(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
基準に対して電気的ベクトルを形成し、かつ患者に取り付けられる少なくとも３個の電極によって患者の生理学的信号を取得するシステムにおけるそれらの電極の位置を判定し、かつそれらの電極が正しく配置されているか否かを判定する方法であって、
前記生理学的信号を取得するステップと、
前記電極の電気的ベクトル間の角度を判定し、前記電極が不正確に配置されているか、あるいは非標準的構成に配置されているかを判定する目的で、前記電極の位置を標準と比較するために前記生理学的信号を分析するステップと
を含む方法。
【請求項２】
前記システムは表示装置を含んでおり、
前記電極が不正確に配置されているか、あるいは非標準的構成に配置されているかを指示するメッセージを表示装置に生成させるステップをさらに含む請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記電極が正しい位置にあるかどうかを判定するために、前記電極の電気的ベクトル間の角度を標準と比較するステップをさらに含む請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記分析するステップは、少なくとも３個の電極に対して、前記生理学的信号の共分散行列を計算することと、前記共分散行列の固有ベクトルと固有値とを計算することと、前記電極の前記電気的ベクトル間の角度を判定するために、最大固有値に関連付けられた固有ベクトルを評価することとを含む請求項１に記載の方法。
【請求項５】
固有ベクトルの解は、特異値分解（ＳＶＤ）、Ｋａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅ変換（ＫＬＴ）、主成分分析、または主力分析のうち１つを使用して計算される請求項４に記載の方法。
【請求項６】
基準に対して電気的ベクトルを形成し、かつ患者に取り付けられる少なくとも３個の電極によって患者の生理学的信号を取得するシステムにおけるそれらの電極の位置を判定し、かつそれらの電極が正しく配置されているか否かを判定する方法であって、
前記生理学的信号を取得するステップと、
少なくとも３個の電極について前記生理学的信号の共分散行列を計算するステップと、
前記共分散行列の固有ベクトルと固有値とを計算するステップと、
前記電極の前記電気的ベクトル間の角度を判定するために、最大固有値に関連付けられた固有ベクトルを評価するステップと
を含む方法。
【請求項７】
前記電極が非標準的構成にあるかどうかを判定するために、前記電極の電気的ベクトル間の角度を標準と比較するステップを含む請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記システムは表示装置を含んでおり、
非標準的構成を示すメッセージを表示装置に生成させるステップをさらに含む請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記システムは表示装置を含んでおり、
前記電極が正しい位置にあることを示すメッセージを表示装置に生成させるステップをさらに含む請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記生理学的信号は８チャネルの心電図である請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記生理学的信号は１２チャネルの心電図である請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
前記生理学的信号は４チャネルの心電図である請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記生理学的信号は１０秒の心電図である請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
前記生理学的信号は、少なくとも１回の心拍の間における患者の電気的心臓活動を表す請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
前記生理学的信号は、１回の心拍の少なくとも一部の間における患者の電気的心臓活動を表す請求項１に記載の方法。
【請求項１６】
固有ベクトルの解は、特異値分解（ＳＶＤ）、Ｋａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅ変換（ＫＬＴ）、または主力分析のうち１つを使用して計算される請求項６に記載の方法。
【請求項１７】
電極の位置を判定し、かつ前記電極が正しく配置されているか否かを判定する装置であり、患者に取り付けられた前記電極が基準に対する電気的ベクトルを形成する装置であって、
