DE112012004490T5

DE112012004490T5 - Verfahren für eine nicht-invasive Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität

Info

Publication number: DE112012004490T5
Application number: DE112012004490.8T
Authority: DE
Inventors: Kiwoong Kim; Hyukchang Kwon; Yong-Ho Lee; Kwon-Kyu Yu; Jin-Mok Kim
Original assignee: Korea Research Institute of Standards and Science KRISS
Current assignee: Korea Research Institute of Standards and Science KRISS
Priority date: 2011-10-26
Filing date: 2012-10-16
Publication date: 2014-08-21
Also published as: WO2013062259A1; KR20130045613A; US20140235996A1; KR101310747B1; DE112012004490T8

Abstract

Ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität enthält die Messung von Elektrokardiogrammdaten oder Magnetokardiogrammdaten und die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität einer Myokardoberfläche unter Verwendung der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten. Eine Signalquelle der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten ist ein Myokardoberflächenpotential, das eine skalare Größe ist. Die Abbildung verwendet einen Lead-Field-Vektor, der die Empfindlichkeit zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten darstellt, und einen modifizierten Lead-Field-Vektor, der eine Zwangsmatrix mit einer Zwangsbedingung kombiniert, in der keine Potentialquellen in einer spezifischen Region vorhanden sind.

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Die vorliegende, hierin beschriebene Erfindung betrifft im Allgemeinen Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität und insbesondere ein Verfahren zum Abschätzen einer Position einer elektrischen Myokardaktivität mit Periodizität, wie Wiedereintrittswellen oder ektopische Erregung, aus Multikanaldaten, gemessen durch Elektrokardiogramm oder Magnetokardiogramm.
2. Beschreibung des Standes der Technik
Viele Herzerkrankungen werden durch Wiedereintrittserregung oder ektopische Erregung des Myokards verursacht. Eine solche Reizleitungsanomalie entwickelt Vorhofarrhythmien, Tachykardien und ein Herzversagen, das zu einem Schlaganfall führt. Ferner ist eine Myokard-Reizleitungsanomalie der Mechanismus von Kammerflimmern, der einen plötzlichen Herztod verursacht, der aus einem Herzstillstand resultiert.
Üblicherweise wird zum Erfassen einer Myokard-Reizleitungsanomalie eine Katheterelektrode durch die Aorta und Hohlvene des Oberschenkels eingeführt, um die endokardialen Potentiale einzeln zu messen, während Positionen verändert werden. Als Alternative wird ein Multikanal-Elektrodenpatch am Epikard während einer Thorakotomie zur Messung der Endokardpotentiale befestigt.
Ein nicht-invasives Verfahren enthält Elektrokardiogramm (EKG), wobei mehrere Elektroden am Thorax und an Gliedmaßen zur Messung von Potentialen angebracht werden, und Magnetokardiogramm (MKG), wobei die elektrische Myokardaktivität durch einen ultraempfindlichen magnetischen Sensor wie eine supraleitende Quanteninterferenzeinheit (SQUID) oder ein Atommagnetometer gemessen wird.
Im Fall des Elektrokardiogramms und Magnetokardiogramms entspricht die Extraktion von Reizleitungsanomalien mathematisch einer inversen Problemlösung, die auf Multikanalmessdaten einer elektrischen Myokardaktivät beruht. Das heißt, die Position einer Stromquelle wird geschätzt.
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Extrahieren einer Stromquelle auf Basis der Multikanalmessdaten einer elektrischen Myokardaktivität. Es gibt viele Verfahren zum Extrahieren einer Stromquelle durch eine inverse Problemlösung. Es wird im Grunde angenommen, dass eine Stromquelle aus Stromdipolen an einer einzigen Position oder an mehreren Positionen besteht. Moment und Richtung der Stromdipole werden geschätzt, um die Verteilung der gemessenen Potentiale oder Magnetfelder optimal zu erklären.
Wenn angenommen wird, dass Stromdipole eine Stromquelle sind, wird eine Lösung einer Minimum-Norm-Schätzmethode durch Lösen einer linearen Gleichung bezüglich Moment und Richtung von Stromdipolen erlangt, wobei ihre Positionen festgesetzt sind. Eine nichtlineare Optimierung (z. B. Simplex, Konjugatgradient, usw.) und globale nichtlineare Optimierung (z. B. genetischer Algorithmus, simuliertes Annealing, usw.) durch randomisierte Schätzung werden verwendet, um den Moment, die Richtung und Position von Stromdipolen durch einen sich wiederholenden Versuch zu erhalten.
Ein sogenannter Elektrophysiologie-(EP)Test überprüft die elektrische Myokardaktivität mit einem Katheter. Der EP-Test untersucht die elektrische Myokardaktivität durch Einsetzen des Katheters in einen menschlichen Körper und Kontaktieren einer Elektrode auf dem Endokard. Da der EP-Test invasiv ist, beinhaltet er immer das Risiko eines chirurgischen Eingriffs. Insbesondere ist eine messbare Region auf das Endokard begrenzt. Obwohl der Katheter in den linken Vorhof und die linke Herzkammer durch die Aorta eingesetzt werden kann, kann er den rechten Vorhof und die rechte Herzkammer nicht ohne Perforation der Scheidewand erreichen. Auch wenn der Katheter in den rechten Vorhof und die rechte Herzkammer durch die Hohlvene eingesetzt werden kann, kann er ebenso nicht den linken Vorhof und die linke Herzkammer ohne Perforation der Scheidewand erreichen.
Ferner können ein Patient oder Ärzte einer übermäßigen Strahlung wie Röntgenstrahlung während eines chirurgischen Eingriffs ausgesetzt sein, der mehrere Stunden dauern kann, um die Elektrode an einer korrekten Position anzubringen. Insbesondere ist ein zusätzliches magnetisches Positionsverfolgungssystem (z. B. Carto-System) für eine räumliche Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität erforderlich, da ein zweidimensionales Strahlungsbild keine räumlichen Informationen über eine Katheterposition liefern kann.
