(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体システムの心電図データを表示及び監視するための方法であって、前記心電図データは電子測定信号から導出され、前記データはグラフィカルなポートレートに変換され、該グラフィカルなポートレートは３次元トポロジカルモデルの形式で構成されており、
ａ）繰り返される重要な少なくとも２つの量の時間的な間隔をもとめることによって分析周期を決定し、
ｂ）この分析周期内でセンシングされた心電図データをデジタル化し、
ｃ）これらのデジタル化されたデータをメモリユニット（４）に供給し、
ｄ）当該格納されたデジタル化されたデータにカラーコードおよび輝度値を割り当て、前記カラーコード及び輝度値の割り当ては、経験的にもとめられた基準データからの前記格納されたデジタル化されたデータの偏差の度合いに従って行われ、
ｅ）前記格納されたデジタル化されたデータから空間座標を面基準点としてもとめ、該面基準点の間には基本的に閉じた面を形成するために画素を補間し、前記心電図データの所定の領域に、予め決定された基礎モデルの所定の空間領域を割り当て、
ｆ）前記基本的に閉じた面を評価又は出力装置（９）に供給し、
ｇ）評価されるべき複数の分析周期の自己相関関数を計算し、前記格納されたデジタル化されたデータを経験的にもとめられた基準データと比較し、少なくとも１つの評価されるべき分析周期を当該比較に基づいて選択し、
ｈ）分析周期のセンシングされたデータは、ハイパスフィルタに通され、デジタル化され、フィルタリングされないデータによって減算され、こうして得られたデータは移し替えによって、その値に相応してグループ化され、
ｉ）各生体システムに対して前記移し替えの順番を求めるために基準測定を行い、前記移し替えの順番は当該生体システムに対して格納され、
ｊ）当該格納された移し替えの順番を、生体システムの変化をもとめるために後続の分析周期に適用する、ことを特徴とする、生体システムの心電図データを表示及び監視するための方法。
【請求項２】
心臓検査における活動電位は標準化された３点導出によってもとめられる、請求項１記載の方法。
【請求項３】
心電図の２つのＲパルスの間隔に基づいて分析周期が決定され、該分析周期は心筋の重要な活動電位を検出する、請求項２記載の方法。
【請求項４】
データは分析周期の倍数を含む時間インターバルに亘ってもとめられる、請求項１から３のうちの少なくとも１項記載の方法。
【請求項５】
基準データは電子的メモリ（７）から呼び出される、請求項１記載の方法。
【請求項６】
心電図データがセンシングされた時間インターバル内に完全な形で存在する全ての分析周期が画像計算の際に考慮される、請求項１から５のうちの少なくとも１項記載の方法。
【請求項７】
妨害量は複数の分析周期のセンシングされたデータの相関によって除去される、請求項１から６のうちの少なくとも１項記載の方法。
【請求項８】
センシングされたデータはデータラインを介して診断センサに伝達される、請求項１から７のうちの少なくとも１項記載の方法。
【請求項９】
画像表示は治療推奨と共に格納される、請求項１から８のうちの少なくとも１項記載の方法。
【請求項１０】
生体システムの心電図データを表示及び監視するための装置であって、前記心電図データは電子測定信号から導出され、前記データはグラフィカルなポートレートに変換され、該グラフィカルなポートレートは３次元トポロジカルモデルの形式で構成されており、
データセンシング及び電気信号への変換のための手段（１）を有し、
繰り返される重要な少なくとも２つの量の時間的な間隔をもとめることによって分析周期を決定するための装置（２）を有し、
この分析周期内でセンシングされた心電図データをデジタル化するためのアナログ/デジタル変換器（３）を有し、
デジタル化されたデータを格納するためのメモリユニット（４）を有し、
評価ソフトウェアを有する評価ユニット（５，６，７）を有し、ここでカラーコードおよび輝度値は前記デジタル化されたデータに割り当てられ、前記カラーコード及び輝度値の割り当ては、経験的にもとめられた基準データからの前記格納されたデジタル化されたデータの偏差の度合いに従って行われ、
前記格納されたデジタル化されたデータから空間座標を面基準点としてもとめ、該面基準点の間には基本的に閉じた面を形成するために画素が補間され、ここで前記心電図データの所定の領域に、予め決定された基礎モデルの所定の空間領域を割り当て、前記格納されたデジタル化されたデータに基づいて閉じた表面を有する３次元カラー画像を形成するための手段を有し、
もとめられた画素を処理するための制御ユニット（８）を有し、
評価又は出力装置（９）を有し、当該評価又は出力装置（９）には前記基本的に閉じた面が供給される形式のものにおいて、
前記評価ユニット（５，６，７）は、
−評価されるべき複数の分析周期の自己相関関数を計算し、前記格納されたデジタル化されたデータを経験的にもとめられた基準データと比較し、少なくとも１つの評価されるべき分析周期を当該比較に基づいて選択し、