生理学的患者データを受け取る入力と、
前記電極の前記電気的ベクトル間の角度を判定するために、前記生理学的データを分析するソフトウェアを含む分析モジュールと
を含む装置。
【請求項１８】
前記生理学的患者データを記憶するために、前記分析モジュールに接続されたメモリを含む請求項１７に記載の装置。
【請求項１９】
前記分析モジュールは、少なくとも３個の電極に対して、前記生理学的信号の共分散行列を計算し、前記共分散行列の固有ベクトルと固有値とを計算し、前記電極の前記電気的ベクトル間の角度を判定するために、最大固有値に関連付けられた固有ベクトルを評価する請求項１７に記載の装置。
【請求項２０】
前記分析モジュールは、前記電極が非標準的構成にあるかどうかを判定するために、前記電極の電気的ベクトル間の角度を標準と比較する請求項１７に記載の装置。
【請求項２１】
非標準的電極構成の指示を表示する表示装置を含む請求項２０に記載の装置。
【請求項２２】
前記分析モジュールは、前記電極が正しい位置にあるかどうかを判定するために、前記電極の電気的ベクトル間の角度を標準と比較する請求項１７に記載の装置。
【請求項２３】
前記電極が正しい位置にあるかどうかを指示するメッセージを生成する表示装置をさらに含む請求項２２に記載の装置。
【請求項２４】
電極の位置を判定し、かつ前記電極が正しく配置されているか否かを判定する装置であり、患者に取り付けられた前記電極が基準に対する電気的ベクトルを形成する装置であって、
前記患者に取り付けられた電極を介して患者から元々取得していた生理学的患者データを受け取る入力と、
前記電極の電気的ベクトル間の角度を判定し、前記電極が不正確に配置されているか、あるいは非標準的な構成に配置されているかを判定するために、前記電極の位置を標準と比較する分析モジュールと
を含む装置。
【請求項２５】
前記生理学的患者データを記憶するために、前記分析モジュールに接続されたメモリをさらに含む請求項２４に記載の装置。
【請求項２６】
前記分析モジュールは、少なくとも３個の電極について、前記生理学的信号の共分散行列を計算し、前記共分散行列の固有ベクトルと固有値とを計算し、前記電極の前記電気的ベクトル間の角度を判定するために、最大固有値に関連付けられた固有ベクトルを評価する請求項２４に記載の装置。
【請求項２７】
前記分析モジュールは、前記電極が非標準的構成にあるかどうかを判定するために、前記電極の電気的ベクトル間の角度を標準と比較する請求項２４に記載の装置。
【請求項２８】
非標準的電極構成の指示を表示する表示装置をさらに含む請求項２７に記載の装置。
【請求項２９】
前記分析モジュールは、前記電極が正しい位置にあるかどうかを判定するために、前記電極の電気的ベクトル間の角度を標準と比較する請求項２４に記載の装置。
【請求項３０】
前記電極が正しい位置にあるかどうかを指示するメッセージを生成する表示装置をさらに含む請求項２９に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は患者の生理学的特徴を計測することに関し、詳細には、患者に接続された電極の相対的位置を識別する方法および装置を含む心電図に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般的に１２リード心電図（ＥＣＧ）と呼ばれているもの、すなわち、患者の心臓での電気的活動の１２個の異なった「ビュー」を表す１２個の信号のグループを記録し表示するためには、１０個の電極と１０本のリード線とが必要であることが広く知られている。標準的または静止ＥＣＧ電極配置については、１つの電極が、右手首、左手首、右足首、および左足首で四肢の各々に取り付けられる。また、６個の電極が胸の心臓の上に取り付けられる。１２チャネルのＥＣＧを記録するために、１０個の電極が数個の抵抗器ネットワークを介して十分な数の増幅器に接続されている。１２個のリード（すなわち信号）は一般的に、正面平面と水平平面とからなる２つのグループに分割される。正面平面のリード（Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶｒ、ａＶｌ、ａＶｆ）は、手足リード、アイントホーフェン・リード、または二極リードなどと様々に呼ばれている。水平平面のリード（ｖ１、ｖ２、ｖ３、ｖ４、ｖ５、ｖ６）も同様に、前胸部リード、胸部リード、または単極リードなどと様々に呼ばれている。
【０００３】