Im Fall einer epikardialen Elektrodenanordnung hat nicht nur ein Patient eine große Last durch die Thorakotomie zu tragen, sondern es ist auch eine Spezialtechnik zur Befestigung der Elektrode erforderlich. Ferner kann die epikardiale Elektrodenanordnung nicht zur Prognoseüberwachung nach einem chirurgischen Eingriff verwendet werden.
Im Falle einer nicht-invasiven Stromabbildung wird die Position einer Stromquelle durch Lösen des inversen Problems mit einem Multikanal-Elektrokardiogramm oder Multikanal-Magnetokardiogramm geschätzt. Die nicht-invasive Stromabbildung ist jedoch eine Stromquellenschätzung durch Lösung eines schlecht gestellten inversen Problems auf Basis von nicht-invasiven Messdaten. Daher weist die Schätzung einer schwachen Stromquelle oder tiefen Stromquelle signifikante Fehler auf. Infolgedessen unterliegt die nicht-invasive Stromabbildung in der klinischen Anwendung Einschränkungen.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung stellen ein Verfahren zum Schätzen einer Position einer elektrischen Myokardaktivität mit Periodizität, wie Wiedereintrittswellen oder ektopische Erregung, aus Multikanaldaten bereit, die durch Elektrokardiogramm oder Magnetokardiogramm gemessen werden.
Ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann die Messung von Elektrokardiogrammdaten oder Magnetokardiogrammdaten und die Abbildung der elektrischen Aktivität auf der Myokardoberfläche unter Verwendung der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten enthalten. Eine Signalquelle der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten ist ein Myokardoberflächenpotential, das eine skalare Größe ist. Das Abbildungsverfahren verwendet einen Lead-Field-Vektor, der die Empfindlichkeit zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den EEG- oder MKG-Daten darstellt, und einen modifizierten Lead-Field-Vektor, der eine Zwangsmatrix mit einer Zwangsbedingung kombiniert, wo in einer bestimmten Region keine Potentialquellen vorhanden sind.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann eine Abbildung des Grades der elektrischen Aktivität ein Minimalvarianz-Raumfilter verwenden und die Zwangsbedingung kann den Einfluss korrelierter Quellen unterdrücken, die sich in anderen Regionen befinden, um eine Interferenz, die von den korrelierten Quellen erzeugt wird, zu Zielquellen zu vermeiden, die durch das Minimalvarianz-Raumfilter geschätzt werden.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann eine Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität das Erzeugen eines Oberflächennetzes, um eine Grenzelementmethode als elektrisches Leitermodell eines peripheren Organs zu verwenden, einschließlich des Myokards und Thorax; das Berechnen eines Lead-Field-Vektors zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; das Extrahieren einer Kovarianzmatrix unter Verwendung im Multikanal gemessener Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; das Erhalten einer Zwangsmatrix durch Anwenden einer Zwangsbedingung, wobei es in einer spezifischen Region keine Potentialquelle gibt; das Erhalten eines modifizierten Lead-Field-Vektors, der die Zwangsbedingung enthält, aus dem Lead-Field-Vektor; und das Berechnen einer elektrischen Aktivitätsleistung eines Scheitelpunkts einer Myokardoberfläche unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors und der Kovarianzmatrix enthalten.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann das Verfahren des Weiteren mindestens einen der folgenden Schritte enthalten: MRT- oder CT-Messung, die Herz und Thorax beinhaltet; Bilden eines elektrischen Leitermodells des individualisierten Herzens und Organs des Patienten unter Verwendung von MRT- oder CT-Daten; und Trennen einer zur Lokalisierung gewünschten Magnetokardiogramm- oder Elektrokardiogrammwellenform unter Verwendung Statistiken zweiter oder höherer Ordnung, wie einer unabhängigen Komponentenanalyse.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität des Weiteren mindestens einen der folgenden Schritte enthalten: Bildung eines Minimalvarianz-Raumfilters unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors; Extrahieren des Grades an elektrischer Aktivität eines Oberflächenpotentials unter Verwendung eines Minimalvarianz-Raumfilters, in dem die Zwangsbedingung enthalten ist; Extrahieren einer Stromquelle unter Verwendung des Oberflächenpotentials; Berechnen einer imaginären Kohärenz zwischen elektrischen Aktivitäten mehrerer der Oberflächenpotentiale; und das Extrahieren einer extrahierten Position einer Route eines abnormalen Kreislaufs, der durch die Stromquelle gebildet wird.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann das Berechnen eines Lead-Field-Vektors das Berechnen eines Organoberflächenpotentials, das durch ein Einheitspotential einer Myokard-Gewebeoberfläche gebildet wird, durch eine Grenzelementmethode; und das Berechnen eines Potentials an einer Elektrokardiogrammelektrode oder eines Magnetfeldes an einem Magnetokardiogrammsensor aus dem Organoberflächenpotential durch eine Grenzelementmethode enthalten.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität das Bilden eines Oberflächennetzes zur Verwendung einer Grenzelementmethode in einem elektrischen Leitermodell eines peripheren Organs, einschließlich Myokard und Thorax; das Berechnen eines Lead-Field-Vektors zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; das Extrahieren einer Kovarianzmatrix unter Verwendung der im Multikanal gemessenen Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; das Erlangen einer Zwangsmatrix durch Anwenden einer Zwangsbedingung, wobei es in einer spezifischen Region keine Potentialquelle gibt; das Erlangen eines modifizierten Lead-Field-Vektors, der die Zwangsbedingung enthält, aus dem Lead-Field-Vektor; das Bilden eines Minimalvarianz-Raumfilters unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors; und das Extrahieren des Grades an elektrischer Aktivität eines Oberflächenpotentials unter Verwendung des Minimalvarianz-Raumfilters, in dem die Zwangsbedingung enthalten ist, enthalten.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität mindestens eine der Schritte Extrahieren einer Stromquelle unter Verwendung des Oberflächenpotentials; Berechnen einer imaginären Kohärenz zwischen elektrischen Aktivitäten mehrerer Oberflächenpotentiale; und Extrahieren einer Ablationsposition einer Route eines abnormalen Kreislaufs, der durch die Stromquelle gebildet wird, enthalten.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die vorliegende Erfindung wird angesichts der beiliegenden Zeichnungen will und beiliegenden ausführlichen Beschreibung offensichtlicher. Die darin gezeigten Ausführungsformen sind als Beispiel und in keiner Weise als Einschränkung angegeben, wobei sich gleiche Bezugszeichen auf dieselben oder ähnliche Elemente beziehen. Die Zeichnungen sind nicht unbedingt maßstabgetreu, sondern der Schwerpunkt liegt vielmehr auf der Darstellung von Aspekten der vorliegenden Erfindung.