−分析周期のセンシングされたデータをハイパスフィルタに通し、デジタル化し、フィルタリングされないデータによって減算し、こうして得られたデータを移し替えによってその値に相応してグループ化し、
−各生体システムに対して前記移し替えの順番を求めるために基準測定を行い、前記移し替えの順番を当該生体システムに対して格納し、
−当該格納された移し替えの順番を、生体システムの変化をもとめるために後続の分析周期に適用する、ことを特徴とする、生体システムの心電図データを表示及び監視するための装置。
【請求項１１】
評価ユニット（５）には外部へのデータ伝送のためのインターフェースが設けられている、請求項１０記載の装置。
【請求項１２】
電気信号の増幅器が設けられている、請求項１０又は１１記載の装置。
【請求項１３】
データセンシングのための装置は電極、圧力センサ、フローメータ又は光学的センサとして構成されている、請求項１０から１２のうちの１項記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
記述
本発明は、生体システムの心電図データを表示及び監視するための方法及び装置であって、これらの心電図データは電子測定信号から導出される。
【０００２】
１８８７年の心臓の活動電流の発見以来、心電図法の枠内で検出されたデータがセンシングされる。まず最初に、感光性被覆されたペーパーストリップと共に弦電流計が活動電位の検出のために使用された後で、数十年前から記録式測定装置が使用される。この測定装置では、プロッタに類似の記録手段が増幅された測定値に依存して線形運動を行い、ペーパーストリップがこの記録手段の運動に対して垂直方向にこの記録手段の下にガイドされる。
【０００３】
このやり方で曲線が得られ、この曲線は周期的に繰り返される典型的な経過を有する。この曲線に基づいて、専門教育を受け訓練された心臓病専門医は、刺激形成の変化、心筋のリズム障害又は損傷を識別することが可能である。この表示形式の欠点は、とりわけ小さい変化において測定の情報内容が識別しにくく、曲線の解釈には専門教育及び多くの経験が必要とされることである。さらに、心電図の綿密な評価のためにはすくなからぬ時間が必要である。
【０００４】
開発が進むと、この曲線はディスプレイに表示されるようになった。これは遙かに洗練された表示を可能にした。というのも、電子ビームは記録装置よりも小さい慣性質量を有し、従ってほぼ遅延なしに作動するからである。このディスプレイの欠点は、曲線の表示の短いこと及びディスプレイにおける解像力が制限されていることである。
【０００５】
２次元表示からベクトル心電図法が開発された。このベクトル心電図法では心筋繊維の活動電流が表示され、空間の３つの平面において環状カーブ（ストリップ）が形成される。空間曲線の解釈は訓練された専門家であれば行うことができる。
ＵＳ５２１５０９９から心臓リズム障害の予想のための装置及び方法が周知であり、ＱＲＳ領域の多数のＥＣＧ測定が平均化され、典型的ではない波形が選び捨てられる。ＥＣＧ測定の平均値は次いでデジタル化され、セグメントが互いに時間的にずらされ、分析され、フーリエ変換によって変換される。変換されたデータは３次元形式で表現され、時間的にずらされたセグメント相互が一致する場合、わずかな心筋梗塞の危険が推定される。
論文 "A microcomputer-based cardiac mapping system for recurrent ventricular tachycardia surgery"; Moura et al., "A system for accurate interactive 3-D display of cardiac electrical activity"; Branham et al., "A real-time data acquisition system for the display of three dimensional cardiac activation maps"; Young et al. 及び "3-D mapping of body surface potentials"; Calderon et al. には、表面電位の表示の異なる方法が記述されている。これらの方法はなるほど測定箇所の位置の正確な割り当てを許容するが、これらの方法の評価は経験を必要とする。
【０００６】
本発明の課題は、迅速かつ誰にでも利用できるようにプロセス状態の変化の分析及び将来の状態の予測を可能にする方法及び装置を提供することである。
【０００７】
本発明では上記の課題は、請求項１記載の方法及び請求項１７記載の装置によって解決される。
【０００８】
情報マイクロスコープという単語は本発明の方法及び本発明の方法を実施するための装置をわかりやすく説明する。というのも、観察者にとって簡単には接近できないこれらの情報が人間の知覚に供給されるからである。光マイクロスコープにおいては物質の最小構造はレンズ系における光波の屈折によって可視化される。情報マイクロスコープは生体システムの機能パラメータを処理し、これらの機能パラメータが総じて一般的な知覚にとって接近できるようにし、最小の変化が明瞭になるようにする。
