(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の拍動を有するＥＣＧ信号内の交代を定量化する方法であって、
（ａ）該ＥＣＧ信号を表すデジタル化されたＥＣＧデータを受信する工程であって、該ＥＣＧデータは、複数の拍動を含む、工程と、
（ｂ）該複数の拍動のうちの奇数番目の拍動に対するメジアンコンプレックスである奇数メジアンコンプレックスを算出する工程であって、該奇数メジアンコンプレックスは、該奇数番目の拍動のうちの任意の１つが、最大で第１の所定の量だけ該奇数メジアンコンプレックスに影響を与えることが可能なように算出される、工程と、
（ｃ）該複数の拍動のうちの偶数番目の拍動に対するメジアンコンプレックスである偶数メジアンコンプレックスを算出する工程であって、該偶数メジアンコンプレックスは、該偶数番目の拍動のうちの任意の１つが、最大で第２の所定の量だけ該偶数メジアンコンプレックスに影響を与えることが可能なように算出される、工程と、
（ｄ）該奇数メジアンコンプレックスと該偶数メジアンコンプレックスとを比較することにより、該ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る工程と
を含む方法。
【請求項２】
前記工程（ｂ）の前に、前記ＥＣＧデータをフィルタリングする工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記フィルタリングする工程が、
前記ＥＣＧデータをローパスフィルタリングする工程と、
該ＥＣＧデータに基準線遊動除去フィルタをかける工程と
を含む、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記フィルタリングする工程が、前記ＥＣＧデータから不整脈拍動を除去する工程をさらに含む、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記フィルタリングする工程が、前記ＥＣＧデータから雑音性拍動を排除する工程をさらに含む、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記排除する工程が、
前記ＥＣＧデータの選択された拍動の選択された部分内のすべてのサンプルの中間値を算出する工程と、
該中間値と、該選択された拍動の該選択された部分内の該サンプルの各々との間の差を算出する工程と、
該差の絶対値の平均を算出する工程と、
該平均と閾値とを比較する工程と、
該平均と該閾値との比較に基づいて、該選択された拍動を雑音性拍動として識別する工程と、
前記奇数メジアンコンプレックスおよび前記偶数メジアンコンプレックスの算出から該雑音性拍動を排除する工程と
を含む、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記フィルタをかける工程が、
（ｉ）前記ＥＣＧデータの第１の拍動内の第１の等電点と、第２の拍動内の第２の等電点と、第３の拍動内の第３の等電点の各々での等電値を決定する工程と、
（ｉｉ）前記最初の３つの該等電値にスプライン曲線を適用する工程と、
（ｉｉｉ）該第１の等電点と該第２の等電点との間の、該ＥＣＧデータの対応する値から、該スプライン曲線の値を減算する工程と、
（ｉｖ）該第２の等電点と該第３の等電点との間の、該ＥＣＧデータの対応する値から、該スプライン曲線の値を減算する工程と、
（ｖ）該ＥＣＧデータの次の拍動内の次の等電点用の等電値を決定する工程と、
（ｖｉ）該次の等電値と前の２つの連続した等電点に対応する等電値とに、次のスプライン曲線を適用する工程と、
（ｖｉｉ）該次の等電点と該前の等電点との間の、該ＥＣＧデータの対応する値から、該次のスプライン曲線の値を減算する工程と、
（ｖｉｉｉ）該ＥＣＧデータ内の所望の複数の拍動が処理されて該ＥＣＧデータから低周波数アーティファクトが除去されるまで、該工程（ｖ）〜（ｖｉｉ）を繰り返す工程と
を含む、請求項３に記載の方法。
【請求項８】
前記工程（ｄ）が、前記奇数メジアンコンプレックスのＴ波部分と前記偶数メジアンコンプレックスのＴ波部分とを比較することにより、前記ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る工程を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記工程（ａ）〜（ｄ）が、前記ＥＣＧ信号の第１の複数の拍動に対して実行され、前記方法は、
該ＥＣＧ信号の第２の複数の拍動に対して該工程（ａ）〜（ｄ）を繰り返すことにより、該ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の第２の推定値を得る工程をさらに含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記工程（ｂ）が、
（ｉ）複数の奇数メジアンコンプレックス値を有する第１のアレイを初期化する工程であって、該第１のアレイは、前記奇数メジアンコンプレックスを表す、工程と、
（ｉｉ）複数の偶数メジアンコンプレックス値を有する第２のアレイを初期化する工程であって、該第２のアレイは、前記偶数メジアンコンプレックスを表す、工程と、
（ｉｉｉ）該ＥＣＧデータの奇数番目の拍動のサンプルと該第１のアレイ内の対応する値とを比較し、該第１のアレイの該値を以下のように調整する工程であって、該調整が、
Ａ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、該対応する値を該第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ多い場合、該対応する値を該第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、該第１の量だけ少ないが該第２の量だけ少なくはない場合、該対応する値を該第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ少ない場合、該対応する値を該第２の量だけデクリメントする
ように行われる工程と、
（ｉｖ）該ＥＣＧデータの偶数番目の拍動のサンプルと該第２のアレイ内の対応する値とを比較し、該第２のアレイの該値を以下のように調整する工程であって、該調整が、
Ａ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、該対応する値を該第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ多い場合、該対応する値を該第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、該第１の量だけ少ないが該第２の量だけ少なくはない場合、該対応する値を該第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ少ない場合、該対応する値を該第２の量だけデクリメントする
ように行われる工程と、
（ｖ）該ＥＣＧデータの該奇数番目の拍動および該偶数番目の拍動に対して前記工程（ｉｉｉ）および（ｉｖ）を繰り返す工程と
を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記工程（ｄ）が、前記奇数メジアンコンプレックスのサンプル点と前記偶数メジアンコンプレックスのサンプル点との差を算出して、前記ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の前記推定値を得る工程を含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
複数の拍動を有するＥＣＧ信号内の交代を定量化するシステムであって、
該ＥＣＧ信号を表すデジタル化されたＥＣＧデータを受信する手段であって、該ＥＣＧデータは、複数の拍動を含む、手段と、
該複数の拍動のうちの奇数番目の拍動に対するメジアンコンプレックスである奇数メジアンコンプレックスを算出し、該複数の拍動のうちの偶数番目の拍動に対するメジアンコンプレックスである偶数メジアンコンプレックスを算出する手段であって、該奇数メジアンコンプレックスは、該奇数番目の拍動のうちの任意の１つが、最大で第１の所定の量だけ該奇数メジアンコンプレックスに影響を与えることが可能なように算出され、該偶数メジアンコンプレックスは、該偶数番目の拍動のうちの任意の１つが、最大で第２の所定の量だけ該偶数メジアンコンプレックスに影響を与えることが可能なように算出される、手段と、
該奇数メジアンコンプレックスと該偶数メジアンコンプレックスとを比較することにより、該ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る手段と
を含むシステム。
【請求項１３】
前記ＥＣＧデータをフィルタリングする手段をさらに含む、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
前記比較する手段が、前記奇数メジアンコンプレックスのＴ波部分と前記偶数メジアンコンプレックスのＴ波部分とを比較することにより、前記ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る手段を含む、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１５】
前記算出する手段が、
複数の奇数メジアンコンプレックス値を有する第１のアレイを初期化する手段であって、該第１のアレイは、前記奇数メジアンコンプレックスを表す、手段と、
複数の偶数メジアンコンプレックス値を有する第２のアレイを初期化する手段であって、該第２のアレイは、前記偶数メジアンコンプレックスを表す、手段と、
該ＥＣＧデータの奇数番目の拍動のサンプルと該第１のアレイ内の対応する値とを比較し、該第１のアレイの該値を以下のように調整する手段であって、該調整が、