1 ist ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
2A und 2B sind Flussdiagramme, die ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigen.
3 zeigt eine Magnetokardiogramm-Messvorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
4 zeigt eine periodische Rotationserregung gegen den Uhrzeigersinn eines Myokards gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
5 zeigt ein Myokardoberflächenpotential, das durch ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß der vorliegenden Erfindung unter Verwendung eines Magnetfeldes oder von Magnetokardiogrammdaten berechnet wird, die an entsprechenden Positionen berechnet werden, wo Magnetokardiogrammsensoren angeordnet sind. Das Magnetfeld wird durch eine Variation eines Myokardpotentials von 4 erzeugt.
Bezugszeichenliste

10: Magnetabschirmraum
14: Magnetokardiogramm-Messvorrichtung

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG VON AUSFÜHRUNGSFORMEN
Ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung berechnet die Position der elektrischen Myokardaktivität unter Verwendung von Daten, die von Multikanalsensoren gemessen werden. Dieses Verfahren kann sowohl bei Multikanal-Elektrokardiogramm- wie auch Multikanal-Magnetokardiogramm-Messdaten angewendet werden. Der Einfachheit wegen werden nur die Magnetokardiogramm-Messdaten beschrieben.
Ein strahlformendes Verfahren, das eine Minimalvarianz-Raumfiltermethode ist, schätzt eine Stromquelle nicht zu einem spezifischen Zeitpunkt, sondern schätzt eine Stromquelle aus einer Kovarianzmatrix, die aus Multikanaldaten erlangt wird, für eine gewisse Zeitperiode. Somit ist das strahlformende Verfahren zur Lokalisierung einer Stromquelle mit Periodizität wie einer Wiedereintrittswelle geeignet. Das strahlformende Verfahren hat jedoch eigene Nachteile. Der erste Nachteil ist, dass die Richtung von Stromdipolen vor dem Berechnen der Quellenenergie in einem Strahlformer auf Basis eines Äquivalentstrom-Dipolmodells bekannt sein sollte. Wenn die Richtung der Stromdipole falsch geschätzt wird, ist ein Fehler in der Energieberechnung durch den Strahlformer sehr groß.
Im Fall einer Elektroenzephalographie-(EEG) oder Magnetoenzephalographie-(MEG)Studie, in der ein Strahlformer weitgehend angewendet wird, ist eine Stromquelle, die ein Magnetfeld erzeugt, eine pyramidenförmige Zelle, deren Richtung an einer Großhirnrindenschicht gut definiert ist. Somit kann die Stromquelle als Stromdipol genähert werden.
Im Falle des Herzens jedoch pflanzt sich die elektrische Erregung entlang Myokardfasern fort, während sukzessive eine Wellenfront gebildet wird. Somit ist das Stromdipolmodell strukturell für das Herz ungeeignet.
Das zweite Problem des Strahlformers ist, dass, wenn mehrere korrelierte Signalquellen vorhanden sind, diese räumlich nicht getrennt werden können. Insbesondere, wenn die Signalquellen der Reihe nach aktiviert werden, haben sie eine starke Korrelation und können fast nicht voneinander getrennt werden.
Daher schlägt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur effektiven Lokalisierung von Stromquellen oder Potentialquellen vor.
Es werden nun beispielhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ausführlicher unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, in welchen beispielhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung dargestellt sind. Beispielhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können jedoch in vielen verschiedenen Formen ausgeführt werden und sollten nicht als auf die hier dargestellten Ausführungsformen beschränkt werden. Vielmehr sind diese beispielhaften Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung bereitgestellt, damit diese Beschreibung umfassend und vollständig ist und Fachleuten auf dem Gebiet das Konzept von beispielhaften Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung umfassend vermittelt. In den Zeichnungen können die Größen und relativen Größen von Elementen der Deutlichkeit wegen übertrieben sein. Gleiche Bezugszeichen beziehen sich durchgehend auf gleiche Elemente.
1 ist ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
2A und 2B sind Flussdiagramme, die ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigen.
Unter Bezugnahme auf 1 und 2A und 2B enthält ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität das Messen von Elektrokardiogrammdaten oder Magnetokardiogrammdaten (S111) und die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität einer Myokardoberfläche unter Verwendung der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten (S112). Eine Signalquelle der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten ist ein Myokardoberflächenpotential, das eine skalare Größe ist. Die Abbildung verwendet einen Lead-Field-Vektor, der die Empfindlichkeit zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten darstellt, und einen modifizierten Lead-Field-Vektor, der eine Zwangsmatrix mit einer Zwangsbedingung kombiniert, wo in einer spezifischen Region keine Potentialquellen vorhanden sind.