【０００９】
例えばＥＣＧに含まれているような複雑な情報の解釈は、本発明の方法によってずっと簡単になり、迅速になる。非常に短い測定持続時間及び簡単な適用によって頻繁なデータセンシングが可能であり、この結果、生体システムの変化が短い間隔の測定によって長い時間に亘って観察される。
【００１０】
短い評価持続時間及び処理された測定値の簡単な解釈可能性は非常に小さな変化をも明らかにする。示された測定値の定性的な評価の可能性との関連において、検査された生体システムに関する予測が可能である。
【００１１】
グラフィカルなポートレートへの変換によって、検査された系の個々の結像が作られ、この個々の結像に基づいて、写真撮影の場合のように、識別が可能である。
【００１２】
有利には、３次元トポロジカルモデルの形式によるグラフィカルなポートレートはが構成される。というのも、環境の自然な知覚に最も近いこの表示によって最も高い情報密度が伝達されうるからである。よって、複雑な測定値も目に見えるように及び容易に接近できるように表示されうる。同様に２次元ダイアグラムでは識別しにくい小さな変化が、この形式の表示によってより大きな情報量に基づいてより明確に知覚可能になる。トポロジカルな所与状態が相応の造形化によって可視化される地図のように、この３次元モデルは高い具体性及び情報密度によって機能パラメータの図を与える。
【００１３】
データのデジタル化によってこれまでは２次元平面にプロットされた領域を空間的な座標に割り当てることを可能になり、これによって３次元的な印象が得られる。重要な測定量から、測定値経過の所定の区間が所定の空間領域に割り当てられる。アナログ信号はデジタル化され、数値はその時間的な発生に依存して基準点として広範囲に閉じた表面を形成するために使用される。付加的に個々の基準点にはカラーコードを背景として設ける。このカラーコードはクロミナンスもルミナンスも含む。カラーコード付与は、それぞれ分析周期の測定値に基づいて行われ、画像の色度値及び輝度値に基づいて定性的な分類が可能となる。
【００１４】
分析周期の決定は有利には繰り返される少なくとも２つの重要な量の時間的間隔をもとめることによって行われる。この場合、これらの量は生理学的な所与状態乃至は検査された人体部分に依存する。心臓病検査においては２つのＲパルスの間隔が分析周期の長さとして与えられる。というのも、この間隔は検出しやすく、通常は十分なエッジ急傾斜を有するからである。分析周期はこの場合次のように決定される。すなわち、心筋の重要な活動電位が検出され、すなわち、ＰからＴまでの全領域がカバーされるように決定される。
【００１５】
測定の精度及び有意味性ならびに表示の正確さを高めるために、測定持続時間が分析周期の倍数を含むと有利である。デジタル化された測定の離散値はこれらの離散値の順番に相応してグラフィカルな表示内の所定の領域に割り当てられるので、測定は時間インターバルに亘って有効である。この時間インターバルは考慮すべき値の全領域を含む。
【００１６】
とりわけ有利には、カラーコードの割り当ては経験的にもとめられた基準データとの結合によって計算される。電子的メモリに格納されこのメモリから呼び出されるデータに基づいて、基準点には色度及び輝度に関する情報が割り当てられる。この割り当ては、これらの基準データに対する測定値の偏差に依存して行われる。偏差の度合いに応じて及び曲線内部の位置に応じて、測定値には相応の色度及び輝度が割り当てられ、この結果、画像が成立する。この画像は形状、色及び輝度に基づいて簡単な診断を許す。というのも、情報表示の形式は医学的な基準データに基づいて変化され、簡単な割り当ては最小の偏差も許容するからである。
【００１７】
明らかな妨害信号を後続処理し、これにより処理コストを増大し、表示の制度を低減しないために、本発明の実施形態では、評価すべき分析周期の選択が自己相関関数及び経験的にもとめられた基準データとの比較の計算によって行われる。
【００１８】
分析周期のセンシングされたデータを分析するために、データはハイパスフィルタに通され、デジタル化され、こうして得られた値が同様にデジタル化されたフィルタリングされないデータによって減算される。こうして得られるデータはその値に相応してグループ又はいわゆるクラスタにまとめられ、この結果、複数の分析周期の観察において、時間インターバルでそれぞれ同一の値を有するグループがマトリクス状に隣接して配置される。数値のグループ化によってまず最初に無秩序に分布している小さい変動が分類され、一目で見て分かるランダムな小さい変動からいくつかの一定の特徴を有する規則的な構造が取り出される。グループ化の順番は、各々の生体システムに対して、すなわち各々の患者に対して個別に格納される。
【００１９】
有利には、グループ化の順番は基準測定の経過中にもとめられ、次の分析周期において適用される。再グループ化の順番の新たな適用が変化された構造を生じる場合には、この生体システムの変化がここから推定される。
【００２０】