心電図または患者モニタを使用して有用なＥＣＧを記録するためには、患者の身体表面上での電極の正確な配置が必要である。標準的ＥＣＧ用の電極の理想的配置は、医療業界内で良好に決められており受け容れられている。しかし、臨床環境における電極を日常的に正確に配置することは、いくつかの理由で達成することが困難である。まず、看護婦およびＥＣＧ技師は適切に訓練されていないことがしばしばあり、取り付けポイントを正確に見つけるほどには経験を積んでいない。さらに、個々の身体的特徴は患者ごとに大きく異なる。これらの相違は、適正な取り付けポイントを見つけるために使用される「解剖学的指針」の誤った解釈につながる。また、患者は、適正な取り付け位置で患者の身体表面に接触することを妨げるような傷を負っていたり、包帯を巻いていたりすることも時にはある。また、ＥＣＧ機への電極の取り付けは、長い個々のＥＣＧリード線を使用して行われることが多い。電極が患者に正確に取り付けられていても、それらを心電図に接続するリード線が交差し、機器で信号が切り換えられてしまうことがある。
【０００４】
多くの発明者が、胸部への電極接続の問題を解決しようと試みてきた。患者へのリードの取り付けを容易にし、数種類の取り付けミスの可能性を排除するために、多数の電極を整然と配置する多数のベルト、パッド、ベスト、背負い革および紐の電極が開発されてきた。一般的に、これらの発明は、異なった患者の大きさに適合させながら、６個の水平電極を互いに対して固定することを試みている。これらの教示のいずれも、手足電極の配置の問題には取り組んでいない。さらに、水平リード電極の場所は、依然として適正な解剖学的位置にはない場合がある。
【０００５】
いくつかのＥＣＧ適用例では、患者は自由に動けなければならない。そのため、手首や足首に電極を取り付けることは不便または不可能になる。患者が自由に動けなければならない適用例は、ホルターとして知られている長期的記録、遠隔モニタリングなどの歩行可能患者モニタリング、およびストレス・テストとして知られているトレッドミルまたは自転車上での運動テストを含む。これらのテストでは、手首および足首の電極位置は、不便さ、リード線が絡まる危険の増大、および動作中の手足からの雑音の増大のために、電極の配置としては妥当ではない。一般的に、これらのＥＣＧ適用例の各々では、手足電極は胴部上を移動されて、肩および臀部付近に配置される。Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒシステムは、胴部上での電極配置の１つの変形形態である。１２リード・ベッドサイド・モニタリングも、胴部上での電極の配置を必要とする。代替電極配置用のシステムの各々では、有用なＥＣＧデータは得られるが、そのデータは標準的ＥＣＧデータとは大きく異なる。振幅および波形の重要な相違が、標準的ＥＣＧと代替電極配置ＥＣＧとの間に生ずる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
標準的ＥＣＧおよび代替電極配置ＥＣＧから得たデータ間の相違のために、電極配置の種類にかかわらず、全てのＥＣＧテスト結果が同じ病院記憶システムに記憶されるときに、ＥＣＧ分析の複雑さが生ずる。同じ患者が、ストレス・テストの間に得られた標準的ＥＣＧおよびＥＣＧに関して、病院システムに記憶されたＥＣＧデータを有する場合がある。データの相違について説明が与えられなければ、ＥＣＧデータの両方のセットを共に見たときに、心臓専門医および病院技師は混乱することがある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
したがって、本発明は、１２リード心電図（ＥＣＧ）を分析し、全リード・ベクトルの間の角度を識別する方法および装置を提供する。この情報は、ベルト、パッド、ベスト、背負い革、電極紐、または非標準的な追加的電極などの他の装置を患者に追加的に配置する必要なく、また、インピーダンス電流インジェクタ、インピーダンス計測回路、音響または磁気デジタイザ、および／またはデジタルカメラなどの追加的電子機器を必要とすることなく、電極配置（故意ではない誤った配置または代替配置の意図的選択）の認識を可能にする。
【０００８】
本発明の方法に関しては、８個のリードからの１０秒のＥＣＧデータが収集される。正面リードのうち２個および水平リード６個の全てからのデータが収集される。代表的心拍はデータの各チャネルにおかれて、干渉の根源はデータから除去される。次に、残りのデータの８チャネルで共分散行列(covariance matrix)が形成される。
【０００９】
本発明は次に、データの可変性を、互いに直交しており重要度順に並べられた新たな方向に沿って多次元空間において系統立ててまとめる基礎ベクトルまたは固有ベクトルのセットを発見するために、Ｋａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅ変換（ＫＬＴ）、特異値分解、主成分分析、または主力分析と呼ばれる行列数学を採用する。各固有ベクトルについては、対応する固有値が計算される。また、各原リード・ベクトルを再構成するのに必要である各固有ベクトルの部分に対応する固有値係数が計算される。この技術は、多次元データの冗長を削減するため、ＥＣＧデータを圧縮して送信するため、ＥＣＧ波形区分の特徴をまとめるため、およびＥＣＧにおける雑音源を削減するために、従来技術において使用されてきた。しかし、ＫＬＴ、ＳＶＤ、ＰＣＡ、ＰＦＡ、または同様の方法などの開示した従来技術の使用はいずれも、電極配置の識別ができない。