Ａ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、該対応する値を該第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ多い場合、該対応する値を該第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、該第１の量だけ少ないが該第２の量だけ少なくはない場合、該対応する値を該第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．該奇数番目の拍動のサンプルが、該第１のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ少ない場合、該対応する値を該第２の量だけデクリメントする
ように行われる手段と、
該ＥＣＧデータの偶数番目の拍動のサンプルと該第２のアレイ内の対応する値とを比較し、該第２のアレイの該値を以下のように調整する手段であって、該調整が、
Ａ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、該対応する値を該第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ多い場合、該対応する値を該第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、該第１の量だけ少ないが該第２の量だけ少なくはない場合、該対応する値を該第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．該偶数番目の拍動のサンプルが、該第２のアレイの該対応する値より、該第２の量または該第２の量を超える量だけ少ない場合、該対応する値を該第２の量だけデクリメントする
ように行われる手段と、
を含む、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１６】
前記比較する手段が、前記奇数メジアンコンプレックスのサンプル点と前記偶数メジアンコンプレックスのサンプル点との差を算出して、前記ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の前記推定値を得る手段を含む、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１７】
コンピュータシステム内の少なくとも１つのプロセッサがＥＣＧ信号内の交代を定量化することを可能にするコンピュータプログラム論理を有するコンピュータ使用可能な媒体であって、該コンピュータプログラム論理が、
該少なくとも１つのプロセッサが、ＥＣＧ信号を表すデジタル化されたＥＣＧデータを受信することを可能にする第１の手段であって、該ＥＣＧデータは、複数の拍動を含む、第１の手段と、
該少なくとも１つのプロセッサが、該複数の拍動のうちの奇数番目の拍動に対するメジアンコンプレックスである奇数メジアンコンプレックスを算出し、該複数の拍動のうちの偶数番目の拍動に対するメジアンコンプレックスである偶数メジアンコンプレックスを算出することを可能にする第２の手段であって、該奇数メジアンコンプレックスは、該奇数番目の拍動のうちの任意の１つが、最大で第１の所定の量だけ該奇数メジアンコンプレックスに影響を与えることが可能なように算出され、該偶数メジアンコンプレックスは、該偶数番目の拍動のうちの任意の１つが、最大で第２の所定の量だけ該偶数メジアンコンプレックスに影響を与えることが可能なように算出される、第２の手段と、
該少なくとも１つのプロセッサが、該奇数メジアンコンプレックスと該偶数メジアンコンプレックスとを比較することにより、該ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得ることを可能にする第３の手段と
を含む、コンピュータ使用可能な媒体。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は心臓学（ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ）に関する。より詳細には、本発明は、心電図信号のＴ波の交代の振幅を計算するシステムおよび方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
電子の不安定性の標識として示されてきたＴ波の交代拍動（ａｌｔｅｒｎａｎ）によって患者を同定することへの関心が高まりつつある。例えば、Ｒｉｃｈａｒｄ  Ｌ．  Ｖｅｒｒｉｅｒ  ａｎｄ  Ｂｒｕｃｅ  Ｄ．  Ｎｅａｒｉｎｇの米国特許第５，１４８，８１２号は、Ｔ波の交代拍動の分析によって心臓の心室細動への陥りやすさを探知する、非侵襲的な動的探知方法を記載している。この米国特許第５，１４８，８１２号は、例えばストレステストを行う間に非侵襲的に行い得る、心電図（ＥＣＧ）信号の交代の振幅を数量化する方法を開示している。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、交代拍動の振幅を正確に数量化するのは困難であり得る。交代拍動の振幅は、通常、数マイクロボルト〜数百マイクロボルトの範囲内にある。このように振幅が小さいので、交代拍動の測定および分析はノイズの影響を受けやすい。ホワイトノイズ、呼吸または患者の動きによって起こる運動アーチファクト（ｍｏｔｉｏｎ  ａｒｔｉｆａｃｔ）、雑音性心拍、期外収縮等のノイズ源は、交代拍動の測定値に誤差を生じ得る。そこで本発明者らは、交代拍動を数量化する従来の方法の改良を試みた。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
本発明の方法は、複数の拍動を有するＥＧＣ信号内の交代を定量化する方法であって、
（ａ）ＥＣＧ信号を表すデジタル化ＥＣＧデータを受信する工程と、
（ｂ）ＥＣＧデータ内の少なくとも１つの奇数拍動用の奇数メジアンコンプレックスを算出する工程と、
（ｃ）ＥＣＧデータ内の少なくとも１つの偶数拍動用の偶数メジアンコンプレックスを算出する工程と、
（ｄ）奇数メジアンコンプレックスを偶数メジアンコンプレックスと比較して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る工程と、
を含む。
【０００５】
工程（ｂ）の前に、ＥＣＧデータをフィルタリングする工程をさらに含んでもよい。
【０００６】
フィルタリングする工程が、ＥＣＧデータをローパスフィルタリングする工程と、ＥＣＧデータに基準線遊動除去フィルタをかける工程とを含んでもよい。。
【０００７】
フィルタリングする工程が、ＥＣＧデータから不整脈拍動を除去する工程をさらに含んでもよい。
【０００８】
フィルタリングする工程が、ＥＣＧデータから雑音性拍動を排除する工程をさらに含んでもよい。
【０００９】
排除する工程が、ＥＣＧデータの選択された拍動の選択された部分内のすべてのサンプルの中間値を算出する工程と、中間値と、選択された拍動の選択された部分内のサンプルの各々との間の差を算出する工程と、差の絶対値の平均を算出する工程と、平均を閾値と比較する工程と、平均と閾値との比較に基づいて、選択された拍動を雑音性拍動として識別する工程と、奇数および偶数メジアンコンプレックスの算出から雑音性拍動を排除する工程とを含んでもよい。
【００１０】
フィルタをかける工程が、
（ｉ）ＥＣＧデータの第１の拍動内の第１の等電点と、第２の拍動内の第２の等電点と、第３の拍動内の第３の等電点の各々での等電値を決定する工程と、
（ｉｉ）最初の３つの等電値にスプライン曲線を適用する工程と、
（ｉｉｉ）第１の等電点と第２の等電点との間の、ＥＣＧデータの対応する値から、スプライン曲線の値を減算する工程と、
（ｉｖ）第２の等電点と第３の等電点との間の、ＥＣＧデータの対応する値から、スプライン曲線の値を減算する工程と、
（ｖ）ＥＣＧデータの次の拍動内の次の等電点用の等電値を決定する工程と、
（ｖｉ）次の等電値と前の２つの連続した等電点に対応する等電値とに、次のスプライン曲線を適用する工程と、
（ｖｉｉ）次の等電点と前の等電点との間の、ＥＣＧデータの対応する値から、次のスプライン曲線の値を減算する工程と、
（ｖｉｉｉ）ＥＣＧデータ内の所望の複数の拍動が処理されてＥＣＧデータから低周波数アーティファクトが除去されるまで、工程（ｖ）〜（ｖｉｉ）を反復する工程と、
を含んでもよい。
【００１１】
工程（ｄ）が、奇数メジアンコンプレックスのＴ波部分を偶数メジアンコンプレックスのＴ波部分と比較して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る工程を含んでもよい。
【００１２】
工程（ａ）〜（ｄ）がＥＣＧ信号の第１の複数の拍動の間実行される、請求項１に記載の方法であって、工程（ａ）〜（ｄ）を、ＥＣＧ信号の第２の複数の拍動の間反復して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の第２の推定値を得る工程をさらに含んでもよい。
【００１３】
工程（ｂ）が、
（ｉ）複数の奇数メジアンコンプレックス値を有する、奇数メジアンコンプレックスを表す第１のアレイを初期化する工程と、
（ｉｉ）複数の偶数メジアンコンプレックス値を有する、偶数メジアンコンプレックスを表す第２のアレイを初期化する工程と、
（ｉｉｉ）ＥＣＧデータの奇数拍動のサンプルを、第１のアレイ内の対応する値と比較し、第１のアレイの値を以下のように調整する工程であって、調整が、