本発明の有利な実施形態では、時間インターバルの全分析周期は画像計算の再に考慮される。というのも、基準点の増大によって解像力が高まるからである。既存の偏差は基準点の分散を惹起し、この結果、クラスタ形成は複数の分析周期の評価において得られる。
【００２１】
とりわけ個人的な領域における適用のために、心臓検査における活動電位の検出は標準化された３点導出（3-punkt-Ableitung）に従って行われる。というのも、このやり方で感度の低い測定値センサであっても測定の十分な精度が実現されるからである。心臓病診断の分野に適用する場合には、他の導出、例えば２点導出又は６点導出も設けられる。この場合、後者の方法はきわめて有意味な情報を供給し、これらの情報に基づいて専門家は定性的及び定量的な診断を簡単かつ迅速に行うことができる。
【００２２】
本発明の実施形態では、妨害量の除去が複数の分析周期の測定値の相関によって行われる。測定値センサにおける妨害量の発生はランダムであるが、実際の測定値は互いに相関しているので、妨害信号は相関によってフィルタリング除去される。この結果、従来の表示においてはノイズの中に見分けがたく残っていたであろう小さい偏差も画像表示において検出される。
【００２３】
本発明の実施形態では、センシングされた測定値はオンライン・データラインを介して例えば診断センタに転送される。この診断センタではデータの評価及びアーカイブが行われる。検査される人物はもはや現場で検査される必要はなく、普段の環境において適当な時間にデータをセンシングすることができ、次いでこれらのデータが専門家によって評価される。
【００２４】
本発明の実施形態としては、治療推奨とともに画像表示の格納が行われる。この結果、測定結果の独自の解釈が経験的なやり方でもとめられた推奨によって補強される。
【００２５】
情報マイクロスコープを有する請求項１記載の方法を実施するための装置はデータセンシング及び電気信号への変換のための装置ならびに分析周期を決定するための装置を有する。さらに、アナログデジタル変換器が設けられ、このアナログデジタル変換器はセンシングされたデータをデジタル化しメモリユニットに供給する。このメモリユニットに接続された評価ソフトウェアを有する計算ユニットにおいて、これらのデータにはメモリユニットに格納されたデータからのこれらのデータの偏差に相応して色度値及び輝度値が与えられ、３次元座標系に割り当てられる。デジタル化された信号の個々の値は基準点を形成し、これらの基準点は閉じた面に結合される。制御ユニットにおいて、もとめられた画素が各出力装置のために処理される。評価又は出力装置はカラー画像又はカラー表現の形態で画像情報を伝達する。
【００２６】
情報マイクロスコープの実施形態において、データセンシングのための装置は電極、とりわけ接着電極又は挟み込み電極として形成される。というのも、このやり方で容易に筋肉活動の活動電位に関する情報が得られるからである。ちょうど挟み込み電極は取り扱い容易であり、素人でも生体システムに関するデータを得ることができる。センシングされるパラメータのタイプに応じて、圧力センサ、フローメータ又は光学式センサが使用され、これらは組み合わせて使用することもできる。原理的には生体システムに関する情報を検出するどんな測定値センサも適しており、電気信号への変換はセンシングされた測定値に依存して例えば圧力変換器又は光電変換器において行われる。
【００２７】
電気信号はしばしば僅少な振幅を有するので、有利には増幅器が設けられ、この増幅器によって十分に明確な信号が供給される。
【００２８】
情報マイクロスコープにおけるトポロジカルモデルの迅速な計算のために、メモリユニットには経験的にもとめられた基準データが格納されている。これらの基準データはもとめられた値を先行する測定又は病気による変化に割り当てることを可能にする。有利にはメモリユニットはコンピュータとして構成された計算ユニットと接続されている。
【００２９】
トポロジカルモデルの簡単な供給のためにはとりわけモニタへの出力が有利である。この場合、カラーモニタは機能パラメータのモデルの有意味性を高める。さらにプリンタ、とりわけカラープリンタ又は画像露光器又はプロジェクタのような他の画像形成媒体を出力媒体として設ける。
【００３０】
本発明の装置の実施形態では、データの外部伝送のためのインターフェースが設けられている。これにより測定値の判断が例えば診断センタで行われ、しかも検査される人物はそこにいなくてもよい。とりわけ連続的な監視の際にはこの検査方法が有利である。
【００３１】
図面に基づいて次に本発明の実施形態を詳しく説明する。
【００３２】
図１はノーマルな心電図の表示である。
【００３３】
図２は患者ＥＣＧの表示である。
【００３４】
図３は情報マイクロスコープのブロック線図である。
【００３５】
図４は分析周期形成の図式である。
【００３６】
図４ａは時間インターバルにおける複数のＥＣＧ信号のシーケンスである。
【００３７】
図４ｂはＥＣＧ信号のデジタル化を示す。
【００３８】
図５はマトリクス値の再グループ化の原理的な説明を示す。
【００３９】
図６は差マトリクスの再グループ化の様々なフェーズを示す。
【００４０】
図７及び８は信号処理のブロック図である。