Der Abbildungsschritt (S112) verwendet ein Minimalvarianz-Raumfilter. Die Zwangsbedingung kann den Einfluss korrelierter Quellen unterdrücken, die sich an anderen Regionen befinden, um eine Interferenz, die aus den korrelierten Quellen erzeugt wird, zu Zielquellen zu verhindern, die durch das Minimalvarianz-Raumfilter geschätzt werden.
Der Abbildungsschritt (S112) kann die Bildung eines Oberflächennetzes, um eine Grenzelementmethode als ein elektrisches Leitermodell eines peripheren Organs, einschließlich des Myokards und Thorax, zu verwenden (S131), das Berechnen eines Lead-Field-Vektors zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten (S134), das Extrahieren einer Kovarianzmatrix unter Verwendung der im Multikanal gemessenen Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten (S142), das Erhalten einer Zwangsmatrix durch Anwenden einer Zwangsbedingung, in der in einer spezifischen Region keine Potentialquelle vorhanden ist (S151), das Erlangen eines modifizierten Lead-Field-Vektors, der die Zwangsbedingung enthält, aus dem Lead-Field-Vektor (S152), und das Berechnen einer elektrischen Aktivitätsenergie eines Scheitelpunkts einer Myokardoberfläche unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors und der Kovarianzmatrix (S153) enthalten.
Gemäß einer modifizierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann der Abbildungsschritt (S112) das Bilden eines Oberflächennetzes, um eine Grenzelementmethode als ein elektrisches Leitermodell eines peripheren Organs, einschließlich des Myokards und Thorax, zu verwenden (S131), das Berechnen eines Lead-Field-Vektors zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten (S134), das Extrahieren einer Kovarianzmatrix unter Verwendung der im Multikanal gemessenen Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten (S142), das Erhalten einer Zwangsmatrix durch Anwenden einer Zwangsbedingung, in der in einer spezifischen Region keine Potentialquelle vorhanden ist (S151), das Erlangen eines modifizierten Lead-Field-Vektors, der die Zwangsbedingung enthält, aus dem Lead-Field-Vektor (S152), das Bilden eines Minimalvarianz-Raumfilters unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors (S154) und das Extrahieren des Grades an elektrischer Aktivität eines Oberflächenpotentials unter Verwendung des Minimalvarianz-Raumfilters, in dem die Zwangsbedingung enthalten ist (S155), enthalten.
Das Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet ein Oberflächenpotentialquellenmodell (Myokardoberflächenmodell) auf Basis eines äquivalenten Doppelschichtmodells anstelle eines Stromdipolmodells, das als Myokard-Stromquelle ungeeignet ist. Gemäß dem äquivalenten Doppelschichtmodell (oder Oberflächenpotentialquellenmodell) können alle Stromquellen in einem Herzraum äquivalent als Oberflächenpotential auf dem Myokard angegeben werden, das das Herz umgibt.
Die Myokardoberflächenpotentialquelle kann ein Potential, das durch die elektrische Leitfähigkeit peripherer Organe beeinflusst wird, auf der Oberfläche eines Brustkorbs erzeugen und das Potential kann durch ein Elektrokardiogramm gemessen werden. Alternativ kann die Myokardoberflächenpotentialquelle bioelektrischen Strom erzeugen, der durch die elektrische Leitfähigkeit peripherer Organe beeinflusst wird. Die Myokardoberflächenpotentialquelle kann Strom induzieren und ein Magnetfeld, das durch den Strom erzeugt wird, kann durch eine Magnetokardiogrammvorrichtung gemessen werden.
Da ein Oberflächenpotential des Myokards eine Quelle ist, muss das Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität nur eine einzige skalare Größe berechnen. Ferner muss in einem herkömmlichen Minimalvarianz-Raumfilter der gesamte Herzraum in ein dreidimensionales Netz geteilt werden, um die Quellenenergie für Scheitelpunkte aller Netze zu messen. Das Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität kann jedoch die Berechnungsmenge signifikant verringern, da ein Quellenenergie-Schätzungspunkt auf Scheitelpunkte eines Oberflächenpotentials eines Myokardoberflächenmodells beschränkt ist.
Wenn ein Wert einer Potentialquelle bekannt ist, wird eine Prozedur zum Berechnen eines Elektrokardiogramm-Messwertes oder eines Magnetokardiogramm-Messwertes als Vorwärtsproblem bezeichnet. Übrigens wird eine Prozedur zum Erhalten eines Wertes einer Potentialquelle aus einem Messwert als inverses Problem bezeichnet.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden ein elektrisches Leitermodell und eine Grenzelementmethode (BEM) zur Berechnung eines Leitungsstromeffekts peripherer Organe oder innerer Organe im Vorwärtsproblem verwendet. Insbesondere verwendete im BEM das elektrische Leitermodell ein Oberflächennetzmodell, das das Herz, bestehend aus zwei Vorkammern und zwei Herzkammern, einen Torso und die Lunge enthielt.
Ein CT- oder MRT-Ergebnis wird zum Kombinieren anatomischer Informationen jeweiliger Patienten verwendet (S121). Aus dem CT- oder MRT-Ergebnis werden Oberflächen des Herzens, des Torsos und der Lunge des Patienten segmentiert, so dass sie dreieckig vernetzt sind. Die vernetzten Oberflächen der entsprechenden Organe bilden eine geschlossene Oberfläche (S122).
Den Scheitelpunkten des dreieckigen Netzes, die jeweils das Herz darstellen, werden Werte der Myokardoberflächenpotentialquelle verliehen. Wenn ein Potentialwert um eine Einheit an jedem Scheitelpunkt eines Myokardoberflächennetzes variiert, das eine Oberfläche des Herzens darstellt, wird eine Vektormatrixversion des Variationsgrades eines Messwertes an jedem Messsensorkanal des Elektrokardiogramms oder Magnetokardiogramms als Lead-Field-Vektor bezeichnet.