【００１０】
共分散行列の固有ベクトルの解から、固有ベクトルと原ベクトルとの間の角度が求められる。固有値係数および、固有ベクトルと原ベクトルとの間の角度は、余弦関係によって関連付けられている。各特定のＥＣＧテストについて計算された角度は、電極が標準または静止ＥＣＧ電極配置、代替電極配置、または誤った電極配置のいずれで適用されているのかを判定するために、角度の基準セットと比較することができる。
【００１１】
本発明はさらに、ＥＣＧ技師に非標準的または誤った電極配置を警告することができるＥＣＧ機を含む。このＥＣＧ機は、電極が正しい場所からどの程度どの方向にずれているかに関してＥＣＧ技師に指示できる。このＥＣＧ機は、ＥＣＧテスト・データを、標準的電極配置および様々な代替電極配置を含む、ＥＣＧテスト中に使用される電極配置の特定の種類に関する情報で示すことができる。
【００１２】
本発明はさらに、ＥＣＧテスト・データを分析できるソフトウェア・プログラムを含む。このソフトウェア・プログラムは、テスト中にどの種類の電極配置が使用されたかを判定するために、ＥＣＧデータを分析できる。ソフトウェア・プログラムは次に、標準的電極配置が用いられているか、代替電極配置が用いられていることを、心臓専門医に知らせるために、ＥＣＧテスト・データを明示することができる。
【００１３】
ＥＣＧにおけるリード配置を評価する方法を提供することが、本発明の利点である。
【００１４】
患者に取り付ける電極の位置を手作業で計測する必要をなくすことが、本発明の別の利点である。
【００１５】
記憶されたＥＣＧ、すなわち、以前に入手し患者情報記憶検索システムに複写したＥＣＧについてリード配置を評価する方法を提供することが、本発明のさらに別の利点である。
【００１６】
ＥＣＧにおけるリード配置を評価する方法であって、電極が患者に元々どのように配置されていたかに関する事前知識を必要としない方法を提供することが、本発明のさらに別の利点である。
【００１７】
【発明の実施の形態】
本発明の様々な他の特徴および利点は、図面、詳細な説明および特許請求の範囲に記載してある。
【００１８】
本方法について１２リード心電図に関して説明する。本発明の本質は、方向および／または角度に関してデータ源の間における関係を推論するために、データの冗長を使用できるあらゆる信号生成環境に適用可能であるものと理解されるべきである。本発明の範囲は１つの心拍または１０秒のＥＣＧには限定されない。本発明の範囲は、８個または１２個のリードまたはチャネルに限定されないが、１０秒の１２リードＥＣＧの例は非常に有用で一般的であり、本発明を説明する目的で本明細書において使用する。
【００１９】
図２は、本発明を実施しているＥＣＧ機１０を示している。本発明はＥＣＧ機に関して説明しているが、本発明を実施する他の装置は、患者データの長期的記憶に使用するデータ記憶検索装置を含む。本装置では、ＥＣＧデータは、ＥＣＧ機または他の患者監視装置（たとえば、ストレス・テスト機、ホルター・モニタ、ベッドサイド・モニタなど）から元々取得または入力され、後に検索および分析するために（長期的であっても）メモリ（図示せず）に記憶される。ＥＣＧ機１０は、リード線ＬＡ、ＲＡ、ＬＬ、ＲＬおよびｖ１〜ｖ６（これらのうちの数個を図２に示した）を含む。標準的ＥＣＧについては、１０個の電極が患者の身体に取り付けられている。１つの電極は手首および足首で患者の四肢の各々に取り付けられている。これらの電極を、左腕（ＬＡ）、右腕（ＲＡ）、左足（ＬＬ）および右足（ＲＬ）と呼ぶ。図１に示したように、心臓周囲の胸の標準的位置には６個の電極が取り付けられている。当技術分野において広く知られているように、１２個の別個のＥＣＧ信号または１２個のリードを記録するために、１０個の電極が個々のリード線およびいくつかの抵抗器ネットワーク（図示せず）を介して十分な数の増幅器１５（これらのうちの数個のみを図２に示した）に接続される。
【００２０】
リードは２つのグループ、すなわち、正面平面および水平平面に分けられる。心臓から各手首および各足首に直線が引かれたとすると、正面平面には４本の線が引かれるであろう。同様に、心臓から患者の胸部に置かれた６個の電極の各々に直線が引かれたとすると、水平平面には６本の線が一般的には引かれるであろう。正面平面におけるリードは、正面リード、手足リード、アイントホーフェン・リード、または二極リードと呼ばれ、リードＩ、ＩＩ、ＩＩＩ、ａＶｒ、ａＶｌおよびａＶｆを含む。水平平面におけるリードは、水平リード、前胸部リード、胸部リード、または単極リードと呼ばれ、リードｖ１、ｖ２、ｖ３、ｖ４、ｖ５およびｖ６を含む。
