法における段階を示す一群の図である。同図の右側における図１８５は、番号付きカテーテル電極メッシュ点１８７の平滑化マップを表わす（点識別子のうちのいくつかは、明瞭化のために省略されている）。このマップは、図１８５の下部において、伝播波１８９を示す。

【0129】

図１９１は、心房の解剖学的モデルに適合されたカテーテル電極を示す。カテーテル電極の分布は、不規則な線状マーキング１９３として、このモデル上に示される。中央区域１９５は、心内膜面と接触していても又は接触していなくてもよい、マッピングカテーテルのエンベロープを表わす。

【0130】

図１９７は、解剖学的モデルにマッピングされたカテーテル電極メッシュ点の位置を表わすマップである。上記のように、同モデルは、目の細かい三角形メッシュである。複数の伝播波１９９が示される。

【0131】

第２の代替実施形態。
先の実施形態で記載される範囲内でのＬＡＴ調整は、興奮到達時間を指定するための、より広い技術の空間的事例である。同興奮到達時間は、本明細書において、「ファジィ興奮到達時間」又は「ファジィＬＡＴ」と呼ばれる。ファジィＬＡＴは、最初にＬｏｆｔｉ Ｚａｄｅｈ及び後にＢａｒｔ Ｋｏｓｋｏらにより記載された、ファジィ論理、ファジィ数学ルール及びファジィ設定の一般理論に基づくファジィ数を指す。この概念において、変数は、真の値を割り当てられる。同値は、０〜１の間の任意の実数であり得る。対照的に、ブール論理では、変数の真の値は、専ら０又は１である。この実施形態では、真の値は、検出されたＬＡＴから逸脱した際に、低下するＬＡＴに割り当てられる。更に、ファジィＬＡＴは、ファジィ数学ルールを使用して組み合わせられ得る。ファジィＬＡＴを使用して生成されたコヒーレントなマップは、「ファジィコヒーレントマップ」と呼ばれる。この概念は、初期及び後期の代替のＬＡＴを含む可能性を、ＬＡＴの範囲に小さくして、コヒーレントなマップを作製する。

【0132】

電極メッシュについての注釈
マッピングアレイにおいて、ｎｅは、アレイ中の電極の数である。
ＬＡＴ_ｅは、電極ｅ（１≦ｅ≦ｎｅ）におけるＬＡＴ（ミリ秒）である。
μ_ｅは、電極ｅにおける興奮についてのファジィメンバシップ関数である。メッシュ表面については、μ_ｅ＝１である。ファジィメンバシップ関数は、ファジィＬＡＴを定義する。最大−ｄＶ／ｄｔに関連付けられたＬＡＴは、１の値を割り当てられる。三角形のメンバシップ関数は、負の傾き及びＬＡＴに関連付けられたピーク（初期）及び谷（後期）において、ゼロにテーパーオフする。このメンバシップ関数下面積は、１に正規化される。したがって、比較的急勾配な負の傾きにより、負の傾きの境界を画定するピーク及び谷間の時間に等しい狭い底を有する、鋭く高い振幅メンバシップ関数が提供される。対照的に、浅い負の傾きにより、広い底の低い振幅のメンバシップ関数が提供される。

【0133】

解剖学的メッシュ上にマッピングされた一組の局所興奮到達時間について、
ｎｕは、メッシュにおける頂点の数である。
ＬＡＴ_ｕは、メッシュ頂点ｕ（ミリ秒）（１≦ｕ≦ｎｕ）におけるＬＡＴである。
μ_ｕは、頂点における興奮についてのファジィメンバシップ関数であり、メッシュの表面上の関数μ_ｅに相当する。μ_ｕ＝１。しかしながら、ファジィメンバシップ関数μ_ｕは、重み付き（ノッチなし）三角形メンバシップ関数の複合体である。隣接頂点のメンバシップ関数は、図２５に示されたように、主要な頂点及び隣接頂点間を伝播する波の距離及び伝導速度に関してノッチなしである。メッシュ頂点についてのクリスプなＬＡＴを導出するために、例えば、以下に記載される重心（center of gravity（ＣｏＧ））法を使用する「非ファジィ化」が必要となる。