Wenn eine Oberfläche eines Netzes jedes Organs S^k ist, ist ein Potential φ(r) an einem Punkt r auf einer spezifischen Oberfläche S^l durch eine Grenzelementmethode als folgende Gleichung (1) gegeben. Gleichung (1)
In der Gleichung (1), stellen σ₊ ^k und σ_– ^k elektrische Leitfähigkeiten an der Außenseite bzw. der Innenseite einer k-ten Oberfläche dar; l stellt eine spezifische Oberfläche von Interesse dar; φ^∞ stellt ein Anfangspotential dar; σ_s stellt die elektrische Leitfähigkeit an einer Quellenposition dar; K stellt die Anzahl geschlossener Oberflächen dar, die ein Organ bilden; φ(r') stellt ein Potential am Punkt r' auf einer Oberfläche S^k dar; σ_– ^l stellt eine elektrische Leitfähigkeit an der Innenseite einer l. Oberfläche dar; und σ₊ ^l stellt eine elektrische Leitfähigkeit an der Außenseite der l. Oberfläche dar.
Ein Lead-Field-Vektor zwischen einem Oberflächenpotential am Myokard und Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten kann berechnet werden (S134).
Das Potential φ(r) einer Organoberfläche, das durch ein Einheitspotential einer Myokard-Gewebeoberfläche erzeugt wird, kann unter Verwendung des ersten Terms an der rechten Seite der Gleichung (1) berechnet werden.
Um den Lead-Field-Vektor zu erhalten, wird er berechnet, während ein Einheitspotential in einen Scheitelpunkt der Myokardoberfläche gesetzt wird.
Unter Bezugnahme auf die Gleichung (1) können Potentiale der Oberflächennetze entsprechender Organe berechnet werden und ein Potential an einem Brustkorboberflächennetz ist eine Messeinheit des Elektrokardiogramms (S132).
Es kann ein Magnetfeld aus den oben erhaltenen Potentialen φ(r') an den Oberflächennetzen entsprechender Organe berechnet werden (S133). Gleichung (2)
Wenn als Ergebnis ein Magnetokardiogramm-Messmagnetfeld (oder Elektrokardiogramm-Messpotential) B ist, ist ein Potentialwert eines Myokardoberflächennetzes s und ein Lead-Field-Vektor L, dann gilt B = Ls.
Das Ziel ist, den Potentialwert s des Myokardoberflächennetzes aus dem Messmagnetfeld B zu erhalten, d. h., im Verhältnis s = wB zu sein. Ein Minimalvarianz-Raumfilter w wird durch Projizieren des Messmagnetfeldes B auf ein Raumfilterelement erlangt, das die beste Erklärung für den Potentialwert s der Myokardoberfläche liefert. Wenn das Minimalvarianz-Raumfilter w erhalten ist, können ein modifizierter Lead-Field-Vektor und eine Kovarianzmatrix des tatsächlichen Messwerts verwendet werden. Die Messwerte können tatsächlich gemessene Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten sein.
Aktivierungsmuster von mehreren Potentialquellen können jedoch eine Korrelation haben. In diesem Fall können die geschätzten Stellen jeder Quelle falsch berechnet werden, da die korrelierten Potentialquellen miteinander interferieren. Zur Lösung dieses Problems kann eine Zwangsbedingung, in der in einer spezifischen Region keine Potentialquelle vorhanden ist (z. B. ist keine Potentialquelle in der Herzkammer vorhanden, wenn eine Vorhofflimmern-Potentialquelle geschätzt wird), angewendet werden. Somit kann eine präzise Aktivitätsposition der Potentialquelle ermittelt werden.
Wenn eine spezifische Region, in der keine Potentialquelle vorhanden ist, Nc Oberflächenscheitelpunkt enthält, kann eine Zwangsmatrix (Lc) in der Folge definiert werden (S151). Gleichung (3)
In der Gleichung (3), stellt L(r) einen Lead-Field-Vektor am Scheitelpunkt r dar, wo keine Quelle vorhanden ist.
An diesem Punkt kann die elektrische Aktivitätsenergie P_c(r) des Scheitelpunktes r auf der Myokardoberfläche durch folgende Gleichung (4) berechnet werden (S153).
Gleichung (4)

P ^_c(r) ≡ tr{[L ~^T(r)(C + εI)^–1L ~(r)]^–1}

In der Gleichung (4), stellt C eine Kovarianzmatrix von Messwerten dar; ε stellt eine Normalisierungskonstante dar, die eine Überempfindlichkeit gegen Rauschen steuert; I stellt eine Einheitsmatrix dar; L(r) stellt einen modifizierten Lead-Field-Vektor an der Position r dar; tr stellt eine Spur dar; und T stellt eine Transponierte dar.
Der modifizierte Lead-Field-Vektor L(r) ist durch folgende Gleichung (5) gegeben (S152). Gleichung (5)
In der Gleichung (5), stellt ||°|| eine euklidische Norm dar. Eine Tiefennormalisierung kann durch Dividieren des Lead-Field-Vektors l(r) durch seine Größe bei einer zum Erlangen gewünschten Position r erfolgen, wo eine Quelle ist. Da eine Potentialquelle, die in der Tiefe vorhanden ist, für Rauschen empfindlich ist, steigt ein Schätzfehler. Die Tiefennormalisierung kann diesen Schätzungsfehler verringern.
Wenn das Messmagnetfeld B einen Durchschnitt von Zeitreihen bei entsprechenden Messkanälen null werden lässt und eine Matrix eine m × N Matrix ist (wobei m die Anzahl von Messkanälen ist und N die Anzahl von Zeitreihenproben ist), erfüllt eine Kovarianzmatrix C einen Vergleichsausdruck wie folgt: C = BB^T/(N – 1).