Ａ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、対応する値を第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ多い場合、対応する値を第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第１の量だけ少ないが第２の量だけ少なくはない場合、対応する値を第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ少ない場合、対応する値を第２の量だけデクリメントする、
ように行われる工程と、
（ｉｖ）ＥＣＧデータの偶数拍動のサンプルを、第２のアレイ内の対応する値と比較して、第２のアレイの値を以下のように調整する工程であって、調整が、
Ａ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、対応する値を第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ多い場合、対応する値を第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第１の量だけ少ないが第２の量だけ少なくはない場合、対応する値を第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ少ない場合、対応する値を第２の量だけデクリメントする、
ように行われる工程と、
（ｖ）工程（ｉｉｉ）および（ｉｖ）を、ＥＣＧデータの複数の奇数および偶数拍動の間実行する工程と、
を含んでもよい。
【００１４】
工程（ｄ）が、奇数メジアンコンプレックスのサンプル点と偶数メジアンコンプレックスのサンプル点との差を算出して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る工程を含んでもよい。
【００１５】
本発明のシステムは、複数の拍動を有するＥＧＣ信号内の交代を定量化するシステムであって、ＥＣＧ信号を表すデジタル化ＥＣＧデータを受信する手段と、ＥＣＧデータ内の少なくとも１つの奇数拍動用の奇数メジアンコンプレックスを算出し、かつ、ＥＣＧデータ内の少なくとも１つの偶数拍動用の偶数メジアンコンプレックスを算出する手段と、奇数メジアンコンプレックスを偶数メジアンコンプレックスと比較して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る手段とを含む。
【００１６】
ＥＣＧデータをフィルタリングする手段をさらに含んでもよい。
【００１７】
比較する手段が、奇数メジアンコンプレックスのＴ波部分を偶数メジアンコンプレックスのＴ波部分と比較して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る手段を含んでもよい。
【００１８】
算出する手段が、複数の奇数メジアンコンプレックス値を有する、奇数メジアンコンプレックスを表す第１のアレイを初期化する手段と、複数の偶数メジアンコンプレックス値を有する、偶数メジアンコンプレックスを表す第２のアレイを初期化する手段と、ＥＣＧデータの奇数拍動のサンプルを、第１のアレイ内の対応する値と比較し、第１のアレイの値を以下のように調整する手段であって、調整が、
Ａ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、対応する値を第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ多い場合、対応する値を第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第１の量だけ少ないが第２の量だけ少なくはない場合、対応する値を第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．奇数拍動のサンプルが、第１のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ少ない場合、対応する値を第２の量だけデクリメントする、
ように行われる手段と、
ＥＣＧデータの偶数拍動のサンプルを、第２のアレイ内の対応する値と比較して、第２のアレイの値を以下のように調整する手段であって、調整が、
Ａ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第１の量だけ多いが第２の量ほどは多くない場合、対応する値を第１の量だけインクリメントする、
Ｂ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ多い場合、対応する値を第２の量だけインクリメントする、
Ｃ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第１の量だけ少ないが第２の量だけ少なくはない場合、対応する値を第１の量だけデクリメントする、
Ｄ．偶数拍動のサンプルが、第２のアレイの対応する値より、第２の量または第２の量を超える量だけ少ない場合、対応する値を第２の量だけデクリメントする、
ように行われる手段と、を含んでもよい。
【００１９】
比較する手段が、奇数メジアンコンプレックスのサンプル点と偶数メジアンコンプレックスのサンプル点との差を算出して、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る手段を含んでもよい。
【００２０】
本発明のコンピュータ使用可能媒体は、コンピュータシステム内の少なくとも１つのプロセッサがＥＣＧ信号内の交代を定量化することを可能にするコンピュータプログラム論理を有するコンピュータ使用可能媒体であって、コンピュータプログラム論理が、少なくとも１つのプロセッサが、ＥＣＧ信号を表すデジタル化ＥＣＧデータを受信することを可能にする、第１の手段と、少なくとも１つのプロセッサが、ＥＣＧデータ内の少なくとも１つの奇数拍動用の奇数メジアンコンプレックスを算出し、かつ、ＥＣＧデータ内の少なくとも１つの偶数拍動用の偶数メジアンコンプレックスを算出することを可能にする、第２の手段と、少なくとも１つのプロセッサが、奇数メジアンコンプレックスを偶数メジアンコンプレックスと比較してＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得ることを可能にする、第３の手段とを含む。
【００２１】
本発明は、ＥＣＧ信号のＳＴセグメントおよびＴ波の交代を数量化するシステムおよび方法である。本発明の好適な実施形態において、ディジット化されたＥＣＧ信号（つまりＥＣＧデータ）が処理のために受け取られる。ＥＣＧデータは、ＥＣＧデータ内の奇数拍動についての奇数メジアン複素数（ｍｅｄｉａｎ  ｃｏｍｐｌｅｘ）およびＥＣＧデータ内の偶数拍動についての偶数メジアン複素数を計算するために用いられる。その後、奇数メジアン複素数は偶数メジアン複素数と比較されて、ＥＣＧ信号内の拍動から拍動への交代の振幅の推定値が得られる。
【００２２】
ＥＣＧデータのフィルタリングは、ＥＣＧデータをローパスフィルタでフィルタリングして高周波数ノイズを除去し、基準線遊動（ｂａｓｅｌｉｎｅ  ｗａｎｄｅｒ）除去フィルタをＥＣＧデータに適用して低周波数アーチファクトを除去し、ＥＣＧデータから心室の不規則な拍動を除去し、そして、ＥＣＧデータから雑音性拍動を除去する。交代の正確な推定値の計算に使用するデータは、フィルタリングされたデータがより適している。
【００２３】
基準線遊動除去フィルタをＥＣＧデータに適用するステップは、ＥＣＧデータの第１の拍動内の第１の等電点（点１）、第２の拍動内の第２の等電点（点２）、および第３の拍動内の第３の等電点（点３）の各々において、等電値を判定するステップと；スプライン曲線を第１の３つの等電値に適合させるステップと；第１の等電点と第２の等電点との間の、ＥＣＧデータの対応する値から、スプライン曲線の値を減算するステップと；第２の等電点と第３の等電点との間の、ＥＣＧデータの対応する値から、スプライン曲線の値を減算するステップと；ＥＣＧデータの次の拍動内の次の等電点（例えば点４）についての等電値を判定するステップと；次のスプライン曲線を、次の等電値（例えば点４）および前の２つの連続する等電点（例えば点２および点３）に対応する等電値に適合させるステップと；次の等電点（例えば点４）と前の等電点（例えば点３）との間のＥＣＧデータの対応する値から、次のスプライン曲線の値を減算するステップと；ＥＣＧデータ内の所望の複数の拍動（例えば点３、点４、および点５；点４、点５、および点６；等々）の処理が完了するまでプロセスを繰り返して、ＥＣＧデータから低周波数アーチファクトを除去するステップとを含む。
【００２４】
雑音性拍動を除去するステップは、ＥＣＧデータの選択された拍動の選択された部分内の全てのサンプルの平均値を計算するステップと、選択された拍動の選択された部分内の、平均値と各サンプルとの差を計算するステップと、差の絶対値の平均値を計算して、この平均値を閾値と比較するステップと、平均値の閾値との比較に基づいて、選択された拍動が雑音性拍動であると確認するステップと、奇数および偶数のメジアン複素数の計算から雑音性拍動を除去するステップとを含む。
【００２５】
奇数メジアン複素数を計算するステップは、以下のように進む。（奇数メジアン複素数を示す）第１のアレイは、複数の奇数メジアン複素数の値で初期化される。（偶数メジアン複素数を示す）第２のアレイは、複数の偶数メジアン複素数の値で初期化される。ＥＣＧデータの奇数拍動のサンプルは第１のアレイ内の対応する値と比較され、この比較に基づいて、第１のアレイの値が次のように調節される。奇数拍動のサンプルが第１のアレイの対応する値を第１の量だけ（但し第２の量よりの小さい量だけ）超える場合、この対応する値は第１の量だけインクリメントされる。奇数拍動のサンプルが第１のアレイの対応する値を第２の量だけまたは第２の量よりも大きい量だけ超える場合、この対応する値は第２の量だけインクリメントされる。奇数拍動のサンプルが第１のアレイの対応する値よりも第１の量だけ（但し第２の量ではない）小さい場合、この対応する値は第１の量だけデクリメントされる。最後に、奇数拍動のサンプルが第１のアレイの対応する値よりも第２の量だけまたは第２の量よりも大きい量だけ下回る場合、この対応する値は第２の量だけデクリメントされる。このプロセスは、上記計算に含まれるのが望ましい他の奇数拍動について繰り返される。その後、この同じプロセスが、偶数拍動を用いて第２のアレイについても行われる。