【0134】

ここから、図２０を参照する。図２０は、本発明の一実施形態による、心内電位図からのファジィＬＡＴ導出を示す複合図である。電位図２０１は、ピーク時間２０３（Ｐ_ｅ）、谷時間２０５及び中間時間２０７を有する。メンバシップ関数μ_ｅのグラフ２０９は、時間ＬＡＴ_ｅにおける最大値と、それぞれピーク及び谷時間Ｐ_ｅ及びＶ_ｅにおけるゼロ値とを有する三角形である。

【0135】

ここから、図２１を参照する。図２１は、本発明の一実施形態による、心内電位図の形態に対するファジィＬＡＴに関する複合図である。心内電位図２１１の負の傾きは、目的とする時間窓についての参照を提供する。心内電位図２１３において、広く伝播する細動波が、それぞれピーク及び谷時間Ｐ_ｅ及びＶ_ｅに対応する、垂直破線により境界された３ミリ秒の傾きを生成する。グラフ２１５において、最大メンバシップ値である最大（μ）は、１にならなければならない。次いで、曲線２１７下面積は、１．５になる。

【0136】

関数μ_ｅのプロットの形態は、電極と心内膜との間の接触状態に関連し得る。ここから、図２２を参照する。図２２は、本発明の一実施形態による、心内膜から異なる距離にある電極についての関数μ_ｅの一連のプロットである。グラフ２１９において、電極は、心内膜と接触している。グラフ２２１、２２３において、電極は、心内膜から離れた距離に位置している。曲線はますます広がり、関数μ_ｅの最大値は、心内膜からの距離の増大につれて減少する。

【0137】

ここから、図２３を参照する。図２３は、本発明の一実施形態による、マルチ電極カテーテルから得られた関数μ_ｅの一連のプロットである。鋭いピークを有する三角形、例えば、三角形２２５は、心内膜と接触している電極に対応する。他の三角形は、接触していない。一般的には、三角形の底辺の幅が大きいほど、この関数の最大値は小さくなり、電極と心内膜との間の距離が長くなる。

【0138】

ファジィコヒーレントマッピングの目的のメッシュは、カテーテル電極メッシュ又は心解剖構造をモデル化するメッシュのいずれかであり得る。この開示の目的で、「主要な頂点」とは、カテーテル電極のうちの１つの位置に最も密接に対応するメッシュにおける頂点を指す。

【0139】

ファジィコヒーレントマッピングについての注釈
３Ｄ空間中の電極位置
Ｐ_ｅ 電極位置
Ｓ_ｐｅ 一組のマッピングアレイ上の電極位置（ｎｅ）。
メッシュの定義
Ｔｕ_ｉ メッシュ三角形、１≦ｉ≦ｎＴｕ
ｎＴｕ メッシュ三角形数
Ｖｕ_ｊ メッシュ頂点、１≦ｊ≦ｎＶｕ
ｎＶｕ メッシュ頂点の数
Ｍｕ 一組のＴｕ及びＶｕ
メッシュ頂点について
ＰＶノード 主要な頂点ノード
ＮＢノード 隣接ノード
ＥＸノード 外挿されたノード（主要な頂点ノード又は隣接ノードのいずれでもない）
各頂点は、以下の組のうちの１つに属する。
ａ組 ＬＡＴなし（ＥＸノード）
ｂ組 正確に１つのファジィＬＡＴ（ＰＶ又はＮＢノード）
ｃ組 ２つ以上のファジィＬＡＴ（ＰＶ又はＮＢノード）。