【００４１】
図９はＥＣＧ信号の横座標値に依存して様々なカラースペクトルを構成することを表す。
【００４２】
図１０及び１１は信号処理のブロック図である。
【００４３】
図１２は空間座標に基準点を割り当てる原理図である。
【００４４】
図１３は処理されたＥＣＧ信号の例示的な表示である。
【００４５】
図１４はＥＣＧの領域と作成されたトポロジカルモデルとの間の相応関係を示す原理図である。
【００４６】
図１は、２次元表示における従来の心電図（ＥＣＧ）を示す。この２次元表示において横座標は時間軸であり縦座標は活動電位である。このようなノーマルなＥＣＧは４つの領域に分割される。このノーマルなＥＣＧの開始及び終了はＰからＴまで文字で示されている。ＰからＱまでの領域は心房の収縮に相応する。ＱからＴまでの領域は心臓の心室の収縮に相応する。ＱＲＳグループは心室の興奮拡張に相応し、Ｔ突起部は局所的に異なって経過する再分極によって発生する。ＱＲＳグループ、ＳＴ区間及びＴ突起部は共にＥＣＧの心室グループを形成する。
【００４７】
図２では患者ＥＣＧに基づいてこの曲線経過がノーマルＥＣＧの曲線経過に相応することが分かる。この場合、もちろんそれぞれの点の間には直線的な接続は発生せず、活動電位の経過に相応して常に相対的に小さい変動が記録されている。このようなＥＣＧは専門家にとっても豊富な経験によってのみ解釈できるものである。とりわけ心拍ごとの小さい変化ははっきり目に見えず、情報は検出されているにもかかわらず、容易に見過ごされる。
【００４８】
図３のブロック線図はＥＣＧ測定における方法を示す。検査される人物は２つの標準化された電極を通常の測定地点（手首の関節及び/又は足首の関節）に固定し、中性電極を耳たぶに固定する。ここには図示されていないトリガ装置を介して測定値センシングが所定の時間インターバルで実施される。活動電流は測定値センサ１において増幅され、処理装置２に転送される。測定値が電気信号の形式で存在しない場合には、まず最初に信号変換を行う。
【００４９】
処理装置２では分析周期の長さが決定される。この分析周期の長さは２つの心拍の持続時間に従って調整される。図４にはこのような決定が概略的に図示されており、このような決定においては２つの連続するＲ突起部の間隔から出発して、分析周期長Ｔに対して短縮されたインターバルが決定される。Ｔに対する基準値としてＲ-Ｒ間隔の８０〜９０％が設けられ、これによってＱＲＳＴグループが検出される。よって、時間ＴはＥＣＧの全心室グループを含み、アナログ/デジタル変換器３においてアナログ信号がデジタル化され、この結果、分析周期毎にそれぞれ所定の個数のｎ個の値が供給される。分析周期は重要な量から計算され、この選択された例ではＲ突起部から計算されるので、それぞれデジタル化される値はＥＣＧの所定の領域に割り当てられる。
【００５０】
この信号は図示されている例では表示可能性の理由から２５個の値に分割されている。自明のことだがより高い解像力もできる。時間Ｔの個数、すなわち測定時間内にセンシングされる分析周期の個数は、インデクスｉで示される。１分の分析周期及び毎秒一拍の心臓周波数の場合、インデクスｉは１から６０までである。デジタル化された値はメモリユニット４に供給され、このメモリユニット４には評価ユニット５が接続されている。この評価ユニット５は評価ソフトウェアを有する計算ユニット６及びプログラムメモリ７から成る。
【００５１】
図４ａにはＥＣＧ測定が比較的長い時間に亘って示されており、ＱＲＳＴグループを有する長さＴの窓がｋ回形成される。図４ｂでは、どのようにデジタル値Ｘｉｊの検出を行うかが詳しく図示されている。ここでインデクスｉはそれぞれのＱＲＳＴグループを示し、１からｋまであり、インデクスｊは１からｎまであり、それぞれの測定地点を示す。測定地点ｊの各々にはＸ値が割り当てられ、この結果、ｋ行及びｎ列を有するマトリクスＸｉｊが得られる。
【００５２】
各ＱＲＳＴグループにおいて、ハイパスフィルタを用いて小さい変動の除去が行われ、小さい変動はＲ突起部の値の０.５〜１.５％の領域の変化とみなす。このハイパスフィルタリングはデジタル化によってもちろん小さい変動のないｋ×ｎマトリクスを生じる。このマトリクスＸｆｉｊはマトリクスマトリクスＸｉｊから減算される。この結果、差マトリクスＸｄｉｊが生じる。この差マトリクスＸｄｉｊには小さい変動だけが含まれている。
【００５３】
算出された差マトリクスＸｄｉｊは、互いに近傍にある値がグループ又はクラスタにまとめられるように置換される。図５にはこのようなマトリクスの再グループ化が図示されている。左側のマトリクスは算出された差マトリクスを示し、右側のマトリクスは完全に再グループ化されたマトリクスを示す。マトリクスＸｄｉｊ内部の異なるシンボルはそれぞれ同一の値を、ここでは値１１，１７及び２１を表す。マトリクスＸｄｉｊは連続的な置換によって整理され、それぞれの値（ここではシンボルにより表される）ができるだけグループにまとめられて集まっている。これは図５の右側のマトリクスＸｄｉｊ*に図示されている。それぞれの値はいわゆるクラスタを形成し、再グループ化の過程又は置換は、変化された行インデクシング及び列インデクシングに基づいて容易に識別できる。置換の順番は各人物毎に様々であり、基準測定の経過中にもとめられ、個別の関数として格納される。
