(57)【要約】【課題】  心電図（ＥＣＧ）のリードを３つの測定リードから合成し、３つの測定リードから得られるｎリード「ＥＣＧ」に基づき体表面マップを視覚的に提供し、「ＥＣＧ」固有値の計算を用いて急性心筋梗塞を含む病状の発現を予測する方法を提供する。【解決手段】  心電図のリードのセットに対する一連の電圧−時間測定値を取得する段階と、この測定値に抽象因子分析を行って固有値及び関連する固有ベクトルのセットを取得する段階とを含む心電図のリードを合成する方法。許容可能な誤差で電圧−時間測定値を計算することができる心電図リードの最小のサブセットが特定される。心電図リードの最小のサブセットを用いて測定した電圧−時間測定値のサブセットにシンプレックス最適化を行って汎用変換行列を取得し、汎用変換行列に電圧−時間測定値のサブセットを掛けて電圧−時間測定値の完全なセットを計算する。リードの完全なセットを用いて体表面マップを計算することができ、固有値を時間的に追跡して心筋梗塞のような病状の発症を予測することができる。
2005525899.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心電図リードのセットについて一連の電圧−時間測定値を取得する段階と、
心電図リードの最小のサブセットを用いて測定した電圧−時間測定値のサブセットにシンプレックス最適化を行って汎用変換行列を取得する段階と、
前記汎用変換行列に前記電圧−時間測定値の前記サブセットを掛けて電圧−時間測定値の完全なセットを計算する段階と、
を含むことを特徴とする、心電図リードを合成する方法。
【請求項２】
前記一連の電圧−時間測定値に抽象因子分析を行い、固有値及び関連する固有ベクトルのセットを取得する段階と、
前記電圧−時間測定値を許容可能な誤差で計算することができる心電図リードの前記最小のサブセットを特定する段階と、
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記汎用変換行列を前記最小リードサブセットに適用することにより心臓サイクルの任意のセグメントを計算する段階を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
心電図リードの前記セットは、１２から少なくとも２２個までのリードを含むことができることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
心電図リードの前記最小サブセットは、３つのリードを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記３つのリードは、Ｉ、ａＶＦ、及びＶ２リードであることを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記３つのリードは、Ｉ、ＩＩ、及びＶ２リードであることを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項８】
前記３つのリードは、Ｉ、ａＶＦ、及びＶ９リードであることを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項９】
前記計算した電圧−時間測定値の完全なセットから体表面マップを作成する段階を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
心電図リードの前記完全なセットは、８０個又はそれ以上までのリードを含むことができ、
電圧−時間測定値のこの完全なセットから体表面マップを作成する段階、
を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
累積率分散の手法を用いて心電図リードの前記最小サブセットを特定することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
通常のｎリードＥＣＧの任意の３つの測定リードを用いて完全なＥＣＧを導出することができることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
心筋梗塞を含む病状の発症を予測するために、連続するＥＣＧ測定値に対する固有値の大きさを追跡する段階を更に含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項１４】
１２から２２個の心電図リードのセットについて一連の電圧−時間測定値を取得する段階と、