【００２６】
奇数メジアン複素数および偶数メジアン複素数が一旦計算されると、Ｔ波の領域について、奇数メジアン複素数のサンプル点と偶数メジアン複素数のサンプル点との差が計算されて、交代の振幅の推定値が得られる。好適には、Ｔ波の領域における２つの複素数の間の最大差が、交代の振幅の推定値として使用される。
【００２７】
望まれる場合には、ＥＣＧデータは、各セグメントについて計算される交代拍動の推定値を有する時間セグメントに分割される。例えば、１５秒分のＥＣＧデータを示す時間セグメントについて、一定量の交代の計算が行われ得る
以下に、本発明のこれらまたは他の特徴ならびに利点を、図面を参照しつつ詳細に説明する。図中、同じ参照番号は同じ構成要素を示す。さらに、図面中の各参照番号の左端の桁は、参照番号が初めて登場した図面の番号に対応している。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の好適な実施形態を詳細に説明する。特定の構成および配置を説明するが、これは便宜上そうするに過ぎないことが理解されるべきである。当業者であれば、本発明の趣旨および範囲を逸脱することなく、他の構成および配置が用いられ得ることを認識するであろう。
【００２９】
図１は、代表的なヒトの表面（ｈｕｍａｎ  ｓｕｒｆａｃｅ）ＥＣＧ１００を示す。屈曲部１０２は、「Ｐ波」として知られており、心房の興奮に起因するものである。屈曲部１０４、１０６および１０８は、それぞれ、「Ｑ波」、「Ｒ波」および「Ｓ波」として知られており、心室の興奮（消極）によって生じるものである。屈曲部１１０は、「Ｔ波」として知られており、心室の復帰（再分極）に起因するものである。１番目のＲ波１０６Ａの頂点から次のＲ波１０６Ｂの頂点までの間のＥＣＧの１サイクル（即ち、心拍周期または心拍）は、Ｒ−Ｒ間隔または心拍間隔として知られている。
【００３０】
ＥＣＧ１００におけるＳ波１０８の終わりからＴ波１１０の始まりまでの間の部分１１２は、「ＳＴセグメント」として知られている。本発明は、Ｔ波だけでなくＳＴセグメントの交代拍動にも関するものであるので、本明細書中の用語「Ｔ波」は、ＥＣＧのＴ波およびＳＴセグメントの両方の部分を含む。
【００３１】
ＥＣＧ１００において対象とされるその他の部分には、ＴＰセグメント、ＰＱセグメント、Ｊ点および等電値がある。ＴＰセグメントは、ＥＣＧ１００におけるＴ波１１０の終わりからＰ波１０２の始まりまでの部分１１４である。ＰＱセグメントは、ＥＣＧ１００におけるＰ波１０２の終わりからＱ波１０４の始めまでの部分１１９である。点１１６で示すＪ点は、ＱＲＳコンプレックスの終わりの印であり、ＳＴセグメント１１２の始まりを示すために用いられる。等電値は、ＰＱセグメント１１９の平坦部分上の選択された点１１８で示される。但し、ＴＰセグメント１１４上の点（図示せず）で等電値を示してもよい。
【００３２】
Ｔ波の交代拍動または交代（ａｌｔｅｒｎａｔｉｏｎ）は、２拍毎に繰り返されるＥＣＧにおけるＴ波の規則的な心拍間変動（ｂｅａｔ  ｔｏ  ｂｅａｔ  ｖａｒｉａｔｉｏｎ）であり、内在する心臓の電気的不安定性に関連付けられている。本発明者らは、心室細動に対する受攻性（ｖｕｌｎｅｒａｂｉｌｉｔｙ）が最も高い時期であるＴ波の前半において、交代の発生が最大になることを見出した。Ｎｅａｒｉｎｇ  ＢＤ，  Ｈｕａｎｇ  ＡＨおよびＶｅｒｒｉｅｒ  ＲＬ，”Ｄｙｎａｍｉｃ  Ｔｒａｃｋｉｎｇ  ｏｆ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｖｕｌｎｅｒａｂｉｌｉｔｙ  ｂｙ  Ｃｏｍｐｌｅｘ  Ｄｅｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｔ  ｗａｖｅ，”  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ２５２：４３７−４４０，  １９９１参照。
【００３３】
図２は、Ｔ波交代の概念を示す。前胸部ＥＣＧ信号２００のサンプルが示されている。ＥＣＧ２００では、交代拍動を示すために、数回の心拍を互いに重ねあわせている。線２０６は、Ｔ波の始まりを示し、線２０８は、Ｔ波の終わりを示す。交代拍動は、連続する心拍のＴ波の重なり合う部分での拡がり（ｄｉｖｅｒｇｅｎｃｅ）として、２１０で示されている。但し、交代は、線２０２と線２０４との間に示されたＴ波の前半に、主に起こるということに注意されたい。この時が、心臓の電気的不安定性に対する受攻性が最も高い時期である。この受攻性は、心室細動を誘発するために必要な電流量をグラフで表わした、グラフ２１２により示されている。但し、この受攻性は、グラフ２１２における点２１４に対応する時間に、最大となることに注意されたい。点２１４は、受攻期におけるこの点において、最少量の電流が、心室細動を誘発するであろうことを示す。Ｄａｌｅ  Ｄｕｂｉｎ，  Ｒａｐｉｄ  Ｉｎｔｅｒｐｒｅｔａｔｉｏｎ  ｏｆ  ＥＫＧ’ｓ，  ４ｔｈ  Ｅｄｉｔｉｏｎ，  Ｃｏｖｅｒ  Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ  Ｃｏｍｐａｎｙ，  １９９０において、ＥＣＧ検出および分析に関するさらに詳細な検討がなされている。
【００３４】
本発明による交代拍動の定量法３００の好適な実施形態が、図３に示されている。１番目の工程３０２では、デジタル化されたＥＣＧ信号が、処理のために受信される。便宜上、本明細書中において、デジタル化されたＥＣＧ信号を、ＥＣＧデータと呼ぶこととする。工程３０４では、ＥＣＧデータは、複数（ｎ個）の測定間隔にセグメント化される。例えば、ＥＣＧデータが１０分間の間に患者から採取されたＥＣＧ測定を表わす場合において、１０分という長さの信号は、処理のために（例えば１５秒といった）より小さなセグメントに分けられ得る。あるいは、１０分間全体のＥＣＧデータを、単一のセグメントとして扱ってもよい。最後に、工程３０６において、交代の推定値は、各測定間隔もしくは、セグメントに対して算出される。
【００３５】
交代の推定値を算出する工程３０６を、図４を用いて更に詳細に説明する。工程４０２では、ＥＣＧデータは、デジタルフィルタリングされる。下記で更に詳細に示されるとおり、例えば、デジタルフィルタリングにより、高周波ノイズ、期外収縮、雑音性心拍および患者の呼吸および運動によるアーチファクトが取り除かれる。工程４０４では、奇数のメディアンコンプレックス（ｏｄｄ  ｍｅｄｉａｎ  ｃｏｍｐｌｅｘ）は、ＥＣＧデータにおける少なくとも１つの奇数の心拍に対して算出される。工程４０６では、偶数のメディアンコンプレックス（ｅｖｅｎ  ｍｅｄｉａｎ  ｃｏｍｐｌｅｘ）は、ＥＣＧデータにおける少なくとも１つの偶数の心拍に対して算出される。最後に、工程４０８では、奇数および偶数のメディアンコンプレックスを比較して、ＥＣＧデータにおける心拍間交代（ｂｅａｔ  ｔｏ  ｂｅａｔ  ａｌｔｅｒｎａｔｉｏｎ）の振幅の推定値を得る。図４の各工程に関しては、下記で更に詳細に説明する。
【００３６】
本明細書中で用いられる用語「メディアンコンプレックス」は、ＥＣＧデータにおける１つ以上の心拍をメディアンとして表したものを指す。メディアンコンプレックスは単一の心拍を表すことしかできないが、そのコンプレックスのメディアンが、より多くの数の心拍によるものであることが好適である。結果として生じるメディアンコンプレックスは、そのメディアンコンプレックスのもとになる（奇数もしくは偶数の）心拍のサンプルの平均値を表わす。しかしながら、好適な実施形態においては、メディアンコンプレックスに対して任意の１拍が持ち得る影響が制限されるように平均化されるために、このメディアンコンプレックスは、本当の意味での平均値ではない。これにより、偽性の心拍がメディアンコンプレックスの正確性を歪める（即ち、悪影響を与える）ことを防ぐ。このことが、本発明における好適な実施形態で、どのように達成されるかを、図８を参照しながら下記で説明する。
【００３７】
フィルタリングの工程４０２を、図５を参照しながらさらに詳細に説明する。図５は、ローパスフィルタリング工程５０２、基準線遊動除去工程５０４、心室性不整脈除去工程５０６およびノイズが入った心拍を削除する工程５０８を表わす。好適な実施形態においては、ＥＣＧデータを工程４０４および工程４０６のメディアンコンプレックスの算出に用いる前に、これらの独立したフィルタリング工程のそれぞれをＥＣＧデータに対して行う。しかしながら、当業者であれば、１つ以上の工程が、必要に応じて削除され得ることを認識するであろう。また、当業者であれば、これらの工程は、必要に応じて、異なる順序で実施され得ることを認識するであろう。
【００３８】
工程５０２において、ＥＣＧデータは、高周波のノイズを除去するためにローパスフィルタリングされる。好適な実施形態では、４０Ｈｚのコーナー周波数を有する８次のバターワースフィルタが用いられる。工程５０４では、基準線遊動除去フィルタが、低周波のアーチファクトを取り除くために、ＥＣＧデータに適用される。低周波のアーチファクトの例としては、例えば、トレッドミルもしくは運動用自転車での運動ストレステスト中の患者の動作だけでなく、呼吸により起因するアーチファクトがある。
【００３９】