Herkömmlicherweise werden statistische Variablen zweiter Ordnung wie Varianzgröße zum Trennen von Stromquellen verwendet. Die statistischen Variablen zweiter Ordnung könnten nicht ausreichend sein, um P-Welle, QRS-Welle und T-Welle zu trennen, die spezifische Wellenformen eines Magnetokardiogramms (MCG) sind. Daher kann eine unabhängige Komponentenanalyse, die statistische Variable höherer Ordnung verwendet, zuvor angewendet werden, um gemessene Wellenformen in Zeitreihen zu trennen. Sobald eine zur Lokalisierung gewünschte Wellenform im Voraus unter Verwendung von Statistiken zweiter oder höherer Ordnung, wie einer unabhängigen Komponentenanalyse, getrennt wurde, kann eine Kovarianzmatrix C berechnet werden.
Ein Minimalvarianz-Raumfilter w zum Erlangen von Zeitreihen einer Potentialquellenvariation ist durch folgende Gleichung (6) gegeben (S154).
Gleichung (6)

w(r) ≡ [L ~T(r)(C + εI)^–1L ~(r)]^–1L ~^T(r)(C + εI)^–1

Daher kann die Aktivität eines Potential s eines Myokardoberflächennetzes unter Verwendung des Messmagnetfeldes B und des Minimalvarianz-Raumfilters w erlangt werden (S155). Somit kann die Potentialquelle unter Verwendung des Myokardoberflächenpotentials extrahiert werden (S156). Zusätzlich kann eine Ablationsposition einer Route, durch die ein abnormaler Kreislauf, der durch die Aktivität der Potentialquelle gebildet wird, hindurchgeht, extrahiert werden (S162).
Andererseits besteht ein Bedarf an der Beachtung einer Kohärenz der Aktivität der Potentialquelle s bei verschiedenen erhaltenen Positionen. Im Allgemeinen wird nur eine spezifische Frequenzkomponente (f) gefiltert, um die Kohärenz zu betrachten. Der Grad der Kohärenz p(f) ist durch folgende Gleichung (7) ausgedrückt. Gleichung (7)
In der Gleichung (7), stellen r1 bzw. r2 Positionen der Potentialquellenaktivität dar; f stellt eine spezifische Frequenz dar; s(r, f) stellt eine komplexe Fourier-Komponente oder komplexe Hilbert-Transformationskomponente der Potentialquellenaktivität dar; und H stellt eine Hermitische Transponierte dar.
Wenn die Kohärenz mit der Gleichung (7) erlangt wird, kann ein Ergebnis der Kohärenz aufgrund einer Interferenz einer peripheren Potentialquelle verzerrt sein. Unter der Annahme, dass es keine Kohärenz zwischen interferierenden peripheren Rauschquellen gibt, erscheint eine Kohärenz, die durch eine periphere Rauschkomponente erzeugt wird, immer als realer Teil. Daher kann die Interferenz der peripheren Rauschkomponente durch Beachtung nur eines imaginären Teils in der Gleichung (7) entfernt werden (S161).
Im Fall eines typischen Minimalvarianz-Raumfilters setzt eine Stromquelle einen Stromdipol voraus. Daher wird Energie in triaxialer Richtung an jedem Punkt eines Quellenraums (Herzposition) berechnet. Als Alternative muss Energie in Bezug auf eine Richtung eines zuvor angenommenen Dipols berechnet werden. Da jedoch ein Oberflächenpotential auf dem Myokard in der vorliegenden Erfindung eine Quelle ist, reicht es, nur eine skalare Größe zu berechnen. Ferner muss in einem herkömmlichen Minimalvarianz-Raumfilter eine Energiequelle in Bezug auf alle Netzscheitelpunkte durch Dividieren des gesamten Herzraums in dreidimensionale Netze geschätzt werden. Da jedoch ein Quellenenergie-Schätzungspunkt in der vorliegenden Erfindung auf Scheitelpunkte eines Oberflächenpotentials eines Myokardoberflächenmodells beschränkt ist, kann die Berechnungsmenge signifikant verringert werden.
3 zeigt eine Magnetokardiogramm-Messvorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Unter Bezugnahme auf 3 ist eine Magnetokardiogramm-Messvorrichtung 14 im Inneren eines Magnetabschirmungsraumes 10 montiert. Die Magnetokardiogramm-Messvorrichtung 14 kann eine supraleitende Quanteninterferenzeinheit (SQUID) mit 64-Kanälen enthalten. Die SQUID kann auf einer Ebene zur Messung von Feinstrom und eines Magnetfeldes des menschlichen Körpers angeordnet sein. Die SQUID kann bei einer extrem niederen Temperatur von –250 Grad Celsius oder weniger arbeiten. Somit kann die Magnetokardiogramm-Messvorrichtung 14 im Inneren von Kühlelementen 13 zum Messen von Strom und eines Magnetfeldes angeordnet sein. Die Kühlelemente 13 können ein Kühlmittel von einem Kühlmitteltank 15 erhalten. Die Kühlelemente 13 können im Inneren einer Gantry 12 angeordnet sein. Die Gantry 12 kann einen Abstand zwischen einer Zielperson zur Messung und dem Magnetokardiogramm 14 einstellen.
Eine Treiberschaltung 11 treibt die Magnetokardiogramm-Messvorrichtung 14 an. Ein Verstärker & Filter 16 ist im Inneren eines HF-Abschirmraumes 17 angeordnet. Eine Energiequelleneinheit 18 kann dem Verstärker & Filter 16 und dergleichen Energie zuführen. Ein Magnetokardiogrammsignal wird zur Verarbeitung und Analyse zu einer Steuerung 19 gesendet.