前記一連の電圧−時間測定値に抽象因子分析を行って固有値及び関連する固有ベクトルのセットを取得する段階と、
累積率分散を用いて、前記電圧−時間測定値を許容可能な誤差で計算することができる３つの心電図リードから成る最小サブセットを特定する段階と、
心電図リードの前記最小サブセットを用いて測定した前記電圧−時間測定値のサブセットに対してシンプレックス最適化を行い、汎用変換行列を取得する段階と、
前記汎用変換行列に前記電圧−時間測定値の前記サブセットを掛けて電圧−時間測定値の完全なセットを計算する段階と、
を含むことを特徴とする、心電図リードを合成する方法。
【請求項１５】
前記汎用変換行列を前記最小リードサブセットに適用することにより心臓サイクルの任意のセグメントを計算する段階を更に含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記３つのリードは、Ｉ、ａＶＦ、及びＶ２リードであることを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１７】
前記３つのリードは、Ｉ、ＩＩ、及びＶ２リードであることを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１８】
前記３つのリードは、Ｉ、ａＶＦ、及びＶ９リードであることを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１９】
前記計算した電圧−時間測定値の完全なセットから体表面マップを作成する段階を更に含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項２０】
心電図リードの前記完全なセットは、８０個又はそれ以上までのリードを含むことができ、
電圧−時間測定値のこの完全なセットから体表面マップを作成する段階、
を更に含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項２１】
通常のｎリードＥＣＧの任意の３つの測定リードを用いて完全なＥＣＧを導出することができることを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項２２】
心筋梗塞を含む病状の発症を予測するために、連続するＥＣＧ測定値に対する固有値関数を追跡する段階を更に含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心電図（ＥＣＧ）のリードを標準１２リード「ＥＣＧ」を含む日常的に用いられるリードセットに属する３つの測定リードから合成し、３つの測定リードから得られるｎリード「ＥＣＧ」に基づき体表面マップ（ＢＳＭ）を視覚的に提供し、「ＥＣＧ」固有値の計算を用いて急性心筋梗塞（より一般的に「心臓発作」として公知）を含む病状の発現を予測することに関する。
【背景技術】
【０００２】
「ＥＣＧ」は、多くの医療場面で診断的スクリーニング試験に一般的に用いられる心臓の電気的活動の記録である。標準「ＥＣＧ」記録には、医師がパターン認識法を用いて解釈する特定の順序に配列されたＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、及びＶ６と示される１２リード波形が含まれる。「ＥＣＧ」は、専門的に訓練された技術者が専用ハードウエア及び機器を用いることにより取得される。通常の構成では、胴体に１０個の電極を配置し、標準的な１２個のリードを形成する電位を測定する。他のリードシステムも長年に亘って試験されている。これには、Ｘ、Ｙ、Ｚで示される３つのほぼ直交するリードと、Ｖ３Ｒ、Ｖ４Ｒ、ＶＳＲ、Ｖ６Ｒで示される４つの右胸部リードと、Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９で示される３つの左後部リードとを用いるフランクのベクトル心電図（ＶＣＧ）システムが含まれる。現在、２２個の全リードの取得を考慮する機器を製造している製造業者はいない。これらのリードを取得するためには、技術者は、最初に標準的な電極配置部位に取り付けられたリードクリップを除去し、次に、それらを従来と異なる部位に配置された電極上に再度取り付ける必要がある。これには、少なくとも３つの別々の追跡の取得、及び合計２１個の電極配置が必要である。
【０００３】