基準線遊動除去フィルタの動作を、図６を参照しながら説明する。工程６０２では、等電値は、ＥＣＧデータにおける最初の３拍について決定される。好適な実施形態において、等電点は、１拍のＰＱセグメント内で選択される。例えば、等電点は、Ｒ波（Ｒ波はその大きな振幅により容易に識別できるので、通常、心拍コンプレックスの他の部分を見つけるための参照として用いられる）の頂点の５６ｍｓ前の点として選択される。別の実施形態では、等電点は、ＴＰセグメントで選択され得る。この点は、どちらの場合にも、望ましい結果を得るために、ＥＣＧデータの目視検査時にユーザにより移動され得る。このような手動調整が、各測定間隔毎に１度行われ得る。
【００４０】
工程６０２では、３つのデータ点を得る。つまり、最初の３拍のそれぞれより等電点を１つずつ得る。工程６０４では、３つの等電点に対応する３つの等電値に合わせてスプライン曲線を引く。この好適な実施形態では、３次スプライン曲線が用いられる。しかしながら、別に付加された心拍による等電データが用いられる場合、より高次のスプラインが用いられ得る。さらに、一拍に対して２点以上を用いてスプラインを引いてもよい。例えば、ＰＱセグメントから１点、ＴＰセグメントから１点というように一拍に対して２点が用いられ得る。
【００４１】
工程６０６において、１番目と２番目の等電点の間のＥＣＧデータ（即ち、１番目と２番目の等電点の間に位置するＥＣＧデータ）の対応する値からスプライン曲線の値を減じる。工程６０８において、２番目と３番目の等電点の間のＥＣＧデータの部分に対応するＥＣＧデータの値からスプライン曲線の値を減じる。これにより、ＥＣＧデータの最初の３拍に対するＥＣＧ信号の等電基準線からの遊動を除去する効果がある。
【００４２】
工程６１０において、次拍における等電点に対して等電値を決定する。例えば、等電値は、ＥＣＧデータにおける４拍目に対して決定される。工程６１２において、２番目、３番目および４番目の等電値に合わせてスプライン曲線を引く。工程６１４において、工程６１２で決定されたスプライン曲線の値は、３番目および４番目の等電点の間に位置するＥＣＧの部分に対するＥＣＧデータから除く。工程６１６においては、以降の心拍（例えば、処理すべき次の３拍は心拍３、心拍４および心拍５、その次は心拍４、心拍５および心拍６、以下同様）に対して、すべての対象とする心拍（例えば、対象とするＥＣＧセグメント内のすべての心拍）を処理して等電基準線に影響を与える低周波アーチファクトが取り除かれるまで、工程６１０から工程６１４を繰り返す。
【００４３】
工程５０４における基準線遊動除去フィルタリングの結果、ＥＣＧデータが共通の等電基準線に正規化される。
【００４４】
再び図５を参照して、工程５０６では、ＥＣＧデータから心室性不整脈を除去する。心室性不整脈の例としては、期外収縮、二重心拍（ｃｏｕｐｌｅｔ）、三重心拍（ｔｒｉｐｌｅｔ）および心室性頻拍がある。以上は、正常な心臓刺激伝導系では起こらない心拍である。正常で、健康な心臓は、１時間に２、３回このような不整脈を生じ得るが、一方で、病んだ心臓では、その回数がさらに多くなり得る。交代拍動の算出を歪めないように、このような心拍を識別することが好適である。心室性不整脈は、心拍におけるＲ−Ｒ間隔の比較に基づいて典型的に識別される。例えば、１分間に６０回の速度で心拍する場合、正常な心拍におけるＲ−Ｒ間隔が１秒であるのに対して、不整脈拍におけるＲ−Ｒ間隔はわずか０．６秒であり得る。不整脈拍はまた、Ｒ波の形状にもとづいて識別され得る。
【００４５】
識別された不整脈拍はＥＣＧデータより削除されてもよいし、以降のＥＣＧデータ処理中に無視してもよい。
【００４６】
工程５０８において、ノイズが入った心拍は、ＥＣＧデータより削除される。ノイズが入った心拍の除去を、図７にもとづいてさらに詳細に説明する。ＥＣＧデータセグメント内の各心拍がノイズが入った心拍かどうかを決定するために分析されることが好適である。交代拍動の算出を歪めないように、ノイズが入った心拍は、さらなる処理により削除される。心拍にノイズが入っているか否かの決定は、以下のように行われる。工程７０２において、心拍の選択された部分内のすべてのサンプルに対して、中間値（ｍｅａｎ  ｖａｌｕｅ）が算出される。好適な実施形態においいては、前述の選択された部分とは、心拍のＴＰセグメントである。各心拍におけるＴＰセグメントの位置は、Ｒ波の頂点にもとづいて決定される。好適な実施形態においては、ＴＰセグメントは、Ｒ−Ｒ間隔の０．５と０．７の間の領域で起こる心拍の部分として推定される。例えば、１分間に６０回の速度で心拍する場合、毎秒１回の心拍が起こり、Ｒ−Ｒ間隔が１秒の長さになる。この場合、ＴＰセグメントは、最初のＲ波の頂点の後、０．５秒から０．７秒までの範囲内で起こると推定される。中間値は、ＴＰセグメント内に位置するＥＣＧデータのサンプルを平均化することにより、ＴＰセグメントに対して決定される。
【００４７】
別の実施形態においては、ＥＣＧデータの目視検査時に、ユーザにより手動でＴＰセグメントが決定され得る。さらに、ユーザが望めば、このノイズが入った心拍を削除する工程は、省略され得る。
【００４８】
工程７０４において、ＴＰセグメントの各サンプルは、この中間値と比較される。工程７０６において、工程７０４で算出された絶対値の差の平均が、ＴＰセグメントのサンプルに対して計算される。あるいは、ＴＰセグメントのサンプルの標準偏差、もしくは分散が算出され得る。工程７０８において、平均値が閾値と比較される。例えば、５０μＶの閾値が、本発明における好適な実施形態に用いられる。したがって、ＴＰセグメント内の各サンプル間の絶対値の差の平均および中間値が、５０μＶ以上大きい場合、その心拍は、工程７１０で示されているとおり、ノイズが入った心拍として分類される。工程７１２は、図４の工程４０４および工程４０６において、奇数のメディアンコンプレックスおよび偶数のメディアンコンプレックスの算出ではノイズが入った心拍は用いられないことを示す。
【００４９】
再び図４を参照して、フィルタリングされたＥＣＧデータは、工程４０４および工程４０６における奇数のメディアンコンプレックスおよび偶数のメディアンコンプレックスを算出するためには用いられない。工程４０４の奇数のメディアンコンプレックスの算出は、図８を参照しながら更に詳細に説明する。奇数のメディアンコンプレックスの算出に関して、図８に記載の方法が説明されるので、当業者であれば、奇数の心拍の代わりに偶数の心拍を有する偶数のメディアンコンプレックスの算出方法が、奇数のメディアンコンプレックスの算出法と同一であると認識するであろう。
【００５０】
工程８０２において、最初の配列は、多数の奇数のメディアンコンプレックスの値で初期化されている。例えば、ＥＣＧデータにおける１番目の心拍のサンプルは、奇数のメディアンコンプレックスの初期値として用いられ得る。あるいは、前のＥＣＧセグメント（図３の工程３０４参照）が処理されていた場合、その算出の結果生じた奇数のメディアンは、工程８０２の初期の奇数のメディアンとして用いられ得る。工程８０４において、ＥＣＧデータの次の奇数の心拍は、サンプル毎に奇数のメディアンコンプレックスと比較される。各奇数の心拍（即ち、心拍１、心拍３、心拍５、心拍７、心拍９など）は、Ｒ波の頂点にもとづいて識別される。好適な実施形態において、心拍は、Ｒ波の頂点の４５０ミリ秒以前の点からＲ波の頂点の５５０ミリ秒以降の点との間で、全体で１秒のＥＣＧデータに対して起こるＥＣＧデータとして識別される。１２８Ｈｚのサンプル抽出速度において、これは、１心拍毎に１２８個のサンプル抽出を行うことに等しい。従って、１番目の心拍が、奇数のメディアンコンプレックスを初期化するために用いられる場合、３番目の心拍（即ち、次の奇数の心拍）を表わす１２８個のサンプルは、奇数のメディアンコンプレックス内の対応する１２８個のサンプルと比較されるであろう。
【００５１】
奇数のメディアンコンプレックス内の対応するサンプルと比較される奇数の心拍の各サンプルに対して、その比較の結果が、工程８０６から工程８２０において検証される。工程８０６において、現在の心拍のサンプルが、メディアンコンプレックスの対応する値を第１の所定量だけ上回り、かつ、この上回る量が第２の所定量未満である場合、メディアンコンプレックスの対応する値は、第１の所定量だけ増大される。これは、工程８０８で示される。工程８１０において、現在奇数の心拍のサンプルが、奇数のメディアンコンプレックスの対応する値を第２の量以上上回る場合、工程８１２において、奇数のメディアンコンプレックスの対応する値は、第２の量だけ増大される。
【００５２】
工程８１４から工程８２０は、工程８０６から工程８１２と対応するが、現在の心拍のサンプルが、メディアンコンプレックスの対応する値未満である場合を扱う。即ち、現在の心拍のサンプルが、メディアンコンプレックスの値を、第１の所定量だけ下回り、かつ、この下回る量が第２の所定量未満である場合（工程８１４参照）、メディアンコンプレックスの対応する値は、第１の所定量（工程８１６参照）だけ減少させられる。現在の奇数の心拍のサンプルが、対応する奇数のメディアンコンプレックスの値を、第２の量以上下回る場合（工程８１８参照）、奇数のメディアンコンプレックスの対応する値は、第２の量だけ減少させられる（工程８２０参照）。
【００５３】
工程８２２に示されるとおり、工程８０４から工程８１８は、各奇数の心拍の各サンプルに対して、対象とする奇数の心拍数（即ち、少なくとも１つ）が処理されるまで繰り返される。結果生じた奇数のメディアンコンプレックスは、奇数の心拍のサンプルの平均を表わす。但し、平均化は、メディアンコンプレックスに対して任意の１拍が持ち得る影響が第２の量以下に制限されるような方法でなされる。これにより、偽性の心拍がメディアンコンプレックスの正確性を歪める（即ち、悪影響を与える）ことを防ぐ。好適な実施形態において、第１の量は、第２の量の半分に等しい。例えば、第１の量は、デジタル化されたＥＣＧ信号の１つのサンプルレベルに等しいものとして選択される。１０ビットのアナログデジタルコンバータ（ＡＤＣ）で、最大信号振幅が−２．５ｍＶから＋２．５ｍＶの範囲の場合、ＡＤＣは、サンプルレベルごとに４．８８μＶの解像度を有するであろう。従って、１番目の値は、４．８８μＶで、２番目の値が９．７６μＶとなるであろう。