Ein Messsignal der Magnetokardiogramm-Messvorrichtung 14 erscheint als Magnetokardiogrammsignal mit einem ähnlichen Muster wie ein Elektrokardiogrammsignal. Das Magnetokardiogrammsignal hat P-, Q-, R-, S- und T-Spitzen, die der Reihe nach erscheinen. Das Magnetokardiogramm kann eine P-Welle, eine QRS-Welle und eine T-Welle enthalten. Im Falle eines Patienten, der an Vorhofflimmern leidet, kann die P-Welle zu einer f-Welle umgewandelt werden.
Die Magnetokardiogramm-Messvorrichtung 14 kann ein planares Gradiometersystem erster Ordnung mit 64 Kanälen sein. Magnetokardiogrammdaten können durch Trennen einer Periode, in der eine f-Welle, die eine Wiedereintrittswelle von Vorhofflimmern ist, bei einer 30-Sekunden Messung erscheint, erzeugt werden.
Die f-Welle des Vorhofflimmerns kann von ventrikulären Erregungswellen (QRS-Welle und T-Welle) unter Verwendung der unabhängigen Komponentenanalyse oder dergleichen getrennt werden. Zusätzlich können spezifische Muster auf Zeitreihen getrennt und zeitabhängig analysiert werden.
Da ein Minimalvarianz-Raumfilter im Allgemeinen eine Kovarianzmatrix eines Multikanalmesswertes verwendet, werden statistische Varianzen zweiter Ordnung wie Varianzgröße zur Trennung von Stromquellen verwendet. In einigen Fällen sind die Variablen zweiter Ordnung nicht ausreichend, um P-Welle, QRS-Welle und T-Welle zu trennen, die spezifische Wellen des Magnetokardiogramms (MCG) sind. Daher kann eine unabhängige Komponentenanalyse, die statistische Variable höherer Ordnung verwendet, im Voraus verwendet werden, um gemessene Wellenformen in Zeitreihen zu trennen.
4 zeigt eine periodische Rotationserregung gegen den Uhrzeigersinn eines Myokards gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
5 zeigt ein Myokardoberflächenpotential, das durch ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß der vorliegenden Erfindung unter Verwendung eines Magnetfeldes oder von Magnetokardiogrammdaten berechnet wird, die an entsprechenden Positionen berechnet werden, wo Magnetokardiogrammsensoren angeordnet sind. Das Magnetfeld wird aus einer Variation eines Myokard-Potentials von 4 erzeugt.
Unter Bezugnahme auf 4 und 5 wurde ein einfacher Simulationstest zur Überprüfung einer Leistung eines Verfahrens zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß der vorliegenden Erfindung durchgeführt. Ein Elektrokardiogrammsignal und ein Magnetokardiogrammsignal enthalten jeweils eine periodische P-Welle, QRS-Welle und T-Welle. Im Fall eines Patienten, der an Vorhofflimmern leidet, kann die P-Welle in eine f-Welle umgewandelt werden.
Eine Hauptursache von Vorhofarrhythmien, die eine f-Welle erzeugen, ist eine Wiedereintrittswelle. Zur Simulierung der Wiedereintrittswelle wurde ein Myokardoberflächenpotential eines Teils eines Myokardoberflächenmodells periodisch während einer Drehung gegen den Uhrzeigersinn erregt. Ein Magnetfeld, das aus einer Variation des Myokardoberflächenpotentials erzeugt wurde, wurde an entsprechenden Positionen erzeugt, wo Magnetokardiogrammsensoren angeordnet sind. Zusätzlich wurde ein Zufallsrauschen von 10 fTrms mit einer Normalverteilung mit einem berechneten Magnetfeld entsprechend jedem Sensorkanal gemischt. Das Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß der vorliegenden Erfindung wurde bei den Magnetfelddaten angewendet. Als Ergebnis erscheint eine starke Quellenenergie (Spitze des Oberflächenpotentials) in der Mittelposition der Wiedereintrittswelle.
Eine praktisch gemessene MCG-Welle eines Patienten mit chronischer Herzarrhythmie wurde unter Verwendung eines Verfahrens zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung lokalisiert. Die Messung verwendete ein Gradiometersystem erster Ordnung und die Lokalisierung wurde durch Trennen einer Periode durchgeführt, in der eine f-Welle während einer 30-Sekunden Messung erschien. Während der Messung des Magnetokardiogramms und der CT wurden Koordinatensysteme unter Verwendung des Xiphoids und der Brustwarzen des Patienten als Orientierungshilfen abgestimmt. Energie einer Potentialquelle wird in Bezug auf die f-Welle durch das Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß der vorliegenden Erfindung extrahiert.
Als Ergebnis kann eine Lokalisierung unter Verwendung eines Verfahrens zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in Minimalablationstechniken für Vorhofarrhythmien verwendet werden. Bei einem herkömmlichen chirurgischen Eingriff werden, nachdem alle möglichen Teile, wo ein abnormaler Kreislauf entstanden sein könnte, ausgeschnitten wurden, diese zusammengenäht. In dem oben stehenden Verfahren kann währenddessen eine Ablationsposition einer Route, durch die ein abnormaler Kreislauf verläuft, bereitgestellt werden, um eine Erfolgsrate des chirurgischen Eingriffs zu erhöhen und die Belastung für Patienten und Ärzte zu senken.
Ein Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine nicht-invasive Technik, da eine Aktivität einer Myokardoberfläche unter Verwendung eines Magnetokardiogramms gezeigt werden kann. Somit kann das Verfahren auch zur Prognosebeobachtung nach einer chirurgischen Behandlung von Vorhofarrhythmien verwendet werden.
Gemäß dem vorangehenden Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird eine f-Welle, die durch eine Wiedereintrittswelle der Vorhofarrhythmien gebildet wird, nicht-invasiv in einem chirurgischen Isolierungseingriff der Vorhofarrhythmien unter Verwendung von Magnetokardiogrammdaten oder Elektrokardiogrammdaten gemessen. Dieses Verfahren kann eine Position durch Lokalisieren der Wiedereintrittswelle schätzen, die die Vorhofarrhythmien verursacht. Somit kann das Verfahren dazu beitragen, einen effektiven isolierenden chirurgischen Eingriff durchzuführen.