医療を行う場合、通常は、律動モニタ、すなわち、１つの「ＥＣＧ」リードしか表示しないが３つの異なるリードを測定する能力がある専用に設計されたハードウエア機器に潜在的心異常のある患者を載せる。３つのリードも同じく表示することができる律動モニタを設計している製造業者はいくつかあるが、通常の表示フォーマットは、依然として１つのリードである。この機器を用いて、患者の胴体に３から４個の電極を付け、３つの異なるリード構成を取得する。患者は律動モニタに接続されているが、標準１２リード「ＥＣＧ」が整えば、技術者は、次に「ＥＣＧ」を別々に取得するために全ての付加的な電極を配置することになる。すなわち、標準１２リード「ＥＣＧ」、３リード「ＶＣＧ」、４右胸部リード、又は３左後部リードを、標準的な電極数よりも少ない電極を用いて通常の「ＥＣＧ」機械ではなく律動モニタからの要求に応じて即座に取得することができる処理が存在すれば、「ＥＣＧ」を取得する効率が改善されるであろう。
【０００４】
ニクラス他は、米国特許第５，０５８，５９８号において、患者特異変換を開発することに基づき「ＥＣＧ」リードを合成するためのシステムを発明した。このシステムは、３個のリードからのデータの受信に基づいて１２リード「ＥＣＧ」を合成することができる。しかし、このシステムでは、患者特異変換を計算するために、最初に通常の方法で患者から完全なｎリード「ＥＣＧ」を取得し、これを次にこの患者から取得した次の「ＥＣＧ」データに適用することが必要である。これは、得られる変換が１人の患者にしか適用することができず、患者の入院中に用いる時にアクセス可能なメディアに記憶させておくことが必要であるために厄介である。更に、このニクラス変換は、時間依存性を有する場合もあり、これは、患者変換が経時的に変化し、従って、正確に診断するためにその患者をその後診る度に変換を再計算する必要があり得ることを示している。
【０００５】
ドワーは、米国特許第４，８５０，３７０号において、「フランクＶＣＧ３」リードシステムを用いて１２リード「ＥＣＧ」を導いているが、このシステムは、従来型ではなく、殆どの医療スタッフには馴染みがないものである。更に、ドワーは、「ＥＡＳＩ」として公知の別の非従来型のリード構成も開発しているが、この構成では、１２リード「ＥＣＧ」を導出するために４個のリードを取得することが必要である。
【０００６】
【特許文献１】米国特許第５，０５８，５９８号
【特許文献２】米国特許第４，８５０，３７０号
【非特許文献１】Ｅ・Ｒ・マリノースキ著「化学における因子解析」、第２版、ジョン・ワイリー・アンド・サンズ、ニューヨーク、１９９１年
【非特許文献２】Ｃ・Ｌ・シェイバーズ及びＭ・Ｌ・パーソンズ著「化学システムのシンプレックス最適化」、「Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｅｄｕｃａｔｉｏｎ」、５６：３０７、１９７９年５月
【非特許文献３】アイントホーフェン、「Ａｒｃｈ．ｇｅｓ  Ｐｈｙｓ．」、１５０：２７５、１９１３年、（転載）Ｈ・Ｅ・ハフ及びＰ・セケル訳「Ａｍ．Ｈｅａｒｔ  Ｊ．」、４０：１６３、１９５０年
【発明の開示】
【０００７】
本発明は、抽象因子分析及びシンプレックス最適化アルゴリズムという数学的手法を用い、全ての患者に適用可能で時間に依存しない汎用変換行列を導出することにより上記問題を解決する。すなわち、この汎用変換行列は、必要な時に適用可能であり、それを実施する前に各患者に対して完全なｎリード「ＥＣＧ」を取得する必要がない。
これを行うために、最初に、「ＥＣＧ」リードの何らかのセットに対する電圧−時間データを測定してデジタル化し、「ＥＣＧ」トレーニングセットを定義する。限定はしないが、リードセットの例には、以下のフォーマットが含まれる。
１２リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、
１５リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、Ｘ、Ｙ、Ｚ、
１５リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９、
１６リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、Ｖ３Ｒ、Ｖ４Ｒ、Ｖ５Ｒ、Ｖ６Ｒ、
１８リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９、Ｘ、Ｙ、Ｚ、
１９リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９、Ｖ３Ｒ、Ｖ４Ｒ、Ｖ５Ｒ、Ｖ６Ｒ、