【0140】

距離行列は、電極と解剖学的メッシュ頂点との間で算出される。
Ｄ_ｅｕ 距離行列（ｎ_ｕ×ｎ_ｅ）

【0141】

主要な頂点上でのマッピング
Ｄ_ｅｕ及びμ_ｅと仮定すると、各電極興奮ＬＡＴ_ｅの寄与は、図２４に示された最大の真の値μ_ｕＰＶを有する、メッシュ上の最も近位の頂点（主要な頂点：ＰＶ）上にマッピングされる。
ＬＡＴ_ｅ→ＬＡＴ_ｕＰＶ；μ_ｅ→μ_ｕＰＶ

【0142】

メンバシップ関数を使用して、主要な頂点近くの隣接が定義される。隣接ＬＡＴμ_ｕは、ＬＡＴ_ｕＰＶ周囲の量ｄ_{ｕＮＢ，Ｐｖ}／ＣＶ_{ｇｌｏｂａｌ}により決定される。しかしながら、興奮の方向は、未だに不明である。ファジィメンバシップ関数は、２^＊ｄ_{ｕＮＢ，Ｐｖ}／ＣＶ_{ｇｌｏｂａｌ}の幅により平坦にされる。この操作は、図２５に示される。

【0143】

隣接は、重複してもよく、メッシュ頂点における２つ以上のファジィＬＡＴを作製する。ここから、図２６を参照する。図２６は、本発明の一実施形態による、メッシュにおける隣接の重複を示す図である。図２６の左側は、グループ２２７であり、隣接する３つの主要な頂点は、主要な頂点が中心にある各円により表わされている。同図の右側は、グループ２２９であり、同グループにおいて、主要な頂点の隣接頂点が上記のように定義されている。いくつかの隣接頂点、例えば、頂点２３１、２３３は、２つ以上の隣接内にある。

【0144】

ここから、図２７を参照する。図２７は、本発明の一実施形態による、メッシュの隣接を示し、２つのグラフを提示する。この図は、メッシュ頂点における複数のファジィＬＡＴが異なる真の値を有し得ることを示す。伝播波は、矢印２３５により示される。ファジィＬＡＴ ２３７、２３９、２４１は、３つの別々の隣接のグループ２３４にあり、グラフ２５１に示されたように、各真の値２４５、２４７、２４９を有する。グラフ２５３は、重み付きのノッチが無い三角形メンバシップ関数の複合体である、メンバシップ関数を示す。グループ２４３についてのファジィＬＡＴの算出は、「重心」（ＣｏＧ）法を使用する。同方法において、メンバシップ関数は、曲線下面積が等しくなるように、２つの部分に分割される。

【0145】

ここから、図２８を参照する。図２８は、本発明の一実施形態による、主要な頂点のグループにおけるＣｏＧに基づくファジィＬＡＴの算出を示す複合図である。関数μ_ｕは、３つの主要な頂点２５５、２５７、２５９について、プロットとしてグラフ的に示され、及びこの関数は、図式表示２６１における頂点周囲のゾーンにより離散化される。ＣｏＧ２６３は、頂点２５５、２５７、２５９についての関数μ_ｕの複合プロット２６５を有する。

【0146】

多くの頂点（ＥＸノード）は、割り当てられた関数μ_ｕを欠いている場合がある。ＥＸノードについての関数μ_ｕの値は、主要な頂点（ＰＶノード）近くを通過する、外挿された興奮波の評価により割り当てられる。ここから、図２９を参照する。図２９は、本発明の一実施形態による、外挿された頂点を有するメッシュを示す。関数μは、頂点について下記のように算出される。
１．メッシュ上のＥＸノードと全ての主要な頂点との間の最短距離を算出する。
２．関数μ_ｕＥＸ＝ｆ（μ_ｕＰＶ，ｄ_{ＰＶ，ＥＸ}）の値を算出する。プロット２６７に示されたように、５つの最も高い真の値を有する関数μ_ｕＥＸの場合のみが考慮されることを除いて、この算出は、上記の隣接ノードの初期化と同様である。
３．工程２において組み合わせられた関数μ_ｕＥＸから、ＣｏＧ法を使用してファジィＬＡＴを算出する。