【００５４】
この好適な実施形態において、心拍の各サンプルとメディアン心拍コンプレックスとの差は、第１および第２の量と比較される。本発明における別の実施形態では、単純に、サンプルがメディアンコンプレックスを超える場合に、メディアン心拍コンプレックスを第１の量だけ増量させて、サンプルがメディアンコンプレックス未満である場合に、メディアン心拍コンプレックスを第１の量だけ減少させてもよい。また、別の実施形態においては、心拍の各サンプルとメディアン心拍コンプレックスにおける差は、対応する増量／減少値を有する２つ以上（例えば、３つ、４つもしくはそれ以上）の閾値量と比較され得る。
【００５５】
奇数のメディアンコンプレックスおよび偶数のメディアンコンプレックスが計算されると、ＥＣＧデータ内における心拍から心拍への交代の振幅の推定値を得るために、工程４０８（図４参照）で比較される。本発明における好適な実施形態で、Ｊ点とＴ波の終わりまでの心拍の範囲において、奇数のメディアンコンプレックスおよび偶数のメディアンコンプレックスの対応する値の最大差を決定することを、この比較は含む。Ｊ点は、ＱＲＳコンプレックスの終わりを示す点として定義され、ＳＴセグメントの始まりを示すために用いられる。本発明における好適な形態において、Ｊ点は、Ｒ波の頂点の５６ミリ秒の後に起こる点として、最初に定義される。Ｔ波の終わりは、Ｒ波の頂点のｔミリ秒後に起こる点として最初に定義される。ｔ点は、以下の方程式で導かれる：
ｔ＝５０５−１．８７８ＨＲ＋０．００２６ＨＲ2
「ＨＲ」は、１秒間の心拍数で表わされる心拍の速度であり、「ｔ」は、ｍｓ（ミリ秒）で表わされる。
【００５６】
Ｊ点およびＴ波の終わりに対する初期値は、推定量である。Ｊ点に対する初期値は、必要に応じて、手動によるユーザ調整を可能にするために、測定間隔からのサンプルの心拍上（もしくは平均心拍上）に重ねたカーソルとして、ユーザに対して好適に表示される。Ｊ点は、測定間隔全体に対して一度調整され得る。
【００５７】
Ｔ波の終わりは、上記方程式にもとづいて各心拍に対して計算され得る。この方程式により、Ｔ波の終わりの点は、Ｔ波の実際の終わりが起こると予想される場所をわずかに超える所に定められる。これにより、Ｔ波全体を捉えることが確実となる。Ｔ波の終わりは、ユーザによる検査のために、サンプルの心拍上にカーソルとして表示され得る。
【００５８】
１番目の測定間隔では、奇数の心拍は、心拍１、３、５、７から測定間隔の終わりまでであることに注意されたい。同様に、１番目の測定間隔に対する偶数の心拍は、心拍２、４、６、８から測定間隔の終わりまでである。以降のすべての測定間隔では、すぐ直前の測定間隔の最後の心拍が偶数であった場合、奇数の心拍は、心拍１、３、５、７等で、偶数の心拍は、心拍２、４、６、８等になるであろう。但し、すぐ直前の測定間隔の最後の心拍が、偶数であった場合、奇数の心拍は、心拍２、４、６、８等で、偶数の心拍は心拍１、３、５、７等となるであろう。この後者のルールにより、１つの測定間隔から次へと方法が進行する時に、ＥＣＧデータファイル全体を通して、奇数および偶数の心拍の相対的なグループ分けが確保される。
【００５９】
本発明の方法は、心房の再分極の際の交代を定量化するためにも用いられ得る。即ち、心室再分極の際に交代拍動が起こるように、心房の再分極の際にも、交代のパターンが感知され得るのである。心房におけるＴ波の交代拍動は、心房の再分極の際の電気的不安定性を示し、また心房性細動を予告する。
【００６０】
本発明の方法は、ハードウェア、ソフトウェアもしくはその両方を組み合わせたものを用いて実行され得、１つ以上のコンピュータシステムもしくは他の処理システムにおいて実行され得る。実施例として、本発明は、図９に示される汎用コンピュータ９００上で動作するソフトウェアとして実施され得る。コンピュータシステム９００は、プロセッサ９０４のような１つ以上のプロセッサを含む。プロセッサ９０４は、通信基盤９０６（例えば、コミュニケーションバス、クロスオーバーバーもしくはネットワーク）に接続される。コンピュータシステム９００は、ディスプレーユニット９３０上で表示するために、通信基盤９０６（もしくは、図示されていないフレームバッファ）から、図、文書および他のデータを転送するディスプレーインターフェイス９０２を含む。
【００６１】
コンピュータシステム９００はまた、主記憶装置９０８を含み、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を含むことが好ましい。また、二次記憶装置９１０も含み得る。二次記憶装置９１０は、例えば、ハードディスクドライブ９１２および／または、フロッピーディスクドライブ、磁気テープドライブ、光ディスクドライブ等に代表される、リムーバブル記憶ドライブ９１４を含む。リムーバブル記憶ドライブ９１４は、周知の方式でリムーバブル記憶ユニット９１８から読込みを行うことおよび／または、リムーバブル記憶ユニット９１８へ書き込みを行う。フロッピーディスク、磁気テープ、光ディスク等に代表されるリムーバブル記憶ユニット９１８は、リムーバブル記憶ドライブ９１４により読込みおよび書き込みが行われる。言うまでもなく、リムーバブル記憶ユニット９１８は、コンピュータソフトウェアおよび／またはデータを記憶したコンピュータ使用可能記憶媒体を含む。
【００６２】
別の実施形態において、二次記憶装置９１０は、コンピュータプログラムもしくは他の命令を、コンピュータシステム９００にロードするための他の手段を含み得る。そのような手段は、例えば、リムーバブル記憶ユニット９２２およびインターフェイス９２０を含み得る。このようなリムーバブル記憶ユニット／インターフェイスの例としては、（ビデオゲーム機にみられるような）プログラムカートリッジおよびカートリッジインターフェイス、（ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭもしくはＥＥＰＲＯＭといった）リムーバブルメモリチップおよびそれを組み込むためのソケット、その他リムーバブル記憶ユニット９２２およびソフトウェアおよびデータをリムーバブル記憶ユニット９２２からコンピュータシステム９００へと転送させるインターフェイス９２０がある。
【００６３】
コンピュータシステム９００はまた、通信インターフェイス９２４を含み得る。通信インターフェイス９２４は、コンピュータシステム９００と外部機器間で、ソフトウェアおよびデータの転送を可能にする。通信インターフェイスの例としては、モデム、（イーサネットカードのような）ネットワークインターフェイス、通信ポート、ＰＣＭＣＩＡスロットおよびカード等がある。通信インターフェイス９２４を介して送られるソフトウェアおよびデータは、通信インターフェイス９２４により受信され得る電子信号、電磁信号、光学的信号もしくは他の信号であり得る信号９２８の形式をとる。信号９２８は、通信経路（即ち、チャネル）である９２６を介して通信インターフェイス９２４に提供される。チャネル９２６は、信号９２８を運び、ワイヤもしくはケーブル、光ファイバー、電話線、携帯電話リンク、ＲＦリンクおよびその他の通信チャネルを用いて実施され得る。
【００６４】
本明細書中、用語「コンピュータプログラム媒体」および「コンピュータ使用可能媒体」は、リムーバブル記憶ドライブ９１４、ハードディスクドライブ９１２にインストールされたハードディスク、および信号９２８といった媒体を指して広義に用いられている。これらのコンピュータプログラム製品は、コンピュータシステム９００にソフトウェアを提供するための手段である。本発明は、このようなコンピュータプログラム製品を含む。
【００６５】
コンピュータプログラム（コンピュータ制御論理とも呼ばれる）は、主記憶装置９０８および／または二次記憶装置９１０内に記憶される。コンピュータプログラムはまた、通信インターフェイス９２４を介して受信され得る。このようなコンピュータプログラムは、実行された時に、コンピュータシステム９００が本明細書中で説明したような本発明の特徴を実現することを可能にする。特に、コンピュータプログラムは、実行された時に、プロセッサ９０４が従来の発明における機能を実施することを可能にする。従って、このようなコンピュータプログラムが、コンピュータシステム９００の制御装置を代表する。
【００６６】
本発明が、ソフトウェアを用いて実施される形態において、ソフトウェアは、コンピュータプログラム製品内に記憶され得、リムーバブル記憶ドライブ９１４、ハードドライブ９１２もしくは通信インターフェイス９２４を用いるコンピュータシステム９００にロードされ得る。制御論理（ソフトウェア）がプロセッサ９０４により実行される時、制御論理は、プロセッサ９０４に、本明細書中に記載したような本発明の機能を実行させる。
【００６７】
別の実施形態において、本発明は、例えば、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）のようなハードウェアコンポーネントを用いるハードウェア内で主に実施される。本明細書中に記載した機能を実行するためのハードウェア状態マシンをどのように実施すればよいかは当業者には明白である。
【００６８】
また別の実施形態において、本発明は、ハードウェアおよびソフトウェア両方の組合せを用いて実施される。
【００６９】