【００５４】
図６は表示１から３に基づいて差マトリクスを移し替えた結果を示し、ここでこの表示１は初期差マトリクス、すなわち、再グループ化の前の信号を示している。表示２では移し替えが半分行われており、このためすでに第１のクラスタが浮かびだしている。図６の表示３は置換の最終的なバリアントを示し、この最終的なバリアントでは、それぞれの値が最適にクラスタを構成している。値の置換によって差マトリクスの内部に高められた秩序が現れ、この結果、クラスタの形成によって「情報エントロピ」の低減という言葉を使うこともできる。表示１では値の無秩序な状態がまだ存在し、よってＨ（１）は最大値をとるが、この無秩序は再グループ化が進むにつれて低減され、ついにはこの無秩序は最小になる（Ｈ（３）＝min）。
【００５５】
差マトリクスＸｄｉｊのマトリクスＸｄｉｊ*への置換によって、最初の一目みてわかるランダムな小さい変動から内部構造が識別可能である。この構造が一定であるならば、すなわち、それぞれの位置において同一の変動が現れるならば、これらの変動は、マトリクスＸｄｉｊの置換のもとめられた順番を次に適用する場合にも繰り返される。
【００５６】
評価ソフトウェアによる処理は図７にブロック図として図示された原理によって行われる。ここではさらに別のプロシージャによってセンシングされたデータの分析に不適切な不安定な変動が除去される。他の値Ｘｄｉ１*、値Ｘｄｉ２*,..., Ｘｄｉｎ*に依存する信号Ｙｉ＝Ｘｄｉｊ*（ｉ＝１,...,k; j=1,...,n）はユニット２-１に伝達され、このユニット２-１でこのデータグループの自己相関関数Ｆｋｏｒ＿ｉが計算される。この関数はパラメータが先行する時点の己の値に依存するかどうかを示す。すなわち、パラメータが例えば隠された周期性を含んでいるかどうかを示す。この場合、明確な最大値又は最小値が、この過程の周期又は非周期に相応する位置において示される。この関数はブロック２-２の２つの出力側のうちの第１の出力側に転送される。
【００５７】
第２の出力側には関数Ｆｋｏｒ＿Ｅが供給される。この関数Ｆｋｏｒ＿Ｅはプログラムメモリ７に格納されており、比較のための基準（das Normal）として使用される。この関数Ｆｋｏｒ＿Ｅは自己相関関数であり、各検査対象毎に基準としてセンシングされた測定に関して計算される。この基準測定に基づいて、ユニット２-２では関数Ｆｋｏｒ＿ｉとＦｋｏｒ＿Ｅとが類似性に関する予め定められた判断基準にしたがって互いに比較される。センシングされた信号内のきわめて小さい変動に基づく生体システムの変化の重要性は明らかであるので、基準測定に対してあまりにも大きな差を有する信号はフィルタリング除去される。このやり方で、これら２つの関数は予め決定された領域の内部でのみ互いに比較される。類似性が存在しない場合、すなわち、検査される信号が基準測定からあまりにも大きく偏差している場合、信号の後続処理はストップされる。
【００５８】
所定の基準に従って類似性がある場合、信号Ｙｉがユニット２-３で後続処理される。このユニット２-３の第２の出力側に拡大係数ｍを有する拡大関数Ｄｉｍが印加される。信号Ｙｉ及び拡大係数から、固定された領域に増幅された、すなわち正規化された信号が作成される。この増幅された信号は次いでユニット２-４に転送される。
【００５９】
図８にはブロック図に基づいてカラーコードの割り当てが図示されている。正規化された信号Ｙｉは次のステップで色成分に結びつけられる。これらの色成分はテーブルに格納されている。これらのテーブルはｎ列３行を含み、これらの３行は赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の色成分に相応する。この選択された例では、信号Ｙｉの１０２４個の値が存在する。１０２４個の値の各々が時間領域Ｔの所定の位置における偏差の値を表し、従って、心筋活動の所定の領域に割り当てられうる。例えばＳ突起部の領域に割り当てられうる。
【００６０】
これらの１０２４個の値の各々には色度値が割り当てられる。この色度値はカラースペクトルの所定の領域から選択される。カラーテーブルの値Ｃｏｌ（ｉ）が各信号Ｙｉに割り当てられ、この結果、ユニット２-４の出力側において３つの２次的なカラーコードＲｉ，Ｇｉ，Ｂｉが信号Ｙｉに割り当てられる。これは、マトリクスＸｄｉｊ*の各点に固有の色度値が割り当てられることを意味する。１０２４個の値の各々に対して、この信号のそれぞれの領域に割り当てられるカラースペクトルから成分Ｒ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）から成る色度値がもとめられる。
【００６１】
このカラースペクトルからの選択は基準曲線に対する偏差に依存して行われる。すなわち、偏差が変化すると色度値は変化する。色度値はテーブルの形式でプログラムメモリ７に格納されており、それぞれの値に割り当てられる。相応の色選択、スペクトル曲線及び適合された解像力によって、きわめて小さい差の場合でも確実な差異が可能であり、従って、きわめて小さい変化の識別において感度増大が惹起される。