【００２１】
正面リードはＬＡ、ＲＡおよびＬＬ電極を様々に置き換えて、ＲＬ電極を電極接地として機能させて得られる。図２に示したように、二極リードは２つの電極間の電位から構成されている。すなわち、リードＩはＬＡとＲＡとの間の電位に対応し、リードＩＩはＬＬとＲＡとの間の電位に対応し、リードＩＩＩはＬＬとＬＡとの間の電位に対応する。図２に示したように、増大リードは１つの電極と基準入力との間の電位から構成され、基準入力は２つの電極の平均である。たとえば、リードａＶｆはＬＬと基準入力との間の信号であり、基準入力は電極ＲＡおよびＬＡでの電位の平均である。
【００２２】
図２に示したように、水平リードは、四肢の電極に加えて、患者の胸部に取り付けられた６個の電極を様々に置き換えて得られる。６個の水平リードの各々は、患者の胸部に置かれた特定の電極での電位と、ウィルソン中央端子での電位との間の信号から構成される。ウィルソン中央端子とは、ＲＡ、ＬＡおよびＬＬ電極間の平均電位のことをいう。たとえば、リードｖ１は電極ｖ１とウィルソン中央端子との間の信号である。
【００２３】
ＥＣＧ機１０は、増幅器１５に接続されたＥＣＧ制御部２０も含む。ＥＣＧ制御部２０は増幅器１５からＥＣＧデータを受け取り、ＥＣＧデータを分析して、後に検索するためにＥＣＧを記憶する。ＥＣＧ制御部２０はＥＣＧデータを分析する分析モジュール２５を含む。当業者には理解されるように、分析モジュール２５は、電子ハードウェアまたは電子ハードウェアとソフトウェアとの組合せを用いて、ＥＣＧデータの分析を遂行する。
【００２４】
ＥＣＧ制御部は、要約記憶装置３０と、分析モジュール２５に接続された表示装置３５とを含む。表示装置３５はプリンタであってもモニタであってもよく、あらゆる数の表示装置が分析モジュール２５に接続され、それによって制御されてもよい。さらに、ＥＣＧデータおよび他の患者データの長期的な記憶および検索を遂行するために、他の外部接続（図示せず）または他の内部装置（図示せず）がＥＣＧ機に含まれてもよい。
【００２５】
一般的に、１２チャネルのＥＣＧデータはＥＣＧ機１０によって取得されて、メモリ記憶装置３０に記憶される。６個の正面リードから得られたデータのほとんどは、反復データである。６個の正面平面リードが、アイントホーフェンの三角形によって互いに容易に関連付けられることは、当技術分野においてよく知られている。キルヒホッフの電圧法則は、リード・ベクトルＩ、ＩＩおよびＩＩＩと共に使用することができ、アイントホーフェンの三角形として知られている正面平面における三角形を形成する。いずれか２つのベクトルが既知であれば、第３のベクトルを計算することができる。これは、３つのベクトルの合計がゼロに等しくなければならないからである。３個のリードのうち２つのリードのみが独立のデータを含む。さらに、リードａＶｒ、ａＶｌおよびａＶｆはリードＩ、ＩＩおよびＩＩＩの置き換えにすぎず、そのため、いずれか２つの正面リードが既知であれば、他の４個の正面リードを計算できる。
【００２６】
図１３のブロック図に示したように、本発明の方法はリード・データの取得で始まる。データの反復があるため、２つの正面リードからのデータのみが収集される。好適な実施形態では、リードＩおよびＩＩからのデータのみが収集される。リードＩおよびＩＩからのデータのみが収集されると、残りの４個の正面リードに関するデータは、以下の等式を用いて計算される。
ＩＩＩ＝ＩＩ−Ｉ
ａＶｒ＝−（Ｉ＋ＩＩ）／２
ａＶｌ＝（Ｉ−ＩＩＩ）／２
ａＶｆ＝（ＩＩ＋ＩＩＩ）／２
【００２７】
２つの正面リードに加えて、データは６個の水平リードの各々から収集される。本発明の方法を実施するためには、８個のリードの各々からの１０秒のデータのみが必要である。１０秒のＥＣＧの８個のチャネルが、１秒あたり５００個の標本点で収集される。８個の原リードの各々からのデータを図３に示した。このデータから、当技術分野において知られている方法によって各チャネルにおける代表的な心拍が発見されるかまたは得られる。次に、電力線周波数、呼吸、筋肉の震え、またはベースライン・ドリフトなどの干渉のもととなるものを除去する。残りの信号は、二極モデルによる心臓の電気的活動のみを表す。この信号は、心臓内の点信号源での三次元の同等な瞬間的電気ベクトルによって占められている。身体表面で記録された電圧は、主として、その瞬間的電気ベクトルの異なった方向への投影であると推測される。
【００２８】