２２リード：Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、ａＶＬ、ａＶＦ、Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４、Ｖ５、Ｖ６、Ｖ７、Ｖ８、Ｖ９、Ｖ３Ｒ、Ｖ４Ｒ、Ｖ５Ｒ、Ｖ６Ｒ、Ｘ、Ｙ、Ｚ．
【０００８】
電圧−時間データアレイが得られた状態で、測定アレイ内の誤差を最低限にするために、トレーニングセットの各「ＥＣＧ」電圧−時間データアレイに抽象因子分析（ＡＦＡ）手法を適用する。次に、最後の段階は、全ての患者に適用可能で時間に依存しない汎用変換行列を導出するために、トレーニングセットにシンプレックス最適化法（ＳＯＰ）を適用することである。次に、この汎用変換行列は、標準的な測定３リードサブシステムに適用され、他のシステムと同様に標準的１２リード「ＥＣＧ」を導出することができ、更に、少なくとも２２リードを生成することができて心臓の電気的活動を更に正確に解釈することを可能にする。このように導き出した「ＥＣＧ」値は、観察したリード測定値に比較した場合にほぼ９９％正確である。１２リード「ＥＣＧ」を合成するのに用いられる標準３リードシステムは、標準１２リードシステムに属する測定Ｉ、ａＶＦ、及びＶ２リードである。この測定リードセットは、従来型で医療スタッフに馴染みのあるものであり、従って適用が容易である。このリードセットは直交システムを近似するので、これらのリードベクトルを三次元空間内に互いにプロットし、冠動脈病状に特性を関連付けることができる空間曲線をもたらすことができる。更に、本発明の汎用変換行列を用いて、ｎを任意に大きいとしたｎリード「ＥＣＧ」を生成することも理論的に可能である。
【０００９】
抽象因子分析及びシンプレックス最適化の手法は、応用数学分野で公知である。抽象因子分析に関しては、例えば、Ｅ・Ｒ・マリノースキ著「化学における因子解析」、第２版、ジョン・ワイリー・アンド・サンズ、ニューヨーク、１９９１年を参照することができる。シンプレックス最適化に関しては、例えば、Ｃ・Ｌ・シェイバーズ及びＭ・Ｌ・パーソンズ著「化学システムのシンプレックス最適化」、「Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｅｄｕｃａｔｉｏｎ」、５６：３０７、１９７９年５月を参照することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
心活動の全サイクルは、Ｈ・Ｅ・ハフ及びＰ・セケル訳で「Ａｍ．Ｈｅａｒｔ  Ｊ．」、４０：１６３、１９５０年に転載されたアイントホーフェン、「Ａｒｃｈ．ｇｅｓ  Ｐｈｙｓ．」、１５０：２７５、１９１３年によって定義された「ＰＱＲＳＴ」波として公知の波により表される。この波は、心臓の完全な収縮及び弛緩を表す。「ＰＱＲＳＴ」波の例を図５に示す。１回の完全な心臓サイクルの平均は１／７２秒である。
【００１１】
本発明の汎用変換行列の合成及び使用の全処理を示す流れ図を図１に示す。ブロック１０１に示す第１の段階では、全サイクル１回の間のリードＩ、ＩＩ、Ｖ２の一連のデジタル化された電圧−時間データを取得する。複数のデータセットを取得することができ、一般的に、各セットは３００までの測定値を含む。ブロック１０２では、リードＩ及びＩＩの既知の幾何学形状から、リードａＶＦを計算することができる。リードＩ及びＩＩからリードａＶＦを生成するための式は、図２の段階２０２に示す。代替的に、ブロック１０３に示すように、リードＩ、ａＶＦ、及びＶ２に対する一連のデジタル化電圧−時間データを直接測定することができる。リードＩ、ａＶＦ、及びＶ２は、標準１２リード「ＥＣＧ」を構成するリードセットの要素であり、医療スタッフに公知である。この一連のデジタル化された電圧−時間測定値は、３×Ｍ行列（ここで、Ｍはブロック１０４に示すような時間の測定値の数）である行列［Ｖ］を形成する。一般的に、３００個の連続時間測定値を取る。
【００１２】