【0147】

ファジィコヒーレントマッピングにおける興奮の最適化
ここから、図３０を参照する。図３０は、本発明の一実施形態による、ファジィ興奮を最適化する方法のフロー図である。最初の工程２６９において、関数μ_ｕについての初期値は、メッシュの興奮フレームにおける、主要な頂点及び隣接ノードに割り当てられる。これらの手順は、上記に記載されており、ここでは繰り返さない。

【0148】

次に、工程２７１において、コスト関数が評価される。コスト関数の値は、メッシュ頂点についての全ての最大ファジィ真の値μ_ｕの平均である。この結果は、近位頂点のメンバシップ関数の重み付けを小さくすることにより大きくなる。

【0149】

次に、判定工程２７３において、現在の反復におけるコスト関数が（所定の許容範囲内で）先の反復のコスト関数より小さいかどうかが判定される。この判定が否定である場合、制御は、最終工程２７５に進み、この手順は終了する。

【0150】

判定工程２７３での判定が肯定である場合、制御は工程２７７に進む。関数μ_ｕの値は、現在の頂点についての速度偏差ベクトルを最小化することを含む最適化手法に基づいて更新される。この手法は、図１４に関して記載される手法に類似する。その詳細については、簡略にするため繰り返さない。その効果は、興奮波の伝導において、均一性を最大化することであり、少なくとも０．２ｍ／秒で伝達する。そのような波は、通常、連続的な方法において伝播すべきである。工程２７７が完了した時点で、各関数μ_ｕを有する一組のファジィＬＡＴが存在する。

【0151】

コスト関数が連続的な反復において最適化されるため、図３１に示されたように、関数μ_ｕの値は大きくなり、その広がりは小さくなる。図３１は、本発明の一実施形態による、最適化前後のメッシュの頂点における関数μ_ｕの２つのプロットである。

【0152】

図３０に戻って、次に、工程２７９において、値ＬＡＴ_ｕは、関数μ_ｕの現在の値から計算される。次いで、この手順が、工程２７１において反復する。隣接頂点のうちの少なくとも１つがμ_ｕ＞μ_{ｕ ｍｉｎ}を有するかどうかの訂正について、頂点がマークされる。関数μ_ｕが訂正についてマークされている全てのファジィＬＡＴは、各反復の終了時に同時に更新される。各反復工程において、頂点におけるファジィＬＡＴは、等式１〜４の検討において上記のように、周囲の三角形の速度ベクトルとこれらのベクトルの平均との間の角度を最小化するように調整される。下限値は、ブロックのラインを除外するために、速度に置かれる。

【0153】

ここから、図３２を参照する。図３２は、本発明の一実施形態による、隣接頂点を含む区域内の中央における均一な伝導の最適化を示す図である。この図は、２８ミリ秒のファジィＬＡＴを有する頂点２８１を示す。伝導速度は、矢印の隣に示されている。ファジィＬＡＴ（ＬＡＴ_２−ＬＡＴ_６）を有する５つの隣接頂点が、示されたように、各伝導ベクトルを有する頂点２８１を取り囲んでいる。一般的には、平均ＣＶが正である場合、波は、接近するより速く、点から離れるように移動する。ＣｏＧにおけるＬＡＴ（ＬＡＴ_１）は小さくならなければならない。

【0154】

ＬＡＴの変動は、三角形間の時間差により、速度ベクトルの回転をもたらす。これを取り扱うために、速度偏差角は、頂点２８１における中央ＬＡＴのステップアップ及びステップダウンを使用することにより計算される。より小さい差分角を生成する方法が選択される。