Obwohl die vorliegende Erfindung in Verbindung mit der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben wurde, die in den beiliegenden Zeichnungen dargestellt ist, ist sie nicht darauf beschränkt. Für Fachleute auf dem Gebiet ist offensichtlich, dass verschiedene Ersetzungen, Modifizierungen und Veränderungen vorgenommen werden können, ohne vom Umfang und Wesen der vorliegenden Erfindung abzuweichen.

Claims

Verfahren zur Abbildung einer elektrischen Myokardaktivität, umfassend: Messen von Elektrokardiogrammdaten oder Magnetokardiogrammdaten; und Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität auf der Myokardoberfläche unter Verwendung der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten, wobei eine Signalquelle der Elektrokardiogrammdaten oder der Magnetokardiogrammdaten ein Myokardoberflächenpotential ist, das eine skalare Größe ist, und wobei die Abbildung einen Lead-Field-Vektor, der die Empfindlichkeit zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten darstellt, und einen modifizierten Lead-Field-Vektor, der eine Zwangsmatrix mit einer Zwangsbedingung kombiniert, wo keine Potentialquellen in einer spezifischen Region vorhanden sind, verwendet.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität ein Minimalvarianz-Raumfilter verwendet und wobei die Zwangsbedingung den Einfluss korrelierter Quellen unterdrückt, die sich an anderen Regionen befinden, um eine Interferenz, die von den korrelierten Quellen erzeugt wird, zu Zielquellen zu verhindern, die durch das Minimalvarianz-Raumfilter geschätzt werden sollen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität umfasst: Bilden eines Oberflächennetzes zur Verwendung einer Grenzelementmethode als ein elektrisches Leitermodell peripherer Organe, einschließlich des Myokards und Thorax; Berechnen eines Lead-Field-Vektors zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; Extrahieren einer Kovarianzmatrix unter Verwendung von im Multikanal gemessener Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; Erlangen einer Zwangsmatrix durch Anwenden einer Zwangsbedingung, in der in einer spezifischen Region keine Potentialquelle vorhanden ist; Erlangen eines modifizierten Lead-Field-Vektors, der die Zwangsbedingung enthält, aus dem Lead-Field-Vektor; und Berechnen einer elektrischen Aktivitätsenergie eines Scheitelpunkts auf der Myokardoberfläche unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors und der Kovarianzmatrix.
Verfahren nach Anspruch 1, des Weiteren umfassend mindestens eines der Schritte: Messen von MRT oder CT, so dass Herz und Thorax enthalten sind; Bilden eines elektrischen Leitermodells aus dem individualisierten Herzen und Organ eines Patienten unter Verwendung von MRT- oder CT-Daten; und Trennen einer spezifischen, zu lokalisierenden Magnetokardiogramm- oder Elektrokardiogrammwellenform unter Verwendung von Statistiken zweiter oder höherer Ordnung, wie einer unabhängigen Komponentenanalyse.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität des Weiteren mindestens einen der folgenden Schritte umfasst: Bilden eines Minimalvarianz-Raumfilters unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors; Extrahieren des Grades an elektrischer Aktivität eines Oberflächenpotentials unter Verwendung eines Minimalvarianz-Raumfilters in dem die Zwangsbedingung enthalten ist; Extrahieren einer Stromquelle unter Verwendung des Oberflächenpotentials; Berechnen einer imaginären Kohärenz zwischen elektrischen Aktivitäten unter Oberflächenpotentialen; und Extrahieren einer Ablationsposition einer Route eines abnormalen Kreislaufs, der durch die Stromquelle gebildet wird.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Berechnen eines Lead-Field-Vektors aufweist: Berechnen von Potentialen an einer Organoberfläche, die durch ein Einheitspotential an der Myokard-Gewebeoberfläche erzeugt werden, durch eine Grenzelementmethode; und Berechnen eines Potentials an einer Elektrokardiogrammelektrode oder eines Magnetfeldes an einem Magnetokardiogrammsensor aus dem Organoberflächenpotential durch eine Grenzelementmethode.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität aufweist: Bilden eines Oberflächennetzes, um die Grenzelementmethode als elektrisches Leitermodell eines peripheren Organs, einschließlich des Myokards und Thorax, zu verwenden; Berechnen eines Lead-Field-Vektors zwischen dem Myokardoberflächenpotential und den Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; Extrahieren einer Kovarianzmatrix unter Verwendung der im Multikanal gemessenen Elektrokardiogramm- oder Magnetokardiogrammdaten; Erlangen einer Zwangsmatrix durch Anwenden einer Zwangsbedingung, in der in einer spezifischen Region keine Potentialquelle vorhanden ist; Erlangen eines modifizierten Lead-Field-Vektors, der die Zwangsbedingung enthält, aus dem Lead-Field-Vektor; Bilden eines Minimalvarianz-Raumfilters unter Verwendung des modifizierten Lead-Field-Vektors; und Extrahieren des Grades an elektrischer Aktivität eines Oberflächenpotentials unter Verwendung des Minimalvarianz-Raumfilters, in dem die Zwangsbedingung enthalten ist.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die Abbildung des Grades an elektrischer Aktivität mindestens einen der folgenden Schritte umfasst: Extrahieren einer Stromquelle unter Verwendung des Oberflächenpotentials; Berechnen einer imaginären Kohärenz zwischen elektrischen Aktivitäten von mehreren Oberflächenpotentialen; und Extrahieren einer Ablationsposition einer Route eines abnormalen Kreislaufs, der durch die Stromquelle gebildet wird.