人体上のリードＩ、ａＶＦ、及びＶ２の配置を図９の３つの図に概略的に示す。これらの図は、各々、矢状図、正面図、及び横断図である。このリードセットは、以下の理由で選択された。上述のように、これらのリードは、臨床医、看護士、及び「ＥＣＧ」技術者に公知である。これらのリードは、従来と異なる場所に配置する必要がないので、新しく従来と異なるリード構成を研究、開発、及び確認する必要がない。更に、これらのリードはほぼ直交する。上述の他の２２個のリードの何れも、Ｉ、ａＶＦ、及びＶ２のリードセットから導出することができる。図１０は、測定リードセットから予測することができる２２リードセットの１３Ｖリード（Ｖ１〜Ｖ９、Ｖ３Ｒ〜Ｖ６Ｒ）及び３フランク（Ｘ、Ｙ、Ｚ）リード（図では、各々、Ｉ、Ｅ、及びＭとラベル付けする）の配置の横断平面図を示す。図１０のリード配置の正面図を図１１に示すが、この図には、リードＲＡ、ＬＡ、ＲＬ、及びＬＬの配置も示す。２２リードの電圧−時間データを捕捉するためには、合計２１電極を配置すべきである。本発明のシステムでは、他の１９リードがそれから導出される３リードを捕捉するために、４又は５個の電極を配置する必要があるのみである（接地電極の設計に依存する）。これは、特に連続的追跡が必要な場合に、費用削減、速度、リード配置変動性による誤差の最小化、及び効率性に利点を有する。
【００１３】
抽象因子分析
本発明のｎリード「ＥＣＧ」測定データ行列全体に抽象因子分析（ＡＦＡ）を適用して「ＥＣＧ」のトレーニングセットを「予備処理」し、そこから、このトレーニングセットの固有誤差を最小にするようにシンプレックス最適化を通じて変換行列が導出される。これを図２に概略的に示す。「ＡＦＡ」の利点は、この手法では、ベースラインのふらつき、ベースラインのノイズ、及びリード配置誤差のようなデータセットからの予測可能な誤差が最小になり、改善された測定データセットが得られる。測定した場合と「ＡＦＡ」から予測した場合とのリードＩに対する「ＥＣＧ」値の比較を図３に示すが、これらはほぼ一致することが示されている。
【００１４】
「ＡＦＡ」の目的に対しては、「ＥＣＧ」は、積の項の線形和によりｎ次元システムで表すことができる。標準１２リード「ＥＣＧ」は、ｎ＝１２のシステムである。特定の時間ｔにおいて、１２リード「ＥＣＧ」は、以下のように表すことができる。
Ｖ（ｔ）＝Ｖ1（ｔ）Ｌ1＋Ｖ2（ｔ）Ｌ2＋．．．＋Ｖn（ｔ）Ｌn
ここで、Ｖは１２次元ベクトル、Ｖmはｍ番目のリードでの電位、Ｌmは１２次元空間の単位ベクトル、及び、ｔは時間である。電位Ｖ（ｔ）はまた、この空間に広がる直交基底ベクトルのセット｛Ｘ｝で表すことができる。
Ｖ（ｔ）＝Σnm=1Ｋm（ｔ）Ｘm
抽象因子分析は、データセットに影響を及ぼす因子の数ｎ、変換係数行列Ｋ、及び抽象リードベクトルセットＸを特定する。
【００１５】
「ＡＦＡ」を行うために、電圧−時間測定値のＮ×Ｍデータ行列［Ｖ］を考える。ここで、Ｎは図１のブロック１０５に示すリードの数、Ｍはデータ点の数である。「ＡＦＡ」では、共分散行列は対角行列にされ、大きさの順にすることができる固有値λjのセットが得られる。共分散行列は、固有値が最大Ｍ個までのＭ×Ｍ行列である（Ｚ）＝［Ｖ］T［Ｖ］と定義することができ、又は、固有値が最大Ｎ個までのＮ×Ｎ行列である［Ｚ］＝［Ｖ］［Ｖ］Tと定義することができる。各固有値λjは、直交基底固有ベクトルＸjに対応する。行列を対角化する手順には、［Ｚ］［Ｑj］＝λj［Ｑj］であるような［Ｚ］を対角化する行列［Ｑj］を見つける段階が含まれる。「ＥＣＧ」の関連では、Ｍは、１回の完全なサイクルに亘って一般的に３００測定である。Ｎ×Ｍ行列の複数のトレーニングセットに「ＡＦＡ」手法が実行される。
【００１６】
「ＡＦＡ」をデータセットに適用すると、ｎ＝１２から２２リードの時に、３リードは、ｎリード「ＥＣＧ」のほとんど全ての情報内容を説明することができることがわかる。これは、累積率分散により明らかにすることができる。分散は、以下のように定義することができる。
Ｖａｒ＝λj／Σnk=lλk
ここで、ｎ＝１２．．．２２であり、λjはｊ番目の固有値の大きさである。累積率分散は、以下のように定義される。
Ｃｕｍ％Ｖａｒ＝Σck=1λk／Σnk=1λk
式中、ｃ＝大きさ順の一連の固有値λjのｃ番目の固有値である。従って、累積率分散は、システムの情報内容の尺度である。図４は、λjの関数としての累積率分散のグラフであり、システムの情報内容の大部分が最初の３つの固有値に含まれることを示している。実際に、「ＡＦＡ」は、３リードで１２リード「ＥＣＧ」の情報内容のほぼ９９％を説明することができることを示す。従って、１２リードシステムに対しては、得られる変換行列［Ｋ］は、図１のブロック１０６に示す３×１２行列である。３リードに対するＭ個の電圧−時間測定値を考えると、完全１２リードセットの測定値は、変換行列［Ｋ］に３測定リードに対する３×Ｍ電圧−時間データ行列を掛けることにより計算することができる。この結果は、任意数のリードを備えたシステム、従って、本発明人のｎリード「ＥＣＧ」という表現に容易に一般化することができる。