データが取得されてフィルタリングされると、分析モジュール２５は、ＥＣＧデータの共分散行列を形成する。この方法は、たとえば、それぞれ６００個の標本点で構成される８個のリード・ベクトルの各々からの平均値の除去を含む。各ベクトルは、標本点ごとに各別のベクトルをかけて、点の積の解を得るために、その積が合計される。点の積の解は共分散と呼ばれる。形状的に非常に類似したＥＣＧリードは、高い共分散を有する。
【００２９】
次に、分析モジュール２５は、Ｋａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅ変換（ＫＬＴ）、特異値分解、主力分析または主成分分析などの一般的に同等な数学的方法を用いて、共分散行列に対する固有ベクトルの解を計算する。この説明の目的で参照する方法は、Ｋａｒｈｕｎｅｎ−Ｌｏｅｖｅ変換、すなわちＫＬＴである。
【００３０】
ＫＬＴは、フランク・リード・システムを使用して得られたデータなどの、三次元データに関して最も容易に理解される。図１はフランク・リード・システムを示しており、これは標準的な１０個のＥＣＧ電極に加えて、４個の追加的電極（Ｈ、Ｉ、Ｅ、Ｍ）を含む。フランク・リード・システムは、３個のベクトルのみにおける心臓活動を表すデータを取得するために使用される。基本的に、ＫＬＴはｘ、ｙ、ｚ座標系におけるデータの利用可能性を分析し、新たなｕ、ｖ、ｗ座標系を判定するためにデータに適用される。より詳細には、ＫＬＴは、データに最も変化が多い方向を判定するために、分析モジュール２５によって実施される。データに対して最も可変度が高い方向はｕ座標になる。２番目に可変度が高い方向はｖ座標になり、ｖ座標はｕ座標に直交する。３番目に可変度が高い方向はｗ座標になり、ｗ座標はｕおよびｖ座標によって規定された平面に直交する。最初の３つの変化の方向から、データの各特定セットに対応する新たな三次元座標システムが確立される。最初の３つの固有ベクトルは、ｕ、ｖおよびｗ座標によって表される最も可変度の高い最初の３つの方向に対応する。視覚化するのは困難であるが、変化の各追加的方向はＫＬＴによっても判定される。これらの追加的次元は、電極が肋骨の上に置かれているかまたは肋骨間の空間に置かれているかなどの、患者の組織における変化を表すことができる。
【００３１】
ほとんどのデータは三次元、すなわち変化の最初の３方向で表すことができるので、最初の３つの固有ベクトルは最も重要である。図３からの原データの固有ベクトルの解を図４に示した。明確化を目的として、第１の固有ベクトル（ｅ１）はリードＩからのデータに対応せず、むしろ、８個全てのリードからのデータの最も可変度が高い方向に対応する。図４に示したように、第４から第８の固有ベクトル（ｅ４、ｅ５、ｅ６、ｅ７、ｅ８）は限定された信号内容を有するので、最初の３つの固有ベクトル（ｅ１、ｅ２、ｅ３）は、関連するデータのほとんどを含んでいる。さらに、図４から、心臓の活動のほとんどが、第１の固有ベクトルによって表される単一の方向に沿っていることが明らかである。
【００３２】
次に、固有ベクトルに沿った各データ・ポイントの位置から、分析モジュール２５によって各固有ベクトルに関する固有値が判定される。各データ・ポイントには、固有ベクトルからのデータ・ポイントの変化に対応する値が与えられる。各データ・ポイントに対応する値の平均が求められる。平均からの標準的なずれは、その特定の固有ベクトルに関する固有値であると考えられる。最初の３つの固有ベクトルはデータが最も変化する方向を表すので、最初の３つの固有ベクトルに関する固有値は最大になる。
【００３３】
本発明の方法に関しては、３つの最大固有値およびそれらの対応する固有ベクトル以外のものは除去される。図５に示したように、全ての固有値および最も重要な３個の固有ベクトルの表が構成される。図５における固有値の最初の表は、８個の固有ベクトルの各々の総固有値に対応する。図５における２番目の表は、原リード・データを再構成するのに必要な各固有ベクトルの係数からなる。たとえば、原リードＩは固有ベクトルｅ１の約２０％、固有ベクトルｅ２の約１５％、固有ベクトルｅ３の約１２％によってほぼ表される。図６に示したように、固有値およびそれらの対応する固有ベクトルは、原データを正確に再構成するのに使用することができる。
【００３４】
原データを再構成するよりも重要なのは、図５における２番目の表の係数を、原リード・ベクトルと固有ベクトルの各々の間における角度を判定するのに使用できることである。２番目の表の固有値係数は、各原リード・ベクトルおよび固有ベクトルの間における角度の余弦として解釈できる。たとえば、固有ベクトルｅ１およびリードｖ４に対応する固有値係数は−０．５２２である。６０°の余弦は０．５である。したがって、固有ベクトルｅ１とリードｖ４との間の角度は約６０°である。同様に、固有ベクトルｅ２とリードｖ１とに対応する固有値係数は−０．５７０であり、したがって、固有ベクトルｅ２とリードｖ１との間の角度も約６０°である。９０°の余弦はゼロであるので、係数がゼロに近づくと、固有ベクトルと原リードとの間の角度は９０°に近づく。たとえば、固有ベクトルｅ２およびｖ４に対応する固有ベクトル係数は０．００１であり、したがって、固有ベクトルｅ２と原リードｖ４との間の角度はほぼ９０度である。