本発明におけるソフトウェア実施形態の例では、上述の方法は、Ｃ＋＋プログラミング言語で実施される。そして、ソフトウェアが、コンピュータシステム９００にロードされ得る。この実施形態における、コンピュータシステム９００は、米国ウィスコンシン州のミルウォーキーにあるＭａｒｑｕｅｔｔｅ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｉｎｃ．（ＧＥ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  Ｃｏｍｐａｎｙ）製のＭＡＲＳ−８０００  Ｕｎｉｔｙ  Ｗｏｒｋｓｔａｔｉｏｎである。ＭＡＲＳ−８０００は、Ｍａｒｑｕｅｔｔｅ製ＥＣＧ解析ソフトウェアで構成されたＳｕｎ  Ｕｌｔｒａ−１ワークステーションである。ＭＡＲＳ−８０００は、数通りの異なる方法で、ＥＣＧデータの受信ができるように装備されている。その方法には、イーサネット接続を介して、Ｍａｒｑｕｅｔｔｅ製ＤＡＴ（即ち、ホルターファイルの長期記憶用の磁気テープ）ドライブから、Ｍａｒｑｕｅｔｔｅ製ホルターレコーダーからテープを読込むために構成されたＭａｒｑｕｅｔｔｅ製テープ取得ユニットから、およびＳＥＥＲレコーダーからフラッシュカードを読込むために構成されたＭａｒｑｕｅｔｔｅ製ＳＥＥＲ取得ユニットからデータを受信することが含まれる。他のソースからのＥＣＧデータおよび他のフォーマットのＥＣＧデータは、Ｍａｒｑｕｅｔｔｅのフォーマットに再フォーマットされ得、イーサネット接続を介してＭＡＲＳ−８０００にロードされ得る。
【００７０】
図１０は、コンピュータシステム９００と共に用いられるコンピュータソフトウェアプログラム１０００の構造および動作を示す機能ブロック図である。プログラム１０００は、波形測定モジュール１００２、心拍識別分類モジュール１００４、データベース管理モジュール１００６およびグラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）１００８を含む。データベース管理モジュール１００６は、ＥＣＧデータの受信および記憶を管理し、未処理のＥＣＧデータを波形測定モジュール１００２に提供する。心拍識別分類モジュール１００４と連携した波形測定モジュール１００２は、未処理のＥＣＧデータをフィルタリングし、交代の推定量を計算するといった図３から図８のフローチャートにある機能を実行する。これらの計算処理において、心拍識別分類モジュール１００４は、交代拍動の算出のために、心拍識別分類情報を波形測定モジュール１００２に提供する。この心拍識別分類情報には、測定間隔内のＱＲＳの位置および心拍分類（正常、上室性、心室性、もしくはアーチファクト（ノイズ））が含まれる。
【００７１】
ＧＵＩモジュール１００８は、ユーザ１０１０にインターフェイスを提供する。波形測定モジュール１００２は、ＧＵＩモジュール１００８に、以下のユーザ１０１０に表示するための情報を提供する：交代拍動対時間のグラフ、未処理のＥＣＧデータ、等電カーソル、Ｊ点カーソルおよびＴＰセグメントカーソルの位置を含むサンプルもしくはメディアンの（例えば、奇数および／または偶数）心拍、交代拍動の値、ノイズの値および電流測定間隔の値。ＧＵＩモジュール１００８は、ユーザ１０１０へのこの情報の表示を制御する。
【００７２】
ＧＵＩモジュール１００８はまた、ユーザ１０１０からの入力を受信し、波形測定モジュール１００２へ、その入力を提供する。ユーザ入力は、以下を含む：スタート／ストップ／リセット信号表示、閉／開表示窓、ローパスフィルタ（例えば、フィルタオーダーＮおよび遮断周波数ｆc）に対するパラメーターの選択、基準線遊動フィルタ（例えば、２以上の心拍から得たデータもしくはＰＱセグメントに加えてＴＰセグメントから得たデータなどの付加データを含めるようにフィルタ機能を拡張したもの）、雑音性心拍フィルタ（例えば、閾値、等電として用いられるＥＣＧ部分の始まりおよび終わり）、等電カーソル、Ｊ点カーソルおよびＴＰセグメントカーソルの調整。ＧＵＩモジュール１００８は、様々なＥＣＧデータをユーザ１０１０に表示し、フィルタリングおよびデータ選択を介して交代拍動の計算処理のユーザ制御を行う。
【００７３】
本実施形態例において、ＧＵＩモジュール１００８、拍動識別分類モジュール１００４およびデータベース管理モジュール１００６の機能は、ＭＡＲＳ−８０００ＵｎｉｔｙワークステーションのＭａｒｑｕｅｔｔｅＥＣＧ分析ソフトウェアによって実行される。しかし、前記記載に基づき、この機能を任意の数のプログラミング言語においてどのように実現するかは、当業者には明らかであろう。またこの実施形態例において、波形測定モジュール１００２の機能は、Ｃ＋＋のコードで実現される。Ｃ＋＋実施態様のフローチャートを図１１Ａおよび図１１Ｂに示す。
【００７４】
ステップ１１０２において、開始時刻がＥＣＧデータレコードの先頭に設定される。ステップ１１０４において、システムはユーザ入力を待つ。ユーザが「ｓｔａｒｔ」コマンドを入力すると、メソッドはステップ１１０６に進み、処理が開始する。ユーザ入力が「ｃｌｏｓｅ」コマンドであれば、交代拍動測定プログラムは、ステップ１１１０に示すように閉じられる。ユーザ入力が「ｓｔｏｐ」または「ｒｅｓｅｔ」コマンドであれば、処理はステップ１１０８に示すように停止され、メソッドはステップ１１０４に戻って待ち続ける。しかし、ｓｔｏｐとｒｅｓｅｔコマンドとは異なる扱いを受ける。測定中にｓｔｏｐコマンドが受け取られた場合、メソッドはステップ１１０４に戻るが、現測定区間をＥＣＧレコードの先頭にリセットしない。このことにより、プロセスが停止されるが、停止されたのと同じ地点からプロセスを再開することが可能になる。リセットコマンドの場合、ステップ１１０４の待ち状態に戻る前に、開始時刻はＥＣＧレコードの先頭にリセットされる。
【００７５】
ステップ１１０６に示すように処理が開始されると、ＥＣＧレコードの開始および停止時刻が、ステップ１１１２において検索される。ステップ１１１４において、ＥＣＧレコードはＭ個の測定区間に分割される。ステップ１１１６に示されるように、各測定区間についてステップ１１１８〜１１５２が繰り返される。ステップ１１１８に示すように、分析される各ＥＣＧチャネルについてステップ１１２０〜１１５０が繰り返される。
【００７６】
ステップ１１２０において、現在の測定区間についてのＥＣＧサンプルが受け取られる。ステップ１１２２において、Ｒ波位置および拍動識別を受け取る。ステップ１１２４において、サンプル拍動およびメジアン拍動が測定区間において表示される。また、等電カーソル、Ｊポイントカーソル、およびＴＰセグメントカーソルがサンプルおよびメジアン拍動について示される。サンプルおよびメジアン拍動をユーザに表示することにより、ステップ１１２６に示すようにユーザがこれらのカーソルを調節して等電ポイント、Ｊポイント、および／またはＴＰセグメント上のポイントを調節することが可能になる。このように、これらのカーソルのプリセット位置がもし特定のＥＣＧデータレコードについて理想的でなければ、サンプルおよび／またはメジアン拍動の視認検査中においてこれらを調節することができる。
【００７７】
ステップ１１２８において、等電値および／またはＴＰセグメント値を用いて、スプライン曲線をＥＣＧデータに適合させる。ステップ１１３０において、スプライン曲線がＥＣＧデータから減算されることによりＥＣＧ信号の等電基線からの遊動を除去する。ステップ１１３２において、測定区間中の各拍動のＴＰセグメント中のＥＣＧサンプルの平均絶対値を計算する。ステップ１１３４において、平均絶対値をしきい値と比較する。しきい値を越えた場合は、ステップ１１３６において拍動は雑音性拍動として示される。
【００７８】
次にステップ１１４０において、フィルタされたＥＣＧデータおよび／または生のＥＣＧデータをユーザに対して表示する。ステップ１１４２において、測定区間中の拍動は、奇数拍動群と偶数拍動群に分割される。ステップ１１４４において、奇数拍動群についてメジアン拍動を計算する。ステップ１１４６において、偶数拍動群についてメジアン拍動を計算する。ステップ１１４８において、奇数拍動群と偶数拍動群との間の差の絶対値を、交代拍動の測定値として計算する。ステップ１１３６において識別された雑音性拍動およびステップ１１２２において識別された心室性不整脈は、この計算に含まれていない。ステップ１１５０において、ユーザへ表示するために交代拍動測定値をプロットする。
【００７９】
ステップ１１５２において、別のＥＣＧチャネルが処理を必要とするか否かを決定する。別のＥＣＧチャネルが処理を必要とする場合、メソッドはステップ１１１８に戻る。残りのＥＣＧチャネルのうちで処理を必要とするものがなければ、メソッドはステップ１１５４に進み、別の測定区間について処理が必要であるか否かを決定する。別の測定区間について処理が必要であれば、メソッドはステップ１１１６に戻る。処理を必要とする測定区間がこれ以上存在しなければ、メソッドはステップ１１５６において終了する。
【００８０】
発明者は、Ｃｏｌｕｍｂｉａ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  Ｓｃｈｏｏｌ  ｏｆ  Ｐｈｙｓｉｃｉａｎｓ  ａｎｄ  Ｓｕｒｇｅｏｎｓで行われたＡＴＲＡＭＩ（Ａｕｔｏｎｏｍｉｃ  Ｔｏｎｅ  ａｎｄ  Ｒｅｆｌｅｘｅｓ  Ａｆｔｅｒ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ）研究の参加患者からの２４時間外来ＥＣＧ記録において、Ｔ波交代拍動の大きさを測定するために、本発明の方法を用いた。Ｌａ  Ｒｏｖｅｒｅら「Ｂａｒｏｒｅｆｌｅｘ  ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙａｎｄ  ｈｅａｒｔ−ｒａｔｅ  ｖａｒｉａｂｉｌｉｔｙ  ｉｎ  ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｏｔａｌ  ｃａｒｄｉａｃ  ｍｏｒｔａｌｉｔｙ  ａｆｔｅｒ  ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ」、Ｔｈｅ  Ｌａｎｃｅｔ、Ｖｏｌ．３５１、Ｆｅｂｒｕａｒｙ  １４、１９８８、ｐｐ．４７８〜４８４（注釈がｐｐ．４６１〜２に記載）に記載されたこのＡＴＲＡＭＩ研究は、１２８４人の心筋梗塞後の患者に基づいた大規模な予測研究（ｐｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅ  ｓｔｕｄｙ）である。追跡期間において不整脈発作によって死亡した患者であると定義されたケースについて、ネスト状のケース−コントロール疫学的アプローチを用いた。コントロールを性別、年齢（＋／−５才）、心筋梗塞部位、左心室駆出率（＋／−３％）および血栓崩壊治療についてマッチングした。患者の結果について知らない試験者が、ＥＣＧ分析を行った。次にＥＣＧデータを本発明の方法に従ってフィルタリングして処理した。最高心拍数、最大ＳＴセグメント低下について、午前８：００に交代拍動を評価した。測定は、心拍数を制御することなく行った。最初の１４ケースおよび２５のコントロールは、最大心拍数時においてのみいくらかの差を示した、すなわち１０６＋−４９μＶに対して７８＋−５５μＶであった。コントロールよりも有意に多くのケースが（７１％対３２％、ｐ＝０．０３）８０μＶ以上の交代拍動値を有していた。このカットポイントより高いＴ波交代拍動レベルを有する患者中において、不整脈死の危険性評価は５．３倍高かった（９５％Ｃｌ：１．３〜２２．２）。これらの予備的結果は、本発明による交代拍動分析の可能な予測値について、有望性を示すものである。