【００１７】
標準１２リード「ＥＣＧ」には既に冗長性が組み込まれているために、「ＥＣＧ」の因子空間の次元の低減は意外ではない。例えば、最初の６リードの何れか２つを測定することにより、以下の幾何学的に得られた式に従って他の４リードを計算することができる。
リードＩＩＩ＝リードＩＩ−リードＩ
リードａＶＲ＝−０．８７×（（リードＩ＋リードＩＩ）／２）
リードａＶＬ＝０．８７×（（リードＩ−リードＩＩＩ）／２）
リードａＶＦ＝０．８７×（（リードＩ＋リードＩＩＩ）／２）
【００１８】
標準１２リード「ＥＣＧ」は、医師が図６に示すようなプロットされた波形のパターンを認識することに基づいて診断を行うようなフォーマットの１２「ＰＱＲＳＴ」構成を利用する。図６の「ＥＣＧ」は、普通の慣習的な１２リード「ＥＣＧ」であり、１２個の電圧−時間信号の１２次元表示である。上述のように、本発明人は、「ＡＦＡ」を適用することにより、単に３リードの測定からここに表示される情報の約９９％を再生することができることを確認した。これらのリードはほぼ直交するために、互いに対して三次元空間にプロットすることができ、結果として空間的「ＥＣＧ」ループが得られる。１２リード「ＥＣＧ」の実質的に全ての情報は、三次元の空間「ＥＣＧ」ループ内に存在する。更に、本発明人は、２２リードまでのリード構成の情報内容は、単に３つの測定リードから再生することができることも確認した。リード空間を２２リードまで増加させることにより、臨床医は、右心梗塞又は後方梗塞のような心臓の病状を更に正確に診断することができる。
正常男性心臓の典型的な三次元空間ループを図７に示す。この種の表示は、現在存在する単一波構成を組み込んだ図８に示すような標準心臓モニタに容易に組み込むことができる。この空間ループはまた、その時の患者の医療記録のために印刷することができる。
【００１９】
シンプレックス最適化
本発明の汎用変換行列を導出する次の段階は、図１のボックス１０７に示すように、「ＡＦＡ」を受けたトレーニングセットにシンプレックス最適化法（ＳＯＰ）を適用することである。３リードがｎリード「ＥＣＧ」のほとんど全ての情報を説明するので、｛Ｉ、ａＶＦ、Ｖ２｝から成る３リードセットに「ＳＯＰ」を適用して他のリードを計算した。
シンプレックス最適化は、束縛線形システムを最小化するために用いられるシンプレックスアルゴリズムとは異なり、基礎となる関数が未知であり得る場合に多変数関数に対する最大値を見つける方法である。シンプレックスは、変数の数よりも１つ多いいくつかの点（ｎ＋１）により定義される幾何学的図形である。２変数関数ｚ＝ｆ（ｘ、ｙ）に対しては、３点｛（ｘ1、ｙ1）、（ｘ2，ｙ2）、（ｘ3，ｙ3）｝から開始し、関数の値は、この３点で評価される。次に、この３点は、最良、次に最良（又は、次に最悪）、及び最悪の値に対して、それぞれ「Ｂ」、「Ｎ」、及び「Ｗ」とラベル付けされる。最大点を見つけているところなので、最良の値は、最大の大きさを有する。
【００２０】
関数ｆを評価する次の点Ｒは、Ｒ＝２＋（Ｐ−Ｗ）で求められ、ここで、Ｐは、最悪値の点を除外した時の図の重心である。
Ｒに対して関数が評価された状態で、次の段階には３つの可能性がある。第１に、Ｒの値がＢの値よりも良ければ、Ｅ＝Ｐ＋２（Ｐ−Ｗ）で定義される新しい点に拡張することを試みる。Ｅの値がＢの値よりも良ければ、Ｅを保持し、Ｎ、Ｂ、及びＥで新しいシンプレックスを定義する。Ｅの値がＢの値よりも良くなければ、拡張はファイルされたと言われ、Ｂ、Ｒ、及びＮで新しいシンプレックスが定義される。
【００２１】
第２に、Ｒの値がＢの値とＮの値との間であれば、新しいシンプレックスは、Ｂ、Ｒ、及びＮと定義され、処理は再び開始される。
最後に、Ｒの値がＮの値よりも望ましくなければ、段階が誤った方向に作られており、新しいシンプレックスを生成すべきである。２つの可能性が存在する。Ｒの値がＮの値とＷの値との間であれば、新しい点は、ＷよりもＲ寄りであるべきであり、すなわち、ＣR＝Ｐ＋０．５（Ｐ−Ｗ）であり、新しいシンプレックスは、Ｂ、Ｎ、及びＣRで定義される。Ｒでの値がＷでの値よりも悪ければ、新しい点は、ＲよりもＷ寄りであるべきであり、すなわち、ＣW＝Ｐ−０．５（Ｐ−Ｗ）である。次に、新しいシンプレックスは、Ｂ、Ｎ、及びＣWで定義される。最大値が見つかるまでこの処理を繰り返す。
【００２２】