【００６２】
図９は３つのカラースペクトルＰ、Ｔ及びＳの概略的な曲線を示す。これらの曲線はそれぞれＥＣＧ信号の同一名称の領域に割り当てられる。例えばＰ領域には緑色、Ｔ波には黄色、Ｓ突起部には青色が割り当てられる。横座標の上に色成分、黄、赤、青のそれぞれの曲線がプロットされている。横座標値の選択は信号Ｘｄｉｊ*の大きさに依存して行われる。例えば領域Ｐに対して偏差が検出できない場合には、０の組み合わせでカラースペクトルが選択される。位置Ｐにおける偏差が非常に大きい値である場合には、９０の値が設けられる。比較的大きい解像力の場合には相応に他の歩幅が選択される。
【００６３】
カラーコードを設けられた信号Ｙｉのユニット３-１における後続処理が図１０に図示されている。ユニット３-１はプログラムメモリに格納された３つの行及びｐ個の列（ｐ≦Ｋ、ただし分析周期の個数がＫ）を有する３Ｄテーブルが含まれ、これらの３つの行はそれぞれ空間次元Ｘ、Ｙ、Ｚに相応する。カラーコードを設けられた信号Ｙｉは構成要素Ｘｒ、Ｙｒ、Ｚｒに結びつけられる。これらの構成要素はシミュレートされた空間における信号Ｙｉの初期座標である。
【００６４】
ここでもカラーコード割り当ての上記の方法とおなじように、ＥＣＧ信号の所定の領域に対して予め決定された基本モデル又は基本ボディの所定の空間領域が割り当てられる。値Ｙｉの大きさに応じて、基本モデルから偏差する値が空間座標Ｘｒ、Ｙｒ、Ｚｒに対して割り当てられる。基本モデルから偏差する空間座標によってセンシングされた信号のきわめて小さい変動を再現する個々の画像が形成される。従って、患者のＥＣＧ信号の変化を個々の表示として再現する、検査される心臓のポートレートが作成される。この個々の表示は形状と色において測定された変化に応じて変化している。
【００６５】
座標Ｘｒ、Ｙｒ、Ｚｒはユニット３-２の３つの入力側に転送され、このユニット３-２の４番目の入力側に信号Ｙｉが印加される。この信号Ｙｉの大きさからカラーコード割り当てにおいて記述された方法と同じように、座標Ｘｒ*、Ｙｒ*、Ｚｒ*が形成される。
【００６６】
Ｘｒ*＝Ｘｒ＋Ｆ＿Ｘ(Ｙｉ)
Ｙｒ*＝Ｙｒ＋Ｆ＿Ｙ(Ｙｉ)
Ｚｒ*＝Ｚｒ＋Ｆ＿Ｚ(Ｙｉ)
こうしてもとめられた座標Ｘｒ*、Ｙｒ*、Ｚｒ*はユニット３-３において平面に投影され、この結果、３Ｄアニメーションがディスプレイ又はプリンタに出力される。相応の機器を装備するとモニタ上に運動する表示が可能である。座標の他に、ユニット３-３には信号Ｆ１からＦｑまでが印加される。これらの信号Ｆ１からＦｑは例えば観察者の位置、出力システムのパラメータ又はレンズフォーカスに関する情報を予め設定する。
【００６７】
ユニット３-３の出力側では、画像表示を可能にするために、垂直方向構成要素及び水平方向構成要素（ＹＤｉ及びＸＤｉ）にルミナンス関数（ＬＨＴｉ）が割り当てられる。
【００６８】
図１１には基準点の周囲の画像値を算出することをブロック図で図示している。この算出はユニット３-１における空間座標の割り当ての方法のように原理的には行われる。閉じた表面表示のために必要な中間値（Ｚ１ｉ,Ｚ２ｉ,...,Ｚ）は上記の方法と同じようにもとめられる。この場合、３Ｄテーブルは図１０のブロック３-１のｐ個の列に基づいて拡大係数ｍの分だけ拡大される。すなわち、ｐ*ｍ個の列が存在する。それぞれの点の間の補間は周知のアルゴリズムによって行われ、最も簡単な場合には線形補間によって行われる。概略的にこの補間は図１１において右下にわかりやすく図示されており、ここでは画素１ｉからｍｉまでが点ｉの周囲に図示されている。相応に他の補間された点は他の基準点の周囲でもとめられる。
【００６９】
これらの値の計算のためのそれぞれの関数、すなわちどの色度値がそれぞれの信号値に割り当てられるのか、どのようにそれぞれの値に対する空間座標を計算するのか、又は、どの輝度値を与えるのかを決める関数は、プログラムメモリ７に格納されており、経験的な研究に基づいてもとめられる。空間座標の計算及び輝度値の割り当てはパラレルに行われる。
【００７０】
図１２は選択された面における空間座標割り当ての概略的な表示を示している。基本モデルＦから出発して、計算された値Ｘｄ*ｉｊ−１，値Ｘｄ*ｉ１及び値Ｘｄ*ｉｊ＋１に基づいて、新しい空間座標が割り当てられる。これらの新しい空間座標は平面における閉じた曲線の形成のための基準点として使用される。相応に全ての平面に対する値が形成され、この結果、空間的な表示が得られる。
【００７１】
上記のやり方でＥＣＧ信号に含まれている情報を立体的にカラーで表示することができ、色づけ及び立体化は医学的な事実に依存して行われ、意図的な割り当てはない。このような表示はまず最初に直接的な知覚から取り出される既存の情報に観察者が接近しやくするマイクロスコープに比較できる。「病気にかかった」心臓の検査されるＥＣＧ信号内の小さい変動は、健康な心臓の小さな変動とは異なる。医学的なデータに基づいて、他の検査方法でも信号ノイズに埋没してしまうこれらの小さい変動を上記の方法で可視化する。既存の解釈しにくいＥＣＧの情報がトポロジカルな表示で処理され、きわめて小さい変動も可視化されるので、情報マイクロスコープという概念を用いた。