【００３５】
通常の標準的または静止ＥＣＧを表す基準角度のセットを含む基準固有ベクトルの解は、ＥＣＧ機１０のメモリ３０に記憶される。特定のＥＣＧテストに関する固有ベクトルと原リード・ベクトルとの間の角度が決定されて、基準角度と比較される。ＥＣＧテストに関する角度が基準角度と整合しなければ、電極配置は、分析モジュール２５によって、非標準的または誤っているかのどちらかであると判定される。たとえば、固有ベクトルｅ１とリードｖ２との間の基準角度は約９０°の場合がある。ＥＣＧテストが行われて、固有ベクトルｅ１とリードｖ２との間の角度が３０°でしかなければ、電極ｖ２は、標準的電極配置について患者の胸部の正しい位置にはない。
【００３６】
図７は標準的電極配置に関するリード角度の表示を示している。正面平面のリードは、正面平面に正確にあるものと規定されているので、正面からのみ示されている。図７におけるリード角度表示は、図８〜１２のリード角度表示と比較するための、標準的電極配置に関する基準としての役割を果たす。図７における基準角度および図８におけるリード角度との比較は、リードｖ１とｖ２とが逆になっていることを示している。図７と図９との比較は、リードｖ５が２ｃｍ低く置かれていることを示している。
【００３７】
図１０、１１および１２は、代替電極配置スキームのリード角度表示を示している。図１０は、Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置のリード角度表示を示している。Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置については、手足電極は肩および臀部の頂部に置かれる。Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置のリード角度表示は、図７における標準的リード角度表示と有利に比較される。図１１は、Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置に対する代替配置を示しており、その配置では手足電極は鎖骨の中央および臀部に置かれている。リードは、この代替電極配置については、より垂直な配置で表示されている。腕の電極は標準的電極配置の場合よりも密接に置かれているので、リードＩははるかに短くなる。図１２は、Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置の別の代替配置を示しており、その配置では手足の電極は胸骨の左右および肋骨枠の底部に置かれている。この電極配置は図７の標準的リード角度表示に対する極端なずれを示している。
【００３８】
上記の数学的プロセスから得られた結果は、ＥＣＧテストの間に次の２つの方法で使うことができる。（１）ＥＣＧ技師に、逆にまたは正しくなく配置された電極について警告すること、および（２）ＥＣＧ技師に、非標準的な電極配置について警告すること。ＬＡ／ＲＡが逆などの状況では、分析モジュール２５は、表示装置３５を介して、ＥＣＧ技師にリードが逆になっていることを警告する。水平リードの１つが胸部上で正しくなく置かれている状況では、分析モジュール２５は、ＥＣＧ技師に正しくないリード配置を警告して、技師にどの程度どの方向に電極を置き直すかを指示する。非標準的電極配置の場合には、ＥＣＧ機１０は非標準的配置（たとえばホルターまたはストレス）を単に規定し、表示装置上および非標準的電極配置のメモリにおいて指示を行う。
【００３９】
図１３は、本発明の方法を詳細に示したフローチャートである。この方法は、１０秒のＥＣＧ情報を取得し（１１０）、ＥＣＧデータの各チャネルにおいて単一の心拍を分離し（１２０）、ＥＣＧデータの共分散行列を形成し（１３０）、共分散行列の固有ベクトルおよび固有値を求め（１４０）、最小固有値に関連付けられた固有ベクトルを除去し（１５０）、最大の３固有値に関連付けられた３つの固有ベクトルを維持し（１６０）、３つの最も重要な固有ベクトル１７０の項における原リード・ベクトルの角度を解釈し（１７０）、得た角度を基準角度と比較する（１８０）行為を含む。比較の後に、角度が許容値内の同じ角度であれば、ＥＣＧデータは、データが標準的ＥＣＧからのものであり、正しい電極配置が用いられているとの指示と共にメモリ内に記憶される（１９０）。角度が許容値内になければ、この方法はＥＣＧデータが標準的ＥＣＧからのものであるかどうかを判定する（２００）。ＥＣＧデータが標準的ＥＣＧからのものであれば、ＥＣＧデータは、電極がＥＣＧデータの取得中に正しくなく置かれたとの指示と共にメモリ内に記憶される（２１０）。ＥＣＧデータが標準的ＥＣＧデータではないと判定されれば、ＥＣＧ電極構成の種類を判定するために、ＥＣＧデータはさらに分析される（２２０）。ＥＣＧ構成の種類または正しくない電極配置に関する情報は、ＥＣＧデータの取得時に直ちに表示装置に表示されるか、ＥＣＧレポートの作成時に後で生成するメッセージとして記憶してもよい。