３リード「ＥＣＧ」の場合は、他のリードの値は、好ましくは｛Ｉ、ａＶＦ、Ｖ２｝である３リードセットの関数として計算される。従って、シンプレックスは、開始値｛Ｉ、ａＶＦ、Ｖ２｝を表す４点により定義された三次元図形となる。この最適化の結果を用いて、図１のブロック１０８に示すように、特定の時間の３リード（Ｉ、ａＶＦ、Ｖ２）を含むベクトルを掛けると完全なｎリード「ＥＣＧ」を生じるようなＮ×３汎用変換行列［Ｋ］を定義した。特に、［Ｋ］行列は、心拍の完全ＰＰサイクルに対して、及び、ＰＲ間隔、ＱＲＳ間隔、ＳＰ間隔、及びＱＴ間隔のようなＰＰサイクル内のセグメントに対して計算された。最適化の正確さは、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶＲ、及びａＶＬリードに対して導き出した値とこれらのリードに対する測定値とを比較することにより確認した。シンプレックス最適化から導き出した値に基づく合成「ＥＣＧ」と測定「ＥＣＧ」との比較を図１６に示す。
【００２３】
体表面マップ
上述のように、現在のｎは、胴体の周りに配置された２２までのリードから成る。本発明人は、ｎを１２から２２リードまで増大させたが、本発明の方法を用いて、２２よりも多くのリードを導出することができる。複数のリードの電圧−時間データを等高線グラフにプロットすることにより、体表面マップ（ＢＳＭ）を視覚化することができる。図１２ａ及び１２ｂは、間もなく市販される１つの電極システムからの胸部リード配置を示す。このシステムには、電圧−時間を取得するために患者の胸部周りの８０電極ベストの配置が組み込まれている。このような構成から導き出された患者の「ＢＳＭ」を図１３に表す。この図では、後部表面が前部表面に隣接して連続的に表示されるように、左側面に蝶番止めされているように開いて示した色分け等高線を用いる。図１４は、１２リードスカラー「ＥＣＧ」では「ＰＱＲＳＴ」波のＳＴ部分のみに低下が見られる急性心筋梗塞（ＭＩ）の患者に「ＰＱＲＳＴ」波のＳセグメントの端部からＴセグメントの端部まで（ＳＴ−Ｔ）を測定した「ＢＳＭ」を表す。「ＢＳＭ」は、後部「ＭＩ」を示す大きな後部の赤い領域（図の矢印で示す）を明らかにしている。
【００２４】
「ＢＳＭ」に必要な多くのリードの費用及びリードを配置するのに掛かる時間により、「ＢＳＭ」は、救急の場合は適用禁止となる。更に、「ＢＳＭ」データを解析するのに高性能ソフトウエア及びハードウエアも必要であるが、近年の技術進歩により、この処理はあまり厄介ではなくなった。しかし、本発明の汎用変換行列を用いて単に３つの測定リードから任意数のリードを導出することができるために、「ＢＳＭ」は、現在では本発明の方法を用いて容易に達成することができる。３リードシステムから導き出した「ＢＳＭ」を図１５に表す。
【００２５】
固有値の臨床的有意性
本発明の方法の別の臨床的用途は、「ＡＦＡ」から計算した固有値の累積率合計が、正常と「ＭＩ」の「ＥＣＧ」間の統計的に有意な差を明らかにするという点にある。すなわち、固有値の「ＥＣＧ」の情報空間に対する寄与は、「ＭＩ」に関するマーカである。特に、連続する「ＥＣＧ」に亘って固有値の大きさの変化を追跡することにより、臨床医は、患者の「ＭＩ」発症を予測することができる。
【００２６】
各群の半数が正常心臓を示し、残り半数が「ＭＩ」を示す２０例の患者、すなわち、男性１０例及び女性１０例に８リード「ＥＣＧ」を用いた研究では、正常心臓機能から「ＭＩ」になる時に、２つの最も大きい固有値の大きさが減少するが、６つの最も小さいものでは大きさが増大することが見出された。２つの最も大きい固有値の大きさの減少は、統計的に有意ではなかったが、６つの最も小さい固有値の大きさの増大は統計的に有意であった。図１７ａは、ここではＥＶ１及びＥＶ２で表す２つの最も大きい固有値に対する正常及び「ＭＩ」固有値の累積率合計のプロットを示す。このプロットは、「ＭＩ」固有値と正常固有値との間で鋭い断絶を示しており、正常機能に対しては、この累積合計は全合計の９７％よりも大きいが、「ＭＩ」に対しては、累積合計は全値の９７％よりも小さい。更に重要なことには、この差が統計的に有意であるために、ここではＥＶ３〜ＥＶ８で表す６つの最も小さい固有値の累積合計は、「ＭＩ」固有値と正常固有値との間に断絶がある。これを図１７ｂに示す。この図に見られるように、「ＭＩ」値の累積合計は、全合計の約３％から約９％の範囲であるが、正常値の累積合計は、全合計の３％よりも小さい。
【００２７】