【0155】

ここから、図３３を参照する。図３３は、本発明の一実施形態による、図３２に類似する図である。この例では、伝導ブロック２８３が存在し、関数μ_ｕは更新されない。アルゴリズムが反復した後に、伝導速度が所定の最小値を下回る場合、頂点間の接続は除去される。

【0156】

当業者であれば、本発明が上記で具体的に図示及び記載されたものに限定されない点を理解するであろう。むしろ、本発明の範囲は、上述の様々な特徴の組み合わせ及び部分的組み合わせ、並びに上記の説明を読むことで当業者が想到するであろう、先行技術にはない特徴の変形例及び改変例をも含むものである。

【0157】

〔実施の態様〕
（１） 方法であって、
複数の電極を有するプローブを、生体被験者の心臓内に挿入する工程と、
前記心臓の各位置において同時に、前記電極からの電位図を記録する工程と、
前記電位図中の各興奮到達時間間隔の範囲を定める工程と、
前記興奮到達時間間隔から、電気的伝播波のマップを生成する工程と、
前記電位図の前記興奮到達時間間隔内の局所興奮到達時間を調整することにより前記波のコヒーレンスを最大化する工程と、
前記調整された局所興奮到達時間を報告する工程と、を含む、方法。
（２） 前記心臓内の組織をアブレーションして、前記波を変更することを更に含む、実施態様１に記載の方法。
（３） 前記興奮到達時間間隔が、傾きの開始及び終了を表わすピーク及び谷により範囲を定められた第１の間隔と、前記第１の間隔付近の窓を含む第２の間隔と、を含み、局所興奮到達時間を調整することが、前記第２の間隔内で行われる、実施態様１に記載の方法。
（４） 前記第１の間隔付近の前記窓が、±４０ミリ秒である、実施態様３に記載の方法。
（５） 前記電極の前記各位置における前記局所興奮到達時間が、０〜１で変動するファジィ電極メンバシップ関数（μ_ｅ）として表わされる、実施態様１に記載の方法。

【0158】

（６） 前記電気的伝播波のマップを生成することが、前記電位図を各時点での一連のフレームに分割することを含み、前記フレームが、値の行列に対する前記電極の読取値の各割り当てである、実施態様１に記載の方法。
（７） 前記電極の局所興奮到達時間を、前記値の行列から割り当てる工程と、
前記心臓の少なくとも一部を、頂点を有するメッシュとしてモデル化する工程であって、前記頂点の一部が、前記電極の前記各位置に対応する、モデル化する工程と、
前記割り当てられた局所興奮到達時間に基づいて、前記フレームから、前記頂点間の電気的伝播の伝導速度を決定する工程と、
前記伝導速度を使用して、前記波の前記コヒーレンスを計算する工程と、を更に含む、実施態様６に記載の方法。
（８） 前記波のコヒーレンスを最大化することが、
前記伝導速度を、伝導速度ベクトルとして表わすことと、
各頂点での速度偏差ベクトルを、前記伝導速度ベクトルから計算することと、
前記速度偏差ベクトルの長さを最小化することと、を含む、実施態様７に記載の方法。
（９） 前記電極の前記各位置に対応しない前記メッシュ上の頂点の興奮到達時間を内挿することを更に含む、実施態様７に記載の方法。
（１０） 前記メッシュの前記頂点における興奮到達時間が、０〜１の間で変動するファジィ頂点メンバシップ関数（μ_ｕ）として表わされ、前記頂点の各々における前記頂点メンバシップ関数が、その隣接頂点の前記頂点メンバシップ関数の重み付き組み合わせを含む、実施態様７に記載の方法。