【００４０】
上記の数学的プロセスから得られた結果は、どの種類の電極配置スキームがＥＣＧテストで使用されているかまたは使用されたか、電極が身体の正しい位置に置かれたかどうか、あるいはリードがテスト中に偶発的に切り替えられたかどうかを判定してＥＣＧデータと共に記録するために、ＥＣＧ機またはＥＣＧ分析を行うためのソフトウェア・パッケージにおいて有用である。
【００４１】
本発明はその適用例において、本明細書の説明に記載したまたは図面において図示した構成部品の構成と配列の詳細には限定されないことを理解されたい。本発明は他の実施形態も可能であり、多様な方法で実施または実行することが可能である。また、本明細書において使用している表現法および用語は説明を目的としたものであり、限定するものとは見なすべきではないことを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】標準的または静止１２リードＥＣＧの電極配置の図である。
【図２】３種類のリード、すなわち、二極（Ｉ、ＩＩ、ＩＩＩ）、増大（ａＶｒ、ａＶｌ、ａＶｆ）および単極（ｖ１、ｖ２、ｖ３、ｖ４、ｖ５、ｖ６）の増幅器接続を示す図である。
【図３】単一心拍の８個の原リード・ベクトル（Ｉ、ＩＩ、ｖ１、ｖ２、ｖ３、ｖ４、ｖ５、ｖ６）のグラフである。
【図４】最初の３ベクトルを超える限定された信号内容を示す８個の固有ベクトル（ｅ１、ｅ２、ｅ３、ｅ４、ｅ５、ｅ６、ｅ７、ｅ８）への、図３のデータの投影を示すグラフである。
【図５】図４の固有ベクトルの各々の総固有値を示した表、および各固有ベクトルおよび各原リード・ベクトルに対応する係数を示した表である。
【図６】固有ベクトルの解から再構成された原リード・ベクトルを示すグラフである。
【図７】電極配置が左右対称に調整された管理された環境において記録された実際の１２リードＥＣＧからの、本発明の方法により生成された、標準的電極配置に関するリード角度表示である。
【図８】電極配置が左右対称に調整された管理された環境において記録された実際の１２リードＥＣＧからの、本発明の方法により生成された、リードｖ１とｖ２とが逆になった電極配置ミスに関するリード角度表示である。
【図９】電極配置が左右対称に調整された管理された環境において記録された実際の１２リードＥＣＧからの、本発明の方法により生成された、リードｖ５が２ｃｍ低く配置された電極配置ミスに関するリード角度表示である。
【図１０】電極配置が左右対称に調整された管理された環境において記録された実際の１２リードＥＣＧからの、本発明の方法により生成された、Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置に関するリード角度表示である。
【図１１】電極配置が左右対称に調整された管理された環境において記録された実際の１２リードＥＣＧからの、本発明の方法により生成され、Ｍａｓｏｎ−Ｌｉｋａｒ電極配置に類似の代替電極配置に関するリード角度表示である。
【図１２】電極配置が左右対称に調整された管理された環境において記録された実際の１２リードＥＣＧからの、本発明の方法により生成された、標準的リード表示からずれている代替電極配置に関するリード角度表示である。
【図１３】本発明の方法に関する数学的プロセスを示すフローチャートである。
【符号の説明】
１０  ＥＣＧ機
１５  増幅器
２０  ＥＣＧ制御部
２５  分析モジュール
３０  メモリ
３５  表示装置
【図１】
0004733262.tif 000002
【図２】
0004733262.tif 000003
【図３】
0004733262.tif 000004
【図４】
0004733262.tif 000005
【図５】
0004733262.tif 000006
【図６】
0004733262.tif 000007
【図７】
0004733262.tif 000008
【図８】
0004733262.tif 000009
【図９】
0004733262.tif 000010
【図１０】
0004733262.tif 000011
【図１１】
0004733262.tif 000012
【図１２】
0004733262.tif 000013
【図１３】
0004733262.tif 000014