【００８１】
別の研究において、発明者らは、Ｂｒｉｇｈａｍ＆Ｗｏｍｅｎ’ｓ  Ｈｏｓｐｉｔａｌ  ａｎｄ  Ｈａｒｖａｒｄ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｓｃｈｏｏｌ  ｉｎ  Ｂｏｓｔｏｎ，  Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔｓで行われたＶａｓｃｕｌａｒ  Ｂａｓｉｓ  Ｓｔｕｄｙの参加患者からのデータを分析した。Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｂａｓｉｓ  Ｓｔｕｄｙの安定的な冠動脈疾病を有する１８人の患者を、標準的なトレッドミル試験において、Ｔ波交代拍動について評価した。患者はインフォームド・コンセントを与え、また、ＡＣＩＰプロトコルを用いた運動トレッドミル試験の実施前４日間あらゆる抗狭心症薬剤を控えた。ＧＥ  ＭａｒｑｕｅｔｔｅＣａｒｄｉｏＳｙｓトレッドミルを用いてＥＣＧを５００Ｈｚでデジタル化し、標準的な電極を用いて記録した。ＥＣＧを５０Ｈｚでフィルタリングし、基線遊動アーチファクトを本発明に基づき除去した。平均運動試験期間は９分３秒＋／−４８秒であった。１．０ｍｍより大きなＳＴセグメント低下が１８人の患者のうち１５人に起こった。ストレス試験において、１８人の患者のうち１２人に安定で視認可能な交代拍動パターンが、標準ゲイン１０ｍｍ／ｍＶで容易に識別された。１１人の患者が交代拍動および虚血の両方を有した。ＳＴセグメント低下の無かった３人の患者のうち、１人が交代拍動を有していた。交代拍動レベルを本発明に基づいて評価し、視認により確認した。運動中の７分１６秒＋／−４４秒において、交代拍動は安静基線値１１．９＋／−０．８μＶから、ピーク値１０３．４＋／−８．６μＶ（ｐは０．００１未満）まで増加した。同時刻において心拍数は、６７．３＋／２．９から、１１８．９＋／−４．８ｂｐｍ（ｐは０．００１未満）まで増加した。本研究は、安定的な冠動脈疾病を有する患者において、標準的なトレッドミル運動中、抗虚血薬剤なしに明らかなＴ波交代拍動が一貫して誘導され得ることを示している。交代拍動の測定は、心拍数を制御することなく、本発明に基づいて行い得る。また、ＳＴセグメントおよびＴ波交代拍動は異なるエンドポイントを測定するため、相補的な情報を提供する。上記アプローチはさらに、通常の臨床試験の文脈内において、虚血に起因する心電不安定の病態生理学をさらに模索することを可能にする。
【００８２】
さらに別の研究として、発明者らは、Ｕｎｉｆｏｒｍｅｄ  ＳｅｒｖｉｃｅｓＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  ｏｆ  Ｈｅａｌｔｈ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ，Ｂｅｔｈｅｓｄａ，Ｍａｒｙｌａｎｄで行われた研究の参加患者からのデータを分析した。Ｕｎｉｆｏｒｍｅｄ  Ｓｅｒｖｉｃｅｓ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  ｏｆ  Ｈｅａｌｔｈ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓの試験者は、発明者らと協力して、冠動脈疾病を有し移植型電気的除細動器を有している１１人の男性患者（年齢６８±７才）をモニターし、Ｔ波交代拍動が精神的なストレスまたは運動により誘因されるか否かを評価した。患者らは標準化された行動試験、すなわち暗算、怒りの想起、および自転車運動を行った。各介入（ｐ＜０．００１）中においてＴ波交代拍動は有意に増加し、虚血を示すＥＣＧ徴候は無かった。運動による交代拍動の増加は精神的ストレスによる交代拍動の増加よりも大きかったが、心拍数の増加は交代拍動の大きさの増大と相関することが見出された。従って、レート補正手段を導入した結果、怒りの想起（ｐ＝０．００１）および暗算（ｐ＝０．０３）に起因するＴ波交代拍動の増大は、この統計的調節が実施された後でも有意なままであったが、運動（ｐ＝０．０９）に起因するＴ波交代拍動の増大は有意ではなかった。
【００８３】
これらの有望な結果は、本発明が交代拍動のリアルタイム計算における使用に理想的であることを示している。そのようなリアルタイム応用例としては、外来（Ｈｏｌｔｅｒ）心臓モニタリング中における交代拍動の計算、運動または行動ストレス試験中における交代拍動の計算、および、移植された電気的除細動器、ペースメーカまたはその他のデバイスによる交代拍動の計算により、電気的治療または薬学的治療の実施を制御することが含まれる。さらに、本発明の方法は、心拍数の変動に影響を受けないため、ペーシングまたはその他の心拍数制御を必要としない。もちろん、本発明において、ＥＣＧを後の分析のために記憶させてもよい。
【００８４】
ＥＣＧ信号のＴ波およびＳＴセグメント内の交代を定量化するシステムおよび方法は、処理用のデジタル化ＥＣＧ信号（すなわち、ＥＣＧデータ）を受信する。ＥＣＧデータは、ＥＣＧデータ内の奇数拍動用の奇数メジアンコンプレックスとＥＣＧデータ内の偶数拍動用の偶数メジアンコンプレックスとを算出するために用いられる。奇数メジアンコンプレックスと偶数メジアンコンプレックスとはその後比較されて、ＥＣＧ信号内の拍動ごとの交代の振幅の推定値を得る。偶数および奇数メジアンコンプレックスの算出前に、ＥＣＧデータはフィルタリングされる。ＥＣＧデータのフィルタリングは、ＥＣＧデータをローパスフィルタリングして高周波ノイズを除去することと、ＥＣＧデータに基準線遊動除去フィルタをかけて低周波アーティファクトを除去することと、ＥＣＧデータから不整脈拍動を除去することと、ＥＣＧデータから雑音性拍動を排除することとを含む。フィルタリングされたデータは、交代の正確な推定値の算出により適している。
【００８５】
本発明を心電図信号の分析という環境に即して説明したが、本発明は他のタイプの電気生理学的信号の分析および定量にも応用性を有することが、当業者には理解される。
【００８６】
さらに、本発明についてある程度特定の説明および例示を行ったが、発明の趣旨および特許請求の範囲内において、様々な応用例および適切な改変を当業者は認識するであろうことが、理解される。
【００８７】
【発明の効果】
本発明によれば、例えば複数の拍動を有するＥＣＧ信号のＳＴセグメントおよびＴ波の交代を数量化するシステムおよび方法が提供される。
【図面の簡単な説明】
【図１】通常のＥＣＧプロットである。
【図２】Ｔ波の交代を示す、複数の拍動の重ね合わせを示すＥＣＧプロットである。
【図３】本発明の方法を示すフローチャートである。
【図４】本発明による交代の推定値を計算する方法を示すフローチャートである。
【図５】本発明による、ＥＣＧデータのフィルタリングを示すフローチャートである。
【図６】本発明による、基準線遊動の除去方法を示すフローチャートである。
【図７】本発明による、ＥＣＧデータをフィルタリングして雑音性拍動を除去する方法を示すフローチャートである。
【図８】本発明による、メジアン複素数の計算を示すフローチャートである。
【図９】本発明を実行するためのコンピュータシステムのブロック図である。
【図１０】本発明の、コンピュータソフトウェアプログラムの実行の機能ブロック図である。
【図１１Ａ】図１０の波形測定モジュール１００２によって実行されるステップのフローチャートである。
【図１１Ｂ】図１０の波形測定モジュール１００２によって実行されるステップのフローチャートである。
【符号の説明】
１００  ＥＣＧ
９００  コンピュータシステム
９０４  プロセッサ
９０６  通信基盤
９０８  主記憶装置
９１０  二次記憶装置
１００２  波形測定モジュール
１００４  心拍識別分類モジュール
１００６  データベース管理モジュール
１００８  グラフィカルユーザインターフェース（ＧＵＩ）
１０１０  ユーザ
【図１】
0004759115.tif 000002
【図２】
0004759115.tif 000003
【図３】
0004759115.tif 000004
【図４】
0004759115.tif 000005
【図５】
0004759115.tif 000006
【図６】
0004759115.tif 000007
【図７】
0004759115.tif 000008
【図８】
0004759115.tif 000009
【図９】
0004759115.tif 000010
【図１０】
0004759115.tif 000011
【図１１Ａ】
0004759115.tif 000012
【図１１Ｂ】
0004759115.tif 000013