【0159】

（１１） 前記波のコヒーレンスを最大化することが、前記メッシュの頂点における前記興奮到達時間を調整して、前記メッシュにおける前記頂点メンバシップ関数の平均値を最大化することを含む、実施態様１０に記載の方法。
（１２） 頂点メンバシップ関数を、前記メッシュの非隣接頂点に外挿により割り当てることを更に含む、実施態様１０に記載の方法。
（１３） 装置であって、
複数の電極を有し、かつ生体被験者の心臓内への挿入に適合されたプローブと、
プロセッサであって、前記電極から電気信号を受信し、かつ
前記心臓の各位置において同時に、前記電極からの電位図を記録する工程と、
前記電位図中の各興奮到達時間間隔の範囲を定める工程と、
前記興奮到達時間間隔から、電気的伝播波のマップを生成する工程と、
前記電位図の前記興奮到達時間間隔内の局所興奮到達時間を調整することにより前記波のコヒーレンスを最大化する工程と、
前記調整された局所興奮到達時間を報告する工程と、を行うように構成されている、プロセッサと、を備える、装置。
（１４） 前記心臓内の組織をアブレーションして前記波を変更するための、前記プローブに接続されたアブレーション電力発生装置を更に含む、実施態様１３に記載の装置。
（１５） 前記興奮到達時間間隔が、傾きの開始及び終了を表わすピーク及び谷により範囲を定められた第１の間隔と、前記第１の間隔付近の窓を含む第２の間隔と、を含み、局所興奮到達時間を調整することが、前記第２の間隔内で行われる、実施態様１３に記載の装置。

【0160】

（１６） 前記第１の間隔付近の前記窓が、±４０ミリ秒である、実施態様１５に記載の装置。
（１７） 前記電極の前記各位置における前記局所興奮到達時間が、０〜１で連続的に変動するファジィ電極メンバシップ関数（μ_ｅ）として表わされる、実施態様１３に記載の装置。
（１８） 前記電気的伝播波のマップを生成することが、前記電位図を各時点での一連のフレームに分割することを含み、前記フレームが、値の行列に対する前記電極の読取値の各割り当てである、実施態様１３に記載の装置。
（１９） 前記電極の局所興奮到達時間を、前記値の行列から割り当てる工程と、
前記心臓の少なくとも一部を、頂点を有するメッシュとしてモデル化する工程であって、前記頂点の一部が、前記電極の前記各位置に対応する、モデル化する工程と、
前記割り当てられた局所興奮到達時間に基づいて、前記フレームから、前記頂点間の電気的伝播の伝導速度を決定する工程と、
前記伝導速度を使用して、前記波の前記コヒーレンスを計算する工程と、を更に含む、実施態様１８に記載の装置。
（２０） 前記波のコヒーレンスを最大化することが、
前記伝導速度を、伝導速度ベクトルとして表わすことと、
各頂点での速度偏差ベクトルを、前記伝導速度ベクトルから計算することと、
前記速度偏差ベクトルの長さを最小化することと、を含む、実施態様１９に記載の装置。

【0161】

（２１） 前記電極の前記各位置に対応しない前記メッシュ上の頂点の興奮到達時間を内挿することを更に含む、実施態様１９に記載の装置。
（２２） 前記メッシュの頂点における興奮到達時間が、０〜１で変動するファジィ頂点メンバシップ関数（μ_ｕ）として表わされ、前記頂点の各々における前記頂点メンバシップ関数が、その隣接頂点の前記頂点メンバシップ関数の重み付き組み合わせを含む、実施態様１９に記載の装置。
（２３） 前記波のコヒーレンスを最大化することが、前記メッシュの前記頂点における前記興奮到達時間を調整して、前記メッシュにおける前記頂点メンバシップ関数の平均値を最大化することを含む、実施態様２２に記載の装置。
（２４） 頂点メンバシップ関数を、前記メッシュの非隣接頂点に外挿により割り当てることを更に含む、実施態様２２に記載の装置。

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】

【図14】

【図15】

【図16】

【図17】

【図18】

【図19】

【図20】

【図21】

【図22】

【図23】

【図24】

【図25】

【図26】

【図27】

【図28】

【図29】

【図30】

【図31】

【図32】

【図33】

【外国語明細書】

2017185223000001.pdf