これは、臨床的に大きな意味を有する。現時点では、「ＭＩ」のための唯一のマーカは、血液検査により測定される。これには時間が掛かり、それに伴って費用も掛かる。更に、このような血液検査測定は、実時間で行われるわけでもない。必要な時に医師が注文するが、技術者が到着して患者から血液サンプルを採取するのに時間が掛かる。このような化学検査を１〜１５分毎に行うことは非常に現実的ではない。「ＥＣＧ」の固有値は、現在、技術者を必要とすることなく、３リードベッドサイドモニタを用いて、要求に応じて実時間で拍動毎に測定することができる。本発明により、固有値を瞬間的に計算することができる３リードモニタから、ｎリード「ＥＣＧ」（例えば、１２リード「ＥＣＧ」）を即時に導出することができるであろう。固有値パーセントの寄与は、それ自体が「ＭＩ」に対するマーカである。これは、心拍数と共に任意の日常的ベッドサイドモニタ上に表示することができる。更に、この固有値マーカは、現在の従来型コンピュータ技術を用いて１秒よりも短い時間で拍動毎に計算することができるために、固有値の時間の変動及び固有値の変化率はまた、大きさ又はパーセント寄与の何れによっても急性「ＭＩ」のマーカになる。本発明は、急性「ＭＩ」に対する最初の公知の実時間電気生理学的マーカになることを可能にするであろう。勿論、固有値を利用するいかなる関数も同じ目的を達成すると考えられる。
【００２８】
本発明の方法は、任意の入手可能なプログラミング言語を用いた任意のコンピュータシステム上で実施することができる。本発明の一実施形態は、「ウィンドウズ」オペレーティングシステムが作動するパーソナルコンピュータ上で実行される「マイクロソフト・ビジュアル・ベーシック」を用いて実施される。しかし、本発明は、この実施例に限定されず、「マッキントッシュ」のような他のマシン上、又は、「ユニックス」オペレーティングシステム又は「リナックス」のようなその変形の下で作動するワークステーション上で実行される他のプログラミング言語での実施も本発明の範囲内である。
本発明は、様々な好ましい実施形態及び代替実施形態で説明されて示されたが、このような説明及び図示は、本発明の制限として解釈されるものではない。従って、本発明は、任意の変形、修正、及び／又は代替実施形態を含み、本発明の範囲は、特許請求の範囲によってのみ制限される。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】本発明の汎用変換行列を計算して用いる方法を示す流れ図である。
【図２】様々なｎリードシステムを３リードの組合せから形成する方法を示す図である。
【図３】本発明の汎用変換行列を適用することにより予測された「ＥＣＧ」に対する測定「ＥＣＧ」の比較を示す図である。
【図４】抽象因子分析により求めた固有値の数の関数として累積率分散を示す図である。
【図５】「ＥＣＧ」で測定した典型的な心臓の電気的サイクルを示す図である。
【図６】通常の１２リード「ＥＣＧ」のグラフ出力を示す図である。
【図７】正常な三次元空間「ＥＣＧ」ループを示す図である。
【図８】携帯型ベッドサイド心臓モニタを示す図である。
【図９ａ】ヒト胴部上のａＶＦ及びＶ２リードの配置を示す概略矢状図である。
【図９ｂ】ヒト胴部上のａＶＦ及びＩリードの配置を示す概略正面図である。
【図９ｃ】ヒト胴部上のＩ及びＶ２リードの配置を示す概略横断図である。
【図１０】１３Ｖリード及び３フランクリードの配置を示すヒト胴部の横断平面切欠図である。
【図１１】図１０のリードの配置を示すヒト胴部の正面切欠図である。
【図１２ａ】体表面電圧マップを生成するための８０電極のベストの胸部リード配置を示す前側図である。
【図１２ｂ】体表面電圧マップを生成するための８０電極のベストの胸部リード配置を示す後側図である。
【図１３】左側面に蝶番止めしたように開いた体表面マップを示す図である。
【図１４】急性「ＭＩ」の患者の体表面マップを示す図である。
【図１５】本発明の汎用変換行列を３リードシステムに適用して計算した時の患者の体表面マップを示す図である。
【図１６】測定値をシンプレックス最適化法で得られた値と比較する「ＥＣＧ」プリントアウトを示す図である。
【図１７ａ】８リード「ＥＣＧ」での正常固有値対「ＭＩ」固有値のプロットを示す図である。
【図１７ｂ】８リード「ＥＣＧ」での正常固有値対「ＭＩ」固有値のプロットを示す図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【国際調査報告】
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