【００７２】
上記のようにもとめられた画像データは制御ユニット８でそれぞれの評価ユニット又は出力ユニット、例えばカラープリンタ又はモニタのために処理され、これにより患者又は医者に可視化される。当然、このような画像は格納されるか又はデータラインを介して伝送されうる。
【００７３】
図１３はトポロジカルな形式による処理されたＥＣＧの例示的な表示を示す。それぞれの領域の形状及び色から様々な情報が導き出されうる。領域１０は測定の時点における緊張レベルを記述している。例えば肉体的活動、薬品、又は、中毒性の薬剤乃至は嗜好品によって負荷をかけることに応じて、特定の変化が形成され、この特定の変化はとりわけ色づけによって可視化される。
【００７４】
領域２０は一般的な心筋障害作用を帰納的に推定させ、他方で重い病気の際には領域３０の色及び輪郭は移行段階なしに変化する。領域４０では心室の機能が示されており、このため、場合によっては異常が示される。
【００７５】
図１４は上記の方法に従う本発明の装置によるＥＣＧ信号の処理の原理表示を示す。測定されたＥＣＧ信号は図１４の左側に従来の曲線表示で示されており、一般的に領域ＰＱＲＳＴに分割される。この方法では、測定された信号の安定的な小さな変動が「情報マイクロスコープ」と呼ばれる装置で評価され、処理され、訓練を受けていない者の目にも見えるように可視化される。ＥＣＧ信号の曲線表示のそれぞれの領域には３次元トポロジカルモデルの領域が割り当てられる。この３次元トポロジカルモデルは図１４では右側に「Portrait」という見出しで示されている。
【００７６】
Ｑの周りの領域、すなわち心房収縮は、このポートレートにおいて右上の領域に見いだされ、Ｓの周りの領域は左の縁部に配置され、ＳＴ区間はその対応箇所をこのポートレートの下方の領域にある。
【００７７】
この装置「情報マイクロスコープ」は、この装置の機能を具象的に表すために、ある種の拡大レンズとして示されている。小さな変動が検出され、「拡大され」、トポロジカルモデルが、いわゆるポートレートが形成され、このモデルにおいて従来のＥＣＧとは対照的に心臓の変化及び状態が簡単なやり方で読みとられる。
【００７８】
標準化された３点導出による簡単な測定方法及び簡単な評価可能性によって、表示のこの方法及び本発明の装置によりプライベートな領域において素人にも更なる検査又は取り扱いのための少なくとも基準値を与える監視検査を実施する可能性が与えられる。
【００７９】
臨床分野では高い解像力及び短時間かつ簡明的確な評価に基づいて負荷の後の回復フェーズの持続時間又は薬品の作用が直接観察できる。６点導出によって測定の精度及び情報量が向上し、この結果、心臓の状態に関する定性的及び定量的な情報が捉えられる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  ノーマルな心電図の表示である。
【図２】  患者ＥＣＧの表示である。
【図３】  情報マイクロスコープのブロック線図である。
【図４】  図４は分析周期形成の図式である。
図４ａは時間インターバルにおける複数のＥＣＧ信号のシーケンスである。
図４ｂはＥＣＧ信号のデジタル化を示す。
【図５】  マトリクス値の再グループ化の原理的な説明を示す。
【図６】  差マトリクスの再グループ化の様々なフェーズを示す。
【図７】  信号処理のブロック図である。
【図８】  信号処理のブロック図である。
【図９】  ＥＣＧ信号の横座標値に依存して様々なカラースペクトルを構成することを表す。
【図１０】  信号処理のブロック図である。
【図１１】  信号処理のブロック図である。
【図１２】  空間座標に基準点を割り当てる原理図である。
【図１３】  処理されたＥＣＧ信号の例示的な表示である。
【図１４】  ＥＣＧの領域と作成されたトポロジカルモデルとの間の相応関係を示す原理図である。
【符号の説明】
１  測定値センサ
２  処理装置
３  アナログ/デジタル変換器
４  メモリユニット
５  評価ユニット
６  計算ユニット
７  プログラムメモリ
８  制御ユニット
９  出力装置
Ｆ  基本モデル
【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４ａ】
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【図４ｂ】
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【図５